Rentgenové zobrazovací metody
Wilhelm Conrad Roentgen
1845 - 1923
Godfrey N. Hounsfield
1919 - 2004
Přednášky z lékařské biofyziky
Biofyzikální ústav Lékařské fakulty
Masarykovy univerzity, Brno
2
Rentgenové zobrazovací
metody
Rentgenové (rtg) zobrazovací metody patří stále mezi nejdůležitější
diagnostické metody používané v medicíně. Poskytují především
morfologickou (anatomickou) informaci – mohou však také
poskytovat informace o funkčním stavu organismu.
Jejich fyzikálním základem je různý útlum (míra průchodu)
rentgenového záření v různých tkáních lidského organismu.
Mějme na paměti, že rentgenové záření může závažně ovlivňovat
zdraví (vyvolávat např. rakovinu, zákal čočky aj.) pacientů i
zdravotníků. Proto existují přísná zákonná opatření s účelem zabránit
zbytečnému poškozování pacientů i zdravotníků tímto zářením.
3
Obsah přednášky
Projekční rentgenová zařízení
Vznik obrazu
Projekční rentgenová zařízení pro zvláštní účely
CT
Dávky záření a zdravotní rizika
4
Projekční rentgenová zařízení
5
Vznik rentgenového záření – nízkovýkonová
rentgenka používaná např. v zubních rentgenech
Schématický řez rentgenkou. K - žhavené vlákno katody, W –wolframový či měděný terčík.
Moderní
rentgenky
jsou
označovány
též jako
Coolidgeovy
trubice.
6
Výkonová rentgenka s rotující anodou
7
Vznik rentgenového záření
Elektron s elektrickým nábojem e (1,602·10-19 C) v
elektrostatickém poli o napětí U (v tomto případě jde o napětí mezi
anodou a katodou) má na počátku svého letu k anodě potenciální
energii Ep:
Ep = U·e
V okamžiku těsně před dopadem elektronu na anodu je tato
potenciální energie Ep zcela transformována v jeho kinetickou
energii EK. Platí:
Ep = EK = U·e = ½ m·v2
Při dopadu je EK transformována v energii fotonů rentgenového
záření (méně než 1%) a tepelnou energii (99%). Toto teplo může
rentgenku poškodit.
8
Energie fotonů a napětí na rentgence
Jestliže bude veškerá kinetická energie urychleného elektronu
transformována do jediného fotonu rentgenového záření, tento foton
bude mít energii:
E = h·f = U·e
Je to maximální energie emitovaných fotonů, přímo úměrná napětí U
mezi anodou a katodou.
Chceme-li tedy zvýšit energii fotonů, postačuje zvýšit napětí mezi
anodou a katodou!
Čím je vyšší energie fotonů, tím méně jsou zachycovány ve tkáních
– tím vyšší mají pronikavost. Je to zvlášť důležité, když snímkujeme
silné části těla nebo pacienty obézní!
,
9
Histogram energie fotonů
(vzniklých na patrně wolframové anodě)
E
Počet fotonů
připadajících
na interval
energie DE
Superponované čáry (vlastně úzká maxima) representují komponentu rentgenového záření,
kterou označujeme jako záření charakteristické. Spojitá část křivky representuje záření
brzdné.
Histogram energie
emitovaných fotonů
je analogií
energetického
spektra!
Reálné spektrum Mo
rentgenky
přístroj phywe, difrakce
na krystalu Sio2
11
Hlavní části rentgenového přístroje
Rengenka
Generátor napětí a proudu:
-Vysokonapěťový transformátor – poskytuje vysoké napětí (až 150 kV)
-Usměrňovač - poskytuje stejnosměrný proud – zajišťuje jednosměrný pohyb
proudu elektronů v rentgence.
-Jestliže zvýšíme velikost proudu elektronů v rentgence (změnou žhavení katody)
hustota toku fotonů (počet fotonů procházejících jednotkovou plochou za sekundu)
svazku rentgenového záření vzroste – ne však energie jednotlivých fotonů.
-Energii jednotlivých fotonů můžeme zvýšit zvýšením napětí mezi anodou a
katodou.
Ovládací pult – dnes jsou parametry rentgenových přístrojů ovládány
prostřednictvím počítače. Pult je umístěn mimo vyšetřovací místnost nebo za
štítem vyrobeným z olovnatého skla (pro ochranu radiologických asistentů).
Hlavní mechanické části: stojan s rentgenkou, vyšetřovací stůl, Buckyho clona
odstraňující rozptýlené fotony.
Detektory rentgenového záření: kazeta s rtg filmem a přiléhajícím
fluorescenčním stínítkem (při skiagrafii – na ústupu) nebo zesilovač obrazu (na
ústupu) nebo plošný digitální snímač (při skiaskopii i obecně).
12
Průchod rtg záření tělem pacienta
Rentgenové záření vycházející z malé ohniskové plošky anody
se šíří všemi směry.
Ve skleněné stěně rentgenky se některé fotony s nízkou
energií absorbují.
K další absorpci těchto fotonů dochází v primárním filtru, jenž
je vyrobený z hliníkového plechu. Zde absorbované fotony o
nízké energii by jinak byly pohlceny povrchovými tkáněmi a
nepřispívaly by ke tvorbě obrazu (zbytečné ozařování pacienta).
Svazek rtg záření je vymezen obdélníkovými kolimátorovými
deskami vyrobenými z olova.
Záření pak prochází tělem, kterým buď může projít nebo je v
něm absorbováno či rozptýleno.
Pak prochází Buckyho clonou umístěnou před detektorem, aby
zachycovala rozptýlené fotony, které by jinak jen zhoršovaly
kvalitu obrazu.
13
Vznik obrazu
Rentgenový snímek je analogií „stínu“ vrženého
poloprůhledným vnitřně strukturovaným tělesem, osvětleným z
téměř bodového zdroje.
Obraz vzniká různým útlumem svazku v různých tkáních těla
a jejich projekcí na film či jiný detektor rtg záření.
Obraz lze zachytit/zviditelnit pomocí
Rentgenového filmu/stínítka a jeho následného vyvolání (při
skiagrafii – používá již jen ojediněle)
Digitálního plošného snímače obrazu umožňujícího vytvořit
obraz na PC monitoru
Zesilovače obrazu a digitální CCD kamery spojené s monitorem
(při skiaskopii, na ústupu)
14
Útlum záření
Svazek rentgenového záření (jakéhokoliv záření) prochází látkou:
absorpce + rozptyl = útlum
Malý pokles intenzity záření -dI v tenké vrstvě látky je úměrný její tloušťce
dx, intenzitě I záření dopadajícího na vrstvu a specifické konstantě m:
-dI = I.dx.m
Po úpravě:
dI/I = -dx.m
Po integraci:
I = I0·e-mx
I je intenzita záření prošlého vrstvou o tloušťce x, I0 je intenzita dopadajícího
záření, m je lineární koeficient útlumu [m-1] závislý na druhu záření a na
vlastnostech absorbujícího prostředí (složení a hustotě).
Hmotnostní koeficient útlumu m/r nezávisí na hustotě.
15
Detekce obrazu
Kazety pro rentgenový film – již historie
FLUORESCENČNÍ
stínítka redukují
dávku záření
přibližně 50x.
16
Zesilovač obrazu
R – rentgenka, P - pacient, O1 – primární obraz na fluorescenčním
stínítku, G – skleněný nosič, F – fluorescenční stínítko, FK - fotokatoda,
FE – fokusující elektrody (elektronová optika), A - anoda, O2 –
sekundární obraz na stínítku anody, V – videokamera. Jednotlivé části
nejsou zobrazeny proporcionálně.
17
Různé způsoby získávání digitálního obrazu (mammografické systémy)
http://www.moffitt.org/moffittapps/ccj/v5n1/department7.html
V popisu obrázku je
slovo „phosphor“
použito ve smyslu
fosforescenční vrstvy.
18
Digitální plošné snímače obrazu
http://www.dchome.net/data/attachment/forum/202110/27/210509qntst8sn38taat8s.gif
20
Digitální plošné snímače obrazu – Flat panel detektory
Fotodiodové světelné
senzory z amorfního
křemíku (aSi)
Plošný snímač obrazu je složen z řady velmi
malých senzorů.
Luminiscenční vrstva CsI (iodid cesný, nutná
pro snížení pacientské dávky, protože aSi
neabsorbuje dobře rentgenové záření
Elektrický
signál
Přímá digitalizace – vrstva amorfního
selenu
Nepřímá digitalizace – aSi, CsI
21
Neostrost obrazu
Žádný radiogram (rentgenový snímek) není absolutně ostrý.
Rozhraní mezi tkáněmi se zobrazují jako postupná změna
odstínu šedi. Tato neostrost (rozmazání) má několik příčin:
1) Pohybová neostrost – náhodné pohyby, dýchání, pulsové vlny,
srdeční akce atd. Lze ji omezit kratšími expozičními časy za
použití intenzivnějšího rentgenového záření.
2) Geometrická neostrost (polostín) je způsobena plošným
charakterem ohniska anody (ohnisko není bod). Paprsky
dopadají na rozhraní mezi různě absorbujícími prostředími pod
různými úhly, což způsobuje rozmazání jejich obrysů.
3) Světlo emitované fluorescenčními stínítky přiloženými k filmu
nebo digitálnímu snímači neosvětluje jen odpovídající část filmu
nebo snímače, nýbrž se šíří i do blízkého okolí.
22
Geometrická neostrost (polostín)
Geometrická neostrost může být omezena:
- zmenšením ohniskové plošky (zvyšuje se však riziko lokálního poškození
anody přílišným ohřevem)
- zmenšením vzdálenosti mezi pacientem a detektorem
- zvětšením vzdálenosti mezi rentgenkou a pacientem
23
24
Interakce fotonů rtg záření s látkou:
ABSORPCE fotoelektrickým jevem (FE)
Foton je absorbován při srážce s atomem a jeden elektron je v
důsledku toho vyražen z elektronového obalu (typicky z K-vrstvy). Část
energie elektronu h·f je nutná pro ionizaci. Zbytek energie fotonu se mění
v kinetickou energii (1/2m·v2) vyraženého elektronu. Vyražené elektrony
též ionizují – samy vyrážejí elektrony z jiných atomů. Platí Einsteinova
rovnice pro fotoelektrický jev:
h·f = Eb + 1/2m·v2,
Eb je vazebná (ionizační) energie elektronu.
Pravděpodobnost FE roste s protonovým číslem terčových atomů a
klesá s rostoucí energií fotonů (tím se vysvětluje, proč jsou svazky fotonů
rtg záření o vyšší energii více pronikavé a proč se pro stínění používá
olovo).
25
Fotoelektrický jev
26
Interakce fotonů rtg záření s látkou:
Comptonův ROZPTYL (CR)
Při vyšších energiích fotonů není jejich energie plně
absorbována – objevuje se foton s nižší energií. Vazebná
energie elektronu Eb je zanedbatelná ve srovnání s energií
fotonu. Můžeme napsat:
h·f1 = (Eb) + h·f2 + 1/2m·v2,
kde f1 je frekvence dopadajícího fotonu a f2 je frekvence
rozptýleného fotonu.
CR je pravděpodobnější než FE u primárních fotonů o
energiích 0,5 - 5 MeV, což vysvětluje, proč by obrazy získané
pomocí fotonů o takovéto energii byly prakticky nepoužitelné.
27
Comptonův rozptyl
28
Princip Buckyho Clony
http://www.cwm.co.kr/pro213.htm
Buckyho clona pohlcuje podstatnou
část rozptýlených paprsků, avšak
fotonům potřebným pro zobrazení
umožňuje projít. Bohužel však
absorbuje i část užitečného záření.
Proto je nutno zvýšit jeho intenzitu, aby
byl vytvořený obraz kvalitní – takto se
zvyšuje pacientská dávka záření. Proto
se např. Buckyho clona nepoužívá u
malých dětí, u kterých je navíc intenzita
rozptýleného záření nízká.
29
Použití kontrastních prostředků
Hodnoty útlumu měkkých tkání se od sebe liší jen málo. Proto
nemohou být na běžném snímku měkké tkáně rozlišeny. Z tohoto
důvodu se používají farmaka zvaná kontrastní prostředky.
Útlum určité tkáně může být zvýšen nebo snížen. Pozitivního
kontrastu dosahujeme pomocí látek s vyššími protonovými čísly,
neboť se takto zvyšuje pravděpodobnost fotoelektrického jevu.
Suspenze síranu barnatého, “baryová kaše”, se používá pro
zobrazení a funkční vyšetření gastrointestinálního traktu. Při
vyšetřování cév, žlučových a močových cest aj. se používají látky
s vyšším obsahem jodu.
Duté vnitřní orgány můžeme zviditelnit pomocí negativního
kontrastu. Používá se vzduch či lépe CO2. Dutiny jsou naplněny
plynem, nafouknuty, takže se zviditelní jako struktury o velmi
nízkém útlumu (střeva, peritoneum, mozkové komory).
30
Pozitivní a negativní kontrast
Kontrastní snímek apendixu –
divertikulóza – kombinace pozitivního
a negativního kontrastu, světlá místa
ukazují na přítomnost síranu
barnatého. Na apendixu vidíme
keříčkovitý divertikl. Kontury střev jsou
viditelné díky přítomnosti plynu
(negativní kontrast).
http://www.uhrad.com/ctarc/ct199b2.jpg
Podkovovitá ledvina –
pozitivní kontrast. Při
pozorném pohledu nám
neuniknou močovody.
http://www.uhrad.com/ctarc/ct215a
2.jpg
Pneumoencefalogram – negativní kontrast
– historie medicíny. Motýlkovitý útvar je
zobrazením mozkových komor, ve kterých
se nachází vzduch místo likvoru.
http://anatomy.ym.edu.tw/Nevac/class/neuroanatomy/slide/k42.j
pg
31
Příklady rtg zařízení pro zvláštní účely
Zubní rentgenové přístroje
Mammografy
Přístroje pro angiografii (systémy pro odčítání
obrazů, dříve založené na zesilovačích obrazu,
nyní většinou využívají digitální snímače)
32
Rentgenové přístroje v zubním lékařství
http://www.gendexxray.com/765dc.htm
Panoramatické snímky
získané pomocí OPG -
ortopantomografu
http://www.gendexxray.com/orthoralix-9000.htm
Snímek zubního
implantátu
33
Mammografie
Mammografie je postup využívající nízké dávky rentgenového záření (obvykle kolem 0,1 až
0,2 mSv) pro vyšetření prsů, zejména hledání různých druhů nádorů a cyst. V některých
zemích je pravidelná (jednou za 1 až 5 roků) mammografie u starších žen podporována jako
screeningová metoda pro včasnou diagnostiku rakoviny prsu. Používá se záření o nízké
frekvenci (energii), jehož zdrojem je molybdenová nebo beryliová anoda rentgenky..
34
Digitální subtrakční angiografie
http://zoot.radiology.wisc.edu/~block/Med_Gallery/ia_dsa.html
Tato metoda je založena na „odečtení“ (subtrakci) digitalizovaných obrazů téže části těla.
Odčítané obrazy se od sebe liší přítomností či nepřítomností kontrastní látky. To co vidíme je pak
krevní řečiště. Metoda poněkud ustoupila do pozadí s rozvojem jiných angiografických metod na
bázi CT nebo MRI.
Intervenční radiologie
35
36
Výpočetní tomografie – CT
(Computed Tomography)
37
Výpočetní tomografie – CT
(Computed Tomography)
První pacient byl vyšetřen touto metodou v Londýně v r. 1971.
Zařízení bylo vynalezeno anglickým fyzikem Hounsfieldem
(společně s Američanem Cormackem Nobelova cena za
medicínu v r. 1979)
38
Princip CT
Princip: Výpočetní tomograf je v podstatě přístroj pro měření
útlumu rtg záření v jednotlivých voxelech (objemových analogiích
pixelů) v tenkých plátcích tkání.
Metoda měření: Svazek rentgenového záření ve tvaru tenkého
vějíře prochází tělem a je měřen obloukem detektorů. Toto se
opakuje pod různými úhly tak dlouho, dokud se nezíská dostatek
informace pro výpočet koeficientů útlumu ve voxelech
odpovídajícího řezu tělem pacienta. Vypočte se „mapa“ útlumu v
příčném řezu - tomogram.
39
Příklady výpočetních tomogramů
Metastatické léze v mozku
http://www.mc.vanderbilt.edu/vumcdept/emerg
ency/mayxr3.html
Rozsáhlý subkapsulární hematom
sleziny u pacienta po autonehodě
http://www.mc.vanderbilt.edu/vumcdept/emergency/apr7xr
1a.html
40
Výhody CT oproti projekčnímu rtg
zobrazení
Mnohem vyšší kontrast než u projekčního rtg
zobrazení – 0,5% rozdíly v útlumu mohou být rozlišeny,
protože:
je téměř úplně eliminován vliv rozptylu,
měření rtg záření probíhá pod mnoha různými úhly.
Z toho plyne, že můžeme vidět a vyšetřovat různé
měkké tkáně.
Anatomické struktury se vzájemně nepřekrývají.
Díky měření z mnoha stran dochází k menšímu
zkreslení.
41
Čtyři generace CT
42
„Pátá generace“ CT
electron beam tomography (EBT)
43
44
Princip spirálního (3D) CT
Rentgenka a detektory se otáčejí kolem posunujícího se pacienta.
Multislice CT Cone beam CT Dual Energy
45
Umožněna rychlá 3D rekonstrukce
pitch
46
47
Pitch = 0,7
Rotation time: 0.28 sec
Scan time: 2.60 sec
Pitch = 3
Rotation time: 0.28 ecs
Scan time: 0.60 sec
48
Hounsfieldova (CT) čísla
Pro zjednodušení hodnocení obrazů používáme
Hounsfieldovu stupnici jednotek (HU) pro velikost útlumu.
V této zjednodušené stupnici má voda 0 HU, vzduch -1000 HU a kompaktní kost
přibližně +1000 HU. Na rozdíl od hodnot koeficientů útlumu hodnoty HU nejsou
závislé na napětí rentgenky – můžeme srovnávat obrázky získané pomocí
různých přístrojů.
Stupnice čísel HU je k dispozici pro CT vyšetření tělesných tkání. Ve většině
případů nemá smysl přiřazovat je všem úrovním stupnice šedi (naše oko je
schopno rozlišit pouze asi 250 úrovní šedi). Většina měkkých tkání má hodnoty
HU v rozmezí od 0 do +100. Proto v praxi používáme omezené „diagnostické
okno“ těchto jednotek, např. od -100 do +100.
HU =
W – voda
T – tkáň
k = 1000
49
„Diagnostické okno“ stupnice HU
<>
http://www.teaching-biomed.man.ac.uk/student_projects/2000/mmmr7gjw/technique8.htm
Image reconstruction
matrix - 512 x 512
pixel - 2D object, smallest element of a raster image
voxel - 3D object, smallest element of a 3D grid
50
Rekonstrukce obrazu
51
52
isotropic imaging - all 3 sides (x, y, z) of the voxel have equal
size
53
3D CT
https://www.carestream.com/en/us/medical/products/carestream-onsight-3d-extremity-system
Radioaktivita
Jev, při kterém dochází k samovolnému
rozpadu jader, která se děje emisí energie a
přeměnou jádra na jiný nuklid.
Zákon radioaktivního rozpadu:
𝑁 = 𝑁0 𝑒−𝜆𝑡
, kde N je počet atomů v daném vzorku v
čase t, N0 je počet atomů v čase t=0 a λ je
rozpadová konstanta. Rozpadová konstanta
souvisí s často používaným poločasem
rozpadu následujícím způsobem:
𝑇1/2 =
𝑙𝑛2
𝜆
Interakce ionizujícího záření s hmotou
Interakce záření s hmotou je obvykle provázena vznikem
sekundárního záření, které se liší od záření primárního nižší
energií a často také druhem částic.
Primární nebo sekundární záření přímo nebo nepřímo
ionizuje prostředí a vytváří také volné radikály.
Část energie záření se vždy přeměňuje v teplo.
Postupná ztráta energie částic primárního záření je
charakterizována pomocí LET, lineárního přenosu energie
(linear energy transfer), tj. průměrné ztráty energie jednotlivé
částice v určitém prostředí na jednotkové délce její dráhy.
Čím je vyšší LET, tím více poškozuje záření tkáně a tím větší
představuje riziko.
Interakce fotonového záření (rtg, g)
Fotoelektrický jev a Comptonův rozptyl již byl popsán v přednášce o rentgenových
zobrazovacích metodách.
Při velmi vysokých energiích fotonů dochází ke tvorbě elektron-pozitronových párů.
Energie fotonu je transformována do hmotnosti a kinetické energie elektronu a pozitronu. Vztah
mezi hmotností a energií každé částice je dán vztahem:
E = m0· c2 (= 0,51 MeV),
kde m0 je klidová hmotnost elektronu nebo pozitronu (jejich hmotnosti jsou stejné), c je rychlost
světla ve vakuu. Energie fotonu E musí být vyšší než dvojnásobek energie vypočtené podle
předchozího vzorce (tj. 1,02 MeV). Můžeme napsat:
E = h·f = (m0· c2 + Ek1) + (m0· c2 + Ek2)
Výrazy v závorkách: energetické ekvivalenty hmotnosti tvořených částic, Ek1 a Ek2 jsou kinetické
energie těchto částic. Pozitron obvykle rychle interaguje (anihiluje) s jakýmkoliv blízkým elektronem
a vznikají dva fotony, každý s energií 0,51 MeV.
Interakce korpuskulárního záření
b-záření = rychlé elektrony nebo pozitrony – ionizují prostředí mechanismem
stejným jako při vzniku rtg záření. Dráha b-částic je ve vodném prostředí několik
milimetrů až centimetrů.
a-záření ionizuje přímo nárazy. Podél jeho velmi krátké dráhy (mm) se v prostředí
vytváří velké množství iontů a volných radikálů, takže ztrácí velmi rychle svou energii
(= velmi vysoká hodnota LET).
Neutrony ionizují pružnými a nepružnými srážkami s jádry atomů. Výsledky
pružných srážek (rozptylu) se liší dle poměru hmotnosti neutronu a hmotnosti
atomových jader. Jestliže rychlý neutron zasáhne jádro těžkého prvku, odrazí se
téměř bez ztráty energie. Srážky s lehkými jádry vedou k velkým ztrátám energie. Při
nepružném rozptylu pomalé (moderované, tepelné) neutrony pronikají do jádra, a
pokud jsou znovu emitovány, pak nemají stejnou energii jako dopadající neutrony.
Mohou také vyvolat emisi jiných částic nebo způsobit štěpení těžkých jader.
Hlavní veličiny a jednotky používané pro
měření ionizujícího záření
Absolutní hodnota energie částic je velmi malá. Proto byla zavedena jednotka elektronvolt
(eV). 1 eV je kinetická energie elektronu urychleného z klidu elektrostatickým polem o
potenciálovém rozdílu 1 V.
1 eV = 1,602·10-19 J.
Energie absorbovaná prostředím se vyjadřuje pomocí absorbované dávky (D) a má
jednotku gray (Gy). Je to množství energie absorbované prostředím o jednotkové hmotnosti.
Gray = J·kg-1
Dávkový příkon je absorbovaná dávka za jednotkový čas [J·kg-1·s-1]. Téže dávky lze
dosáhnout při různých dávkových příkonech za různě dlouhou dobu.
Radiační riziko pro živé objekty závisí především na absorbované dávce a druhu záření.
Váhový faktor záření (též RBE – relativní biologická účinnost) je číslo udávající, jaké riziko je
spojeno s nějakým druhem záření (čím vyšší LET, tím vyšší váhový faktor záření).
Dávkový ekvivalent De (ekvivalentní dávka) je součin absorbované dávky a váhového
faktoru záření. Jednotkou dávkového ekvivalentu je sievert (Sv).
Efektivní dávka (Sv) navíc zohledňuje druh ozařované tkáně.
Veličiny radiační
ochrany
Biologické účinky ionizujícího záření
Fyzikální fáze - časový úsek primárních účinků. Dochází k
absorpci energie záření v atomech nebo molekulách. Průměrná doba
se odhaduje na 10-16 s.
Fyzikálně-chemická fáze - doba mezimolekulárních interakcí
spojených s absorpcí energie a vlastním energetickým transferem.
Asi 10-10 s.
Chemická (biochemická) fáze - tvorba volných radikálů a jejich
interakce s biologicky významnými molekulami, především s NK a
bílkovinami. Asi 10-6 s.
Biologická fáze - komplex interakcí produktů předešlých fází na
různých úrovních organismu. Podle těchto úrovní je délka tato fáze
od sekund po léta.
Biologické účinky ionizujícího záření
Přímý účinek - fyzikální a fyzikálněchemický proces absorpce
zářivé energie, vedoucí přímo ke změnám ve významných
buněčných strukturách - molekulách. Převládá v buňkách s nízkým
obsahem vody. Teorie přímého účinku má matematických charakter
je označována jako teorie zásahová. Její podstatou je fyzikální
přenos energie. Nejnebezpečnější jsou dvouvláknové zlomy DNA.
Nepřímý účinek je zprostředkován produkty radiolýzy vody,
zejména volnými radikály H* a OH*. Převažuje v buňkách s vysokým
obsahem vody. Volné radikály mají volný nepárový elektron, který z
nich činí velmi reaktivní látky. Štěpí různé druhy vazeb v
biomolekulách a degradují jejich strukturu. Teorie nepřímého účinku
- teorie radikálová - má za základ chemický přenos energie.
Účinky na buňku
U proliferujících buněk nacházíme tyto stupně radiačního
poškození:
dočasné zastavení proliferace
reproduktivní smrt buněk (dočasné uchování funkce při
ztrátě proliferační schopnosti). Následuje apoptóza.
okamžitá smrt buněk. Následuje nekróza.
Citlivost buněk vůči ionizujícímu záření (radiosenzitivita), či jejich
odolnost (radiorezistence) závisí na mnoha faktorech, především
na reparační schopnosti buňky.
Citlivost tkání
lymfatická
zárodečný epitel varlete
kostní dřeň
gastrointestinální epitel
vaječníky
Buňky rakoviny kůže
Vazivová tkáň
játra
pankreas
ledviny
nervová tkáň
mozek
svaly
Uspořádáno podle klesající radiosensitivity:
Typické projevy nemoci z ozáření:
1. neletální – poškození tvorby
červených krvinek (kostní dřeně),
účinky na gonády
2. letální – gastrointestinální
syndrom (poškození sliznice),
popáleniny kůže, poškození
nadledvinek, poškození zraku,
nervový syndrom (nervová smrt)
Pozdní následky – kumulativní –
genetické poškození, rakovina
Dávky z prostředí
• V těle – draslík a uhlík (0,17 mSv/rok)
• Přírodní radioaktivní zdroje v ČR na úrovni 3,2 mSv (Německo 4,8 mSv, Itálie 5 mSv,
Ramsar 260 mSv).
• hodnoty pro let podzvukových letadel mezi 0,004 a 0,01 mSv za hodinu. Např. Praha-New
York-Praha je hodnota dávky 0,16 mSv, pro let Praha-Tokyo-Praha je hodnota dávky 0,23
mSv.
• Palubní personál odpracuje cca 400-800 letových hodin ročně, tomu odpovídá dávka 1,6
mSv až 8 mSv
Radiační zátěž populace
Největší podíl na průměrném ozáření osob žijících v ČR má radon (40 %),
radionuklidy v zemské kůře (10 %), radionuklidy v těle a v potravinách (20 %),
kosmické záření (10 %), Z umělých zdrojů je nejvýznamnější lékařské ozáření
(20 %). Obávané jaderné elektrárny mají oproti tomu na svědomí asi jen 0,01
% z celkového ozáření osob.
65
66
Ochrana před ionizujícím zářením
Typy detektorů - Dozimetrie
Fotografická detekce
Osobní dozimetrie
Termoluminiscenční detektory
Typy detektorů
Ionizační detektory
Stlačený plyn (xenon)
Ionizace
Signál
Pevnolátkové detektory
Scintilace
Zachycení fotonu
Světlo
Fotodioda (fotonásobič)
Elektrický signál
Geiger-Müllerův detektor
Scintilační detektory
Fotonásobiče
• Elektronky, které slouží k
zesílení signálu
• Elektrony dopadají na
fotokatodu, kde se
fotoelektrickým jevem
uvolňují další elektrony. Ty
jsou přitahovány a
urychlovány elektrickým
polem k dynodě, na
kterých dojde opět k
vyražení nových elektronů
• Lavina elektronu nakonec
dopadá na anodu, kde je
detekován napěťový
impuls
Scintilační detektory
Děkuji za pozornost!
76