3. Aplikace ionizujícího záření
- jaderné a radiační metody -
3.1. Jaderné a radiační metody
3.2. Rentgenová diagnostika
3.3. Radiační měření mechanických vlastností materiálů
3.4. Radiační analytické metody materiálů
3.5. Radioisotopové stopovací metody
3.6. Radioterapie
3.7. Technologické využití záření

3.1. Jaderné a radiační metody - obecné vlastnosti
V této kapitole se pokusíme podat stručný přehled radioisotopových měřících metod a aplikací ionizujícího záření v různých oblastech vědy a techniky, zdravotnictví, průmyslu, ekologii a pod. Než si budeme rozebírat konkrétní radiační metody, zmíníme se o některých společných charakteristických aspektech těchto metod.
Pozn.+omluva: Aplikační metody ionizujícího záření jsou zde rozebírány spíše z fyzikálního hlediska, bez podrobností technických řešení, nikoli z hlediska jednotlivých speciálních oborů použití; výjimkou jsou metody rentgenové diagnostiky, radioterapie a zvláště nukleární medicíny (kde je odkaz na podrobný a úplný výklad - kapitola 4 "Radioisotopová scintigrafie"). Prosím proto o shovívavost odborníků na konkrétní metody, když zde nenaleznou řadu důležitých technických nebo medicínských aspektů pro praktické použití v jejich oboru; omlouvám se též za případné nepřesnosti v těchto aspektech. Zaměřuji se zde především na výklad fyzikální podstaty.
Radioisotopové a radiační metody mají některé důležité přednosti:

• Jaderné procesy jsou prakticky nezávislé na obvyklých vnějších podmínkách (viz §1.2, část "Obecné zákonitosti přeměny atomových jader") jako je teplota, tlak, vlhkost atd.
• Metody založené na pronikavém záření gama umožňují bezdotykové měření "na dálku", bez nutnosti odebírání vzorků, v jinak nepřístupných místech, nedestruktivní a neinvazívní měření dějů uvnitř organismu a pod. Podobně je tomu u nedestruktivního radiačního ovlivňování dějů v nepřístupných místech - např. radioterapie (§3.6).
• Některé radiační metody se vyznačují velmi vysokou citlivostí (např. neutronová aktivační analýza).
• Prakticky všechny jaderné a radiační metody využívají elektronické detekce záření. Měřené veličiny jsou při detekci záření převáděny na elektrické signály, které lze elektronickými metodami účinně a exaktně zpracovávat, včetně digitálního počítačového vyhodnocení.

  Nevýhodou radiačních metod může být riziko škodlivých účinků ionizujícího záření na materiály a na lidské zdraví; toto riziko se však dá odstranit či minimalizovat zajištěním příslušné radiační ochrany - viz kapitola 5 "Radiační ochrana".

Září či nezáří materiály po aplikaci záření?
Toto je často diskutovaná otázka, zvláště v laické veřejnosti. Argumentuje se zhruba tak, že "Při ozáření daná látka (včetně příp. lidského těla) absorbovala zářivou energii, která by se pak přece měla vyzařovat". V naprosté většině běžných aplikací záření je tento (zdánlivě logický) argument chybný:
¨ Při ozáření zářením X, g, b o energiích menších než cca 10MeV dochází k excitacím a ionizacím atomů ozařované látky, doprovázeným sekundárním zářením a příp. chemickými radiačními účinky. Během expozice tedy ozařovaný předmět vydává sekundární záření, jehož intenzita představuje zlomek procenta intenzity primárního svazku. Po ukončení toku záření dochází prakticky okamžitě (během cca 10^-8sec.) k dexcitacím a rekombinacím a látka pak již vůbec nezáří. Nezáří tedy pacient po rtg vyšetření ani po běžném radioterapeutickém ozařování gama, nezáří předměty po rentgenfluorescenční analýze nebo defektoskopii, nezáří materiály po radiační sterilizaci.
¨ Složitější situace může nastat při ozařování zářením neutronovým (i při nízkých energiích - pomalé neutrony) a obecně vysokoenergetickým zářením, jehož kvanta mají energii vyšší než cca 10MeV. V takovém případě může záření vyvolávat jaderné reakce, při nichž v původně neradioaktivních materiálech mohou vznikat radionuklidy. Taková látka může po skončení ozáření ještě nějakou dobu "zářit". Ne proto, že by se snad vyzařovala "naakumulovaná energie", ale prože došlo k aktivaci materiálu. Září tedy vzorky po neutronové aktivační analýze, silně září terčíky ozařované v jaderných reaktorech a urychlovačích, slabě a krátkodobě i pacienti po radioterapii zářením vyšším než 10MeV, výrazněji po hadronové radioterapii (viz §3.6 "Radioterapie"). A samozřejmě září pacienti po aplikaci radioaktivní látky (intenzita tohoto záření exponenciálně klesá s rychlostí danou poločasem rozpadu příslušného radionuklidu a mírou jeho vylučování z těla).

Druhy radiačních metod
Pro aplikace ionizujícího záření se využívají jednak uzavřené zářiče - rentgenové a radioisotopové (někdy i urychlovače částic), jednak otevřené zářiče - radioaktivní kapaliny, plyny či aerosoly. Veškeré aplikace ionizujícího záření lze rozdělit na dvě základní skupiny:

1. Radiační měřící, analytické a detekční metody
Tato velká skupina metod využívá vlastností ionizujícího záření pro měření některých fyzikálních a technických veličin, pro analýzu vlastností látek a pro studování a detekci některých procesů v přírodních a průmyslových soustavách nebo v živých organismech (viz též níže pasáž "Introskopie").
  Z hlediska povahy primárního a sekundárního záření, jakož i vzájemné pozice zdroje záření, analyzovaného objektu a detektoru, lze dále tyto metody rozdělit na tři skupiny:

• a) Absorbční transmisní měření
  Velká skupina aplikací ionizujícího záření je založena na měření absorbce záření v látkách, nejčastěji pronikavého elektromagnetického záření X a gama, v některých případech i záření korpuskulárního. Vyšetřovaný objekt leží mezi zdrojem záření a detektorem - je prozařován, přičemž detektor měří zeslabení záření nebo změnu jeho spektra při průchodu analyzovaným objektem - obr.3.1.1a. Těmito metodami lze měřit a sledovat tloušťku a hustotu materiálu, výšku hladiny kapalin, složení směsi plynů, detekovat přítomnost kouře, sledovat vlhkost atd. Nejdůležitějšími metodami tohoto druhu je v oblasti medicíny rentgenová diagnostika, v průmyslové oblasti pak defektoskopie.

Obr.3.1.1. Geometrické uspořádání zdroje záření, analyzovaného či ozařovaného předmětu a detektoru při různých aplikacích ionizujícího záření.
a) Radiační měření transmisní. b) Rozptylové a fluorescenční měření. c) Emisní radiační měření. d) Měření radioaktivních vzorků. e) radiační ozařování předmětů.

• b) Rozptylové a fluorescenční měření
  Při těchto metodách leží zdroj záření a detektor ve stejném "poloprostoru" vzhledem k měřenému vzorku - obr.3.1.1b. Primárním zdrojem záření ozařujeme analyzovaný předmět a detektorem měříme sekundární záření vznikající ve vzorku příslušnými fyzikálními mechanismy - Comptonovým rozptylem či vznikem charakteristického X-záření v důsledku fotoefektu. Kromě některých méně často používaných metod rozptylového měření tloušťky či hustoty sem patří především rentgen-fluorescenční analýza a rentgenová difrakční krystalografie.
  Pozn.: Tento způsob měření se někdy označuje jako "odrazový". Je to však zavádějící, neboť při interakci ionizujícího záření neplatí žádné zákony geometrické optiky (jako je zákon odrazu nebo lomu). Dochází pouze k rozptylu, absorbci a re-emisi (fluorescenci) záření.
  
• c) Emisní radiační měření
  U emisních radiačních metod nemáme vnější zářič, poněvadž zdrojem záření je samotný vyšetřovaný objekt, který je radioaktivní obr.3.1.1c. Radioaktivita je do vyšetřovaného objektu buď zavedena (aplikována) ve formě radioindikátoru (stopovací metody, nukleární medicína - scintigrafie), nebo je uvnitř objektu indukována ozařováním vhodným zářením, které vyvolává v jádrech vzorku jaderné reakce, při nichž se původně neaktivní jádra mění v radioaktivní (tak je tomu a aktivační analýzy, především neutronové).
  
• d) Měření radioaktivních vzorků
  odebraných z ozářených materiálů nebo látek s aplikovanou radioaktivitou - obr.3.1.1d. Sem patří stopovací metody v biologii a medicíně (nukleární medicíně) či neutronová aktivační analýza.
  Měření vzorků někdy kombinuje i s ostatními jadernými a radiačními metodami, jak je naznačeno šipkami mezi obrázky 3.1.1c,d,e. Např. při dynamické scintigrafii ledvin (což je emisní metoda podle obr.3.1.1c) se odebírají a měří krevní vzorky pro stanovení glomerulární filtrace ledvin (viz §3.4 "Dynamická scintigrafie ledvin" v knize "OSTNUCLINE - matematická analýza a vyhodnocování scintigrafických studií").

Introskopie
Radiační měřící, analytické a detekční metody patří do širšího oboru, zvaného někdy introskopie (lat. intro=uvnitř, řec. skopeo=pozorování; doslovně tedy "dívání se dovnitř") - nedestruktivní zkoumání vnitřní struktury objektů a v nich probíhajících procesů pomocí fyzikálních metod: zvukových vln (včetně ultrazvuku), elektromagnetického pole a elektromagnetických vln (světla - např. klasická endoskopie v medicíně, radiovln, UV, X a g-záření), toků elementárních částic (urychlených elektronů, protonů, neutronů, těžších iontů). Tyto metody jsou využívány především v medicíně (od klasického fonendoskopu, přes optickou endoskopii až k ultrazvukové sonografii, rentgenové diagnostice a gamagrafii), ale i v řadě vědecko-technických a průmyslových aplikací (defektoskopie, aktivační analýza, rentgen-fluorescenční analýza a další). Všechny tyto metody, pokud používají ionizující záření či metody jaderné fyziky, budou níže podrobněji popsány.

2. Radiační ozařovací a technologické metody
Zde je využívána především energie předaná látce při ozařování - obr.3.1.1e, ionizace látek a následné fyzikální, chemické a biologické účinky ionizujícího záření v ozařovaném objektu. V oblasti medicínských aplikací sem patří radioterapie, při průmyslových aplikacích se jedná o některé radiačně technologické procesy v chemii (jako je polymerace), sterilizaci materiálů, výrobu radionuklidů.

  V následujících odstavcích (§3.2-§3.7) budou popsány jednotlivé konkrétní metody aplikace ionizujícího záření, některé stručně (průmyslové aplikace), jiné podrobně (rtg diagnostika, radioterapie; ve zvláštním odkazu na samostatnou kapitolu 4 "Radionuklidová scintigrafie" pak metody nukleární medicíny).

Kolimace ionizujícího záření a radiační zobrazení
V naprosté většině procesů vzniku ionizujícího záření je toto záření emitováno téměř izotropně do všech směrů *).
*) Výjimkou jsou interakce částic vysokých energií, kdy vlivem relativistických zákonitostí zachování hybnosti jsou vznikající částice a záření kinematicky nasměrovány (kolimovány) ve směru pohybu primárních vysokoenergetických částic.
  Často však potřebujeme záření cíleně směrovat do určitého úhlu, či ho soustředit do určitého místa; záření do jiných směrů může být nežádoucí - rušivé či dokonce škodlivé a nebezpečné. Toto směrování, neboli kolimaci záření můžeme provádět dvěma základními způsoby:
¨ Elektromagnetická kolimace nabitých částic
U korpuskulárního záření nabitých částic se vhodné směrování - kolimace - dá dosáhnout působením elektrických a magnetických polí, která silově působí na nabité částice. Dochází tím k vychylování směru paprku, který můžeme cíleně nasměrovat do požadovaného místa.
¨ Mechanická absorbční kolimace záření
Jednodušším způsobem, který zároveň funguje jak pro nabité částice, tak pro záření g a X, je však použití kolimátorů.  Kolimátor je takové mechanické a geometrické uspořádání materiálů absorbujících daný druh záření, které propouští jen záření z určitých požadovaných směrů (úhlů), zatímco záření z jiných směrů absorbuje a nepropouští *).
*) Takové absolutně ostré kolimace však v praxi nelze vždy dosáhnout. U pronikavého vysokoenergetického záření g dochází v okrajových hranách kolimátoru k částečnému prozařování, což v okrajových částech kolimovaného svazku vytváří jakýsi "polostín".
  Kolimátory se používají prakticky ve všech aplikacích ionizujícího záření. Většinou se jedná o jednoduché kolimátory tvaru různých tubusů či clon (jak je zjednodušeně znázorněno třebas na obr.3.1.1). Složitě konfigurované kolimátory pak hrají klíčovou úlohu např. ve scintigrafii (zobrazovací kolimátory s velkým počtem otvorů - §4.2 "Scintilační kamery", část "Kolimátory"), v RTG diagnostice (§3.2 "Rentgenová diagnostika") a v radioterapii (např. mnoholamelové MLC kolimátory - §3.6 "Radioterapie", pasáž "Modulace ozařovacích svazků ").
Elektronická kolimace záření
Vedle výše uvedené přímočaré "fyzické" kolimace záření se v některých speciálních detekčních systémech používá i jiný způsob směrové selekce záření, tzv. elektronická kolimace, bez použití mechanického kolimátoru. Je založena na specifickém chování kvant ionizujícího záření v detekčním systému - šíření dvojic (či více) kvant v určitých přesně daných směrech, jejich koincidenční detekce soustavou většího počtu detektorů a následná poziční a úhlová rekonstrukce směru šíření kvant. Tato analýza umožňuje vybírat k dalšímu zpracování jen taková kvanta záření, která mají požadovaný směr - provádět elektronickou kolimaci a zobrazení distribuce záření v daném poli. Metoda elektronické kolimace se používá v pozitronové emisní tomografii PET (viz §4.3 "Tomografické kamery, část "Kamery PET") a v některých složitých detekčních systémech jako jsou prstencové zobrazovací Čerenkovovy detektory RICH (viz....), trackery a mionové detekční systémy u urychlovačů (viz §2.1, pasáž "Uspořádání a konfigurace detektorů záření").
Zobrazování pomocí záření
Samotný pojem zobrazování vychází ze schopnosti našeho zraku vnímat světlo, jeho intenzitu, vlnovou délku a rozložení v prostoru, z čehož si vytváříme základní představy o tvarech, velikosti a rozmístění předmětů v prostoru. Když chceme získat objektivní představu o nějakém objektu, jeho struktuře, změnách a procesech v něm probíhajících, nejpřehlednější je získání příslušných údajů v obrazové formě. To platí pro neživý předmět, živý organismus, lidské tělo, nebo třebas vzdálenou galaxii ve vesmíru. Toto zobrazování se provádí zviditelňováním fyzikálních polí, s nimiž vyšetřovaný objekt interaguje, nebo která vysílá. Tedy pomocí různých druhů záření, kterým daný objekt ozařujeme, nebo které samotný objekt emituje. Prošlé, odražené, rozptýlené či emitované záření detekujeme vhodnými polohově citlivými detektory, které zobrazují prostorovou distribuci pole záření (či jeho rovinné průměty) a příp. též jeho další vlastnosti (především energii kvant záření) - viz §2.1 "Metodika detekce ionizujícího záření".
   O zobrazování pomocí různých druhů záření je pojednáváno níže. O rentgenovém záření hned v následujícím §3.2 "X-záření - rentgenová diagnostika", včetně dodatku "Rentgenové teleskopy". Zobrazování pomocí záření gama je podrobně rozebíráno v celé kapitole 4 "Radionuklidová scintigrafie" především pro aplikace v nukleární medicíně; jsou tam však stručně uvedeny i metody g-zobrazování z vesmíru - gama-teleskopy ("Gamakamery pro vysoké energie"). Vedle vizuálního pozorování a hodnocení takto získaných obrazů je často důležitá i matematická analýza obrazů, ať již statická (filtrace, porovnávání údajů z různých míst obrazu či mezi různými obrazy), nebo dynamická (vyhodnocování časových změn v různých částech obrazu, odrážejících dynamiku příslušných procesů ve zobrazovaném objektu); tento aspekt je podrobně rozebírán pro oblast scintigrafie v §4.7 "Matematická analýza a počítačové vyhodnocování v nukleární medicíně".

3.2. X-záření - rentgenová diagnostika
Vůbec nejstarší, nejrozšířenější a dosud patrně nejdůležitější aplikací ionizujícího záření, je rentgenová diagnostika (rtg diagnostika, často nazývaná též radiodiagnostika, laicky "rentgenování").
Objev X-záření
V posledních desítiletích 19.stol. zkoumala řada badatelů elektrické výboje pod vysokým napětím ve zředěných plynech. Byly přitom objeveny tzv. katodové paprsky, o nichž se později zjistilo, že jsou to rychle se pohybující elektrony. Podobné pokusy s výboji v katodové trubici dělal v r.1895 i W.C.Röntgen v laboratoři ve Würtzburgu. V temné komoře sledoval světélkování vyvolané katodovými paprsky na luminiscenčních stínítkách. Zkusil zakrýt katodovou trubici černým papírem a zjistil, že luminiscenční stínítko při přiblížení i k takto zakryté trubici světélkuje; a to i tehdy, když mezi trubici a stínítko vložil tlustou knihu. Teprve když mezi trubici a stínítko umístil kovový předmět, na stínítku se ukázal stín. A když mezi katodovou trubici a stínítko položil svou ruku, objevily se na stínítku slabé obrysy kostí. Bylo jasné, že z katodové trubice vycházejí neznámé pronikavé paprsky ("paprsky X"), které dovedou pronikat papírem a masitou tkání, avšak kovové předměty a kosti jsou pro toto záření neprůhledné. Dále Roentgen zjistil, že toto záření vyvolává zčernání fotografické desky.
Ihned po svém objevu pronikavého záření vycházejícího z katodové trubice v r.1895 pořídil sám Roentgen na fotografickou desku historicky první rtg obrázek, a to ruky své manželky (obr.3.2.1 vpravo) i s prstenem. Jak Roentgen, tak i další odborníci z řad lékařů si byli od počátku vědomi velkého významu nově objeveného záření pro medicínu. V dalších experimentech se ukázalo, že zdrojem X-záření není samotný výboj v plynu (ten pouze dodával elektrony); naopak odstranění (vyčerpání) plynu a použití žhavené katody zvýší účinnost vzniku rtg záření - během několika desítiletí se tak vyvinuly vakuové rentgenky (viz níže).
Pozn.: Krátké zamyšlení nad tím, nakolik objev X-záření byl dílem náhody či metodického postupu, je uvedeno v §1.0 "Fyzika - fundamentální přírodní věda", pasáž "Významné přírodovědecké objevy - náhoda nebo metoda?".

Obr.3.2.1. Vlevo: Základní principiální schéma rentgenového zobrazení. Uprostřed: Spektrum X-záření rentgenky (filtrované).
Vpravo: První rtg snímek pořízený samým Roentgenem (ruky jeho manželky).

Základní principiální schéma rentgenového transmisního zobrazení je v levé části obr.3.2.1. Pronikavé elektromagnetické X-záření, vznikající v rentgenové elektronce, prochází přes vyšetřovaný objekt (tkáň organismu), přičemž část záření se absorbuje v závislosti na hustotě tkáně, zatímco zbylá část prochází tkání a je zobrazována buď fotograficky, nebo na luminiscenčním stínítku, nebo nověji pomocí elektronických detektorů. Vzniká tak rentgenový obraz vyšetřované tkáně, který je stínovým obrazem denzitním, zobrazujícím rozdíly v hustotě tkání *). Jinak řečeno, rtg obraz vzniká projekcí X-záření přes tkáňové struktury uvnitř organismu s různými absorbčními koeficienty a různými tloušťkami.
*) Měkké tkáně mají menší hustotu a nižší absorbci X-záření - těmito místy je propuštěno více záření, dostaneme jasnější obraz či větší zčernání fotografického materiálu. Kosti s obsahem vápníku jsou hutnější a více absorbují rtg záření - méně ho zde projde, obdržíme méně intenzivní obraz či menší zčernání fotografického filmu. Na obr.3.2.1 je rtg obraz na fotografickém filmu.

Rentgenka
Zdrojem X-záření pro rtg zobrazení je speciální vakuová elektronka zvaná rentgenka, rentgenová lampa či trubice (angl. X-ray tube). Z elektronického hlediska je rentgenka prostě klasická dioda zapojená v obvodu s vysokým napětím cca 20-200kV. Žhavená katoda emituje elektrony, které jsou přitahovány k anodě *), přičemž jsou silným elektrickým polem urychlovány na energii E = U.e, danou vysokým napětím U mezi katodou a anodou (tj. E = cca 20-200keV). Těsně před dopadem na anodu získá elektron s nábojem e a hmotností m_e značně vysokou rychlost v = Ö(2.e.U/m_e). Po dopadu na anodu se elektrony prudce zabrzdí, přičemž část jejich kinetické energie se přemění na tvrdé elektromagnetické záření - X-záření dvojího druhu: brzdné záření a charakteristické záření (vznik a vlastnosti těchto dvou druhů záření jsou rozebírány níže). Toto rtg záření opouští anodu a vylétá z trubice ven (obr.3.2.1 vlevo).
*) Anoda, elektroda umístěná naproti katodě, se dříve nazývala též antikatoda, zvláště u katodových trubic.
  Anoda je zhotovena z těžkého materiálu (nejčastěji z wolframu), který má vysokou elektronovou hustotu, takže dopadající elektrony jsou velkou odpudivou silou prudce brzděny, čímž se podle zákonitostí elektrodynamiky část jejich kinetické energie mění v brzdné elektromagnetické záření - fotony X-záření. Účinnost tohoto procesu je však poměrně malá - jen asi 1% celkové kinetické energie elektronů je transformováno na fotony X-záření, zbytek se mění v teplo. Důvodem je, že jen asi 1% elektronů pronikne dostatečně hluboko dovnitř atomů materiálu anody, až ke slupce L nebo K, kde teprve působí velké Coulombovské elektrické síly způsobující prudkou změnu rychlosti elektronů a tím efektivní buzení tvrdého brzdného záření. Ostatní elektrony předávají svou kinetickou energii elektronům a atomům krystalové mřížky, což vyústí v teplo.
Pozn.: Rentgenku lze považovat za nejjednodušší urychlovač částic (§1.5 "Elementární částice", část "Urychlovače nabitých částic") - je to lineární elektrostatický urychlovač elektronů, jejichž zdrojem je žhavená katoda, (vnitřním) terčíkem je anoda, ven vychází brzdné (+charakteristické) X-záření.
Brzdné X-záření 
Brzdné záření je důsledkem zákonitostí Maxwellovy elektrodynamiky, podle nichž při každém zrychleném pohybu elektrického náboje dochází k vyzařování elektromagnetických vln - viz §1.5 "Elektromagnetické pole. Maxwellovy rovnice.", Larmorův vzorec (1.61'), monografie "Gravitace, černé díry a fyzika prostoročasu". Tedy i při zabrzdění elektronu po dopadu na anodu vzniká elektromagnetické záření tím intenzívnější a tvrdší, čím prudší je zabrzdění (čím větší je decelerace a ve zmíněném vzorci).
  Účinný průřez pro produkci brzdného záření je obecně dán značně komplikovaným Bethe-Heitlerovým vzorcem (odvozeným v rámci kvantové teorie záření, s korekcí Sauterovým a Elwertovým faktorem Coulombovského stínění elektronového obalu). Pro ne příliš široké rozmezí energií dopadajících elektromů E_e (desítky až stovky keV) a protonových čísel Z terčíkového materiálu (středně těžké až těžké materiály) lze celkovou účinnost produkce brzdného záření h aproximovat zjednodušeným vzorcem:
                           h = E_e[kev] . Z . 10^-6 [fotonů/elektron] .
Jen poměrně malá část (pouze cca 1%) původní kinetické energie dopadající částice se při zabrzdění v látce mění na brzdné záření. Většina energie se mnohonásobným Coulombovským rozptylem nakonec přenáší na kinetickou energii atomů látky - mění se na teplo.
  Je logické, že účinnost produkce brzdného záření je vyšší pro vysoké Z - v okolí takových jader působí velké elektrické Coulombovské síly, způsobující prudké změny vektoru rychlosti dopadajících elektronů, které se dostanou blízko k jádru. Účinnost vzniku brzdného záření [počet fotonů/elektron] roste i s energií E_e dopadajících elektronů. Celková energetická účinnost - poměr sumární energie emitovaných fotonů ku energii dopadajících elektronů - je však pro vyšší energie nižší (vzhledem k vyššímu procentuálnímu zastoupení nízkoenergetických fotonů). A tepelné ztráty v terčíku (anodě) jsou vyšší.
  Brzdné X-záření produkované rentgenkou má spojité spektrum od energií blízkých nule až k maximální energii dané téměř hodnotou anodového napětí - obr.3.2.1 uprostřed (zde je spektrum po částečném odfiltrování nejměkčí složky - viz níže). Energie brzdného záření závisí na rychlosti (zrychlení), s jakou dochází k zabrzdění elektronů při dopadu na povrch anody. Jednotlivé elektrony proniknou různě blízko k jádrům materiálu anody, čímž vyzařují různé vlnové délky, či energie fotonů. Ty elektrony, které se opakovanými mnohonásobnými rozptyly na vnějších elektronových slupkách atomů anody "měkce" brzdí, vysílají X-záření o nízké energii. Čím hlouběji elektrony proniknou do nitra atomů anody, blíže k jádru, tím rychleji se intenzívními Coulombovskými silami mění vektor jejich rychlosti a tím tvrdší brzdné X-záření je produkováno. Nejkratší vlnové délky vznikají u elektronů, které pronikly na úroveň slupky K a byly zabrzděny jednorázově. V závislosti na impaktním faktoru jednotlivých elektronů vůči atomům anody se průběžně realizují všechny možnosti - taková různá míra brzdění elektronů vyvolává směs záření různých vlnových délek či energií fotonů - výsledkem je spojité spektrum brzdného záření.
Vlnová délka a energie X-záření
Svou povahou je rentgenové záření elektromagnetické vlnění krátké vlnové délky cca 10^-9¸10^-11m, které se však vyzařuje jako kvanta - fotony - o energii cca 5keV-200keV ("Korpuskulárně-vlnový dualismus"). Dříve (asi do 50.let) bylo zvykem charakterizovat X-záření vlnovou délkou l a ve starší literatuře se často uváděl tzv. Duanův-Huntův vztah l_min[nm] = h.c/e.U @ 1,234/U[kV] mezi napětím U [v kilovoltech] na rentgence a minimální vlnovou délkou l_min [v nanometrech] vznikajícího brzdného X-záření *). Nyní se spektrum X-záření popisuje energií fotonů E_X[keV], která se u rentgenky odvozuje přímo od napětí U (maximální energie E_Xmax @ U, střední energie <E_X> » U/3] a Duanův-Huntův vztah ztratil důležitost.
*) Je to vlastně jinak zapsaný vztah E_X = h/l mezi energií fotonu E_X v [keV] a vlnovou délkou l v [nm] pro situaci, kdy se veškerá kinetická energie E = U.e elektronu o náboji e, urychlené napětím U, přemění ve foton X-záření (odpovídá energii E_Xmax a vlnové délce l_min).
Charakteristické X-záření 
Kromě X-záření se spojitým spektrem je vyzařováno i určité menší množství charakteristického X-záření s čárovým spektrem (charakteristická dvojice píků Ka,Kb), jehož energie nezávisí na anodovém napětí, ale je dána materiálem anody; pro nejčastěji používaný wolfram jsou to píky 59,3+67,2keV (a též pík L kolem 10keV), které se projevují jako "hrbolky" na spojité křivce spektra (obr.3.2.1 uprostřed).
Charakteristické X-záření vzniká v důsledku dvou procesů:
¨ Přímý proces impaktního fotoefektu na vnitřních energetických hladinách elektronového obalu v atomech materiálu anody - rychlé elektrony pronikají do nitra atomů a vyrážejí vázané elektrony ze slupek K a L. Při přeskoku elektronů ze slupky L na uprázdněnou slupku K (K-série), popř. ze slupky M na L (L-série) se pak rozdíl energií vyzařuje ve formě fotonů elektromagnetického záření - chrakteristického X-záření (srov. též s obr.1.1.3 v §1.1).
¨ Nepřímý proces fotoelektrické absobce brzdného záření - brzdné X-záření, vznikající shora zmíněným mechanismem při zabrzdění urychlených elektronů, interaguje s dalšími atomy uvnitř látky anody m.j. fotonovým fotoefektem (popsaným v §1.6, část "Interakce záření gama a X", obr.1.6.3 vlevo), vyrážejícím elektrony z vnitřních slupek, za následného přeskoku elektronů a emise charakteristického X-záření, podobně jako v předchozím případě.
   Impaktní elektronový fotoefekt a vyzařování fotonů nastává i při přeskocích elektronů ve vnějších slupkách, avšak energie těchto fotonů je nízká a toto záření je překryto spojitým brzdným zářením na začátku spektra.

Konstrukční provedení rentgenky
Na rozdíl od běžných elektronek používaných ve slaboproudé elektronice mají rentgenky poměrně robustní konstrukci (velikostí se podobají spíše obrazovkám či vysílacím elektronkám), danou dvěma okolnostmi. Jednak je to značně vysoké napětí dosahující i stovek kV. Druhou okolností je tepelný ohřev: elektrony dopadající vysokou rychlostí na anodu přeměňují jen malou část své energie v X-záření, převážná většina jejich kinetické energie se přeměňuje na teplo - anoda rentgenky se silně zahřívá. Pro odvod tohoto tepla musí mít anoda poměrně masívní konstrukci; navíc se používá rotace anody či jejího chlazení (je popsáno viz níže).
  Nejčasteji používaným materiálem pro anodu rentgenky je wolfram (tungsten), těžký a tepelně odolný kov. Pro zlepšení tepelných vlastností anody, především tepelné kapacity, se často používá wolfram legovaný rheniem (10%), popř. je anoda složena z více vrstev - legovaného wolframu, molybdenu, grafitu.
Rentgenky můžeme rozdělit do dvou hlavních skupin, kterými se řídí jejich konstrukční provedení (+ třetí skupina speciálních konstrukcí):
¨ Rentgenky pro průmyslové ozařování a radioterapeutické použití,
u nichž není zapotřebí fokusace elektronů do téměř bodového ohniska a které mají pevnou (nerotující) anodu. Častým požadavkem je zde vysoká energie a intenzita X-záření.
¨ Rentgenky pro rtg diagnostiku
s fokusací elektronového svazku do ohniska a většinou s rotující anodou (proti lokálnímu přehřívání ohniska). Níže se budeme zabývat především těmito rentgenkami pro radiodiagnostiku.
  Výše popsané "klasické" konstrukční provedení rentgenky podle obr.3.2.1 vlevo, které vytvořil W.Coolidge v r.1913, se vyvinulo z katodové trubice, přes Crookesovu lampu; později byla doplněna rotace anody - viz níže. Pro nízké energie X-záření (kolem 20-40keV) se jako terčíkový materiál anody nepoužívá wolfram, ale molybden; rtentgenka je navíc opatřena beryliovým výstupním okénkem - viz níže "Rtg mamografie".
Speciální druhy rentgenových trubic 
  Kromě katody a anody se ojediněle u některých typů rentgenek můžeme setkat ještě s třetí elektrodou - drátěnou mřížkou, umístěnou mezi katodou a anodou, v těsné blízkosti katody. Elektrické napětí, přivedené na tuto mřížku, velmi citlivě moduluje tok elektronů (tj. anodový proud) a tím i intenzitu X-záření. Přivedením vyššího záporného napětí na mřížku lze velmi rychle přerušit anodový proud a tím emisi X-záření (využívá se někdy pro rychlou rtg kinematografii).
  Mikroohniskové rentgenky (microfocus X-ray Tube) mají extrémně malé dopadové ohnisko elektronů na anodu, řádově pouze mm. Dosahuje se toho tím, že mezi žhavenou katodou a anodou je umístěna speciální soustava elektrod (elektronová optika - "objektiv"), fokusujících elektrony z katody do velmi úzkého paprsku dopadajícího téměř bodově na terčík-anodu. Poskytují velmi vysokou ostrost a rozlišovací schopnost zobrazení, avšak pouze omezený výkon (intenzitu, fluenci) X-záření. Používají se pro rtg mikroskopii a CT defektoskopii (viz níže §3.3, část "Radiační defektoskopie").
  Pro speciální účely (především spektrometrické a mikrorentgenové) se konstruují rentgenky s čelní transmisní anodou (Target Transmission X-ray Tube), kde svazek urychlených elektronů dopadá na tenkou čelně umístěnou anodu, přičemž vznikající X-záření prochází přes materiál tenké anody na vnější stranu trubice, kde je využíváno. Může být konstruována i jako shora zmíněná mikrofokusová.
  Vedle obvyklých pevně uzavřených (zatavených) evakuovaných rentgenových trubic se někdy konstruují i tzv. otevřené rtg lampy. Mají kovový obal, který může uživatel otevřít, vyměnit podle potřeby žhavicí vlákno katody i materiál anody (wolfram, měď, molybden a pod.) a trubici opět zavřít a evakuovat.

Speciální mikrofokusová rentgenka s transmisní anodou pro rentgenovou mikroskopii

Fokusace elektronů, ohnisko 
Pro dosažení dobré ostrosti a rozlišení stínového transmisního obrazu při rtg diagnostice je zapotřebí, aby svazek X-záření vycházel z téměř bodového zdroje. U rentgenek pro rtg diagnostiku je žhavené vlákno*) zapuštěno v prohlubni či fokusační štěrbině katody, která má zápornou polaritu, takže svým odpudivým účinkem shlukuje elektrony do úzkého proužku. Elektrony po urychlení vysokým napětím pak dopadají do poměrně ostře lokalizovaného místa anody - dopadového ohniska, které má vzhledem k protáhlému tvaru žhaveného vlákna obdélníkový tvar. Skutečné, optické ohnisko vznikajícího X-záření je geometrickým průmětem zářící plošky na anodě, tj. dopadového ohniska, do roviny kolmé ke svazku záření použitého pro zobrazení. Původně obdélníkové dopadové ohnisko je v podélném směru zmenšené vlivem šikmé, sklopené plochy anody; jeho projekce do směru zobrazení má téměř čtvercový tvar velikosti zpravidla 0,5-2mm.
*) Tyto rentgenky mají většinou dvě katodová vlákna - kratší a delší. Přepínáním žhavícího proudu lze žhavit jedno či druhé vlákno a měnit tak velikost dopadového ohniska na anodě.
Asymetrie svazku X-záření z ohniska 
V prvním přiblížení je X-záření emitováno z dopadového ohniska izotropně, se stejnou intenzitou do všech směrů. Část dopadajících elektronů však pronikne pod povrch anody a zde vznikající X-záření je částečně absorbováno a zeslabováno při průchodu materiálem anody. Vede to k tvarování vyzařovací charakteristiky z terčíku na anodě, k určité úhlové asymetrii svazku X-záření vycházejícího z anody: pro úhel cca 30° ve směru ke katodě je intenzita záření asi o 5% vyšší než ve středu (0°), v opačném směru k anodě pak asi o 15% nižší. Toto tvarování vyzařovací charakteristiky se někdy označuje jako anodový hell efekt (anode hell effect). Tento efekt se může projevit určitou nehomogenitou rtg obrazu, zvláště při expozicích velkých zobrazovaných polí.
Chlazení a rotace anody 
Lokálnímu přehřívání jediného místa anody (ohniska), kam dopadají elektrony, se často zabraňuje rotací anody*): katoda je v rtg trubici excentricky umístěna, anoda ve tvaru kuželovitého disku (o průměru asi 5-10cm) se otáčí kolem podélné osy, takže elektronový svazek dopadá pokaždé do jiného místa po obvodu anody, čímž zahřívání a odvod tepla je rovnoměrnější (obr.3.2.2 vlevo). X-záření vystupuje sice z téhož místa - ohniska které je proti nehybné katodě, avšak toto místo je díky rotaci anody tvořeno neustále jinou fyzickou částí anodového disku; teplo se tím lépe rozptyluje v materiálu anody. Rentgenky pro velmi vysoké výkony (např. v průmyslovém použití) pak mají anodu aktivně chlazenou - uvnitř anody je dutina, kterou protéká chladící kapalina.
*) Jelikož anoda se nachází uvnitř trubice s vysokým vakuem, nelze její rotaci zajistit mechanickým převodem zvenčí. Žádné ložisko není tak těsné, aby se časem do trubice nedostal vzduch - došlo by k porušení vakua. Rotace anody je buzena elektromagneticky: uvnitř anodového hrdla rentgenky je na ložiscích upevněn kovový váleček spojený hřídelí s anodou, který slouží jako rotor, vně rentgenky jsou umístěny cívky napájené střídavým proudem - ty tvoří stator, budící točivé magnetické pole, které v důsledku elektromagnetické indukce otáčí válečkem a anodou uvnitř trubice (obr.3.2.2 vlevo). Rychlost rotace anody je zpravidla 50otáček/sekundu (3000ot./min.), u retgenek vysokých výkonů se používá i 10-12 000 ot./s.
  Rychle rotující masívní anoda se z mechanického hlediska chová jako setrvačník, zachovávající svůj vektor rotačního momentu hybnosti. Pokud se rentgenku s rotující anodou snažíme naklonit (změnit směr její osy), vlivem gyroskopického efektu tomu rotující anoda klade odpor a její ložiska jsou namáhána značnými silami. Dochází k tomu zvláště u tomografických přístrojů CT, kde rentgenka poměrně rychle obíhá kolem vyšetřovaného objektu. Proto se zde někdy používají rentgenky s oboustranným ukotvením osy anody. Hřídel rotující anody, procházející skrz celou rentgenku, je uložena v ložiscích na obou koncích. Katodová část rentgenky pak má dva výstupky: jeden po straně pro uchycení a napájení excentricky umístěné kadody, druhý uprostřed pro upevnění druhého ložiska anody. Při oboustranném ukotvení rotační hřídele anody se gyroskopické síly rozdělí a ložiska jsou namáhána podstatně méně.

Obr.3.2.2. Konstrukční provedení rentgenových trubic používaných v radiodiagnostice.
Vlevo: Klasická rentgenka s rotující anodou. Vpravo: Rentgenka typu STRATON, rotující jako celek, s čelní anodou v přímém styku s olejovou chladicí lázní a s magnetickým vychylováním elektronů z katody.

   Rotace anody sice zabraňuje lokálnímu přehřívání dopadového ohniska na anodě, avšak při delším provozu se anoda silně zahřívá jako celek a toto teplo se jen pomalu přenáší infračerveným vyzařováním přes vakuum ven z rentgenky do chladicího média. Mezi jednotlivými expozicemi je proto třeba dodržet určité časové prodlevy, aby anoda stačila vychladnout. Další nevýhodou rotující anody je opotřebování ložiska uvnitř vakuové baňky, které není možno mazat ani jinak udržovat. Při opotřebování ložiska se kromě toho do vakuového prostoru rentgenky uvolňují nežádoucí zplodiny.
Rentgenka rotující jako celek
   Pro vyšší výkony bylo proto vyvinuto nové konstrukční uspořádání rentgenky typu Straton, kde svazek urychlených elektronů z axiálně umístěné katody, vychýlený magnetickým polem vychylovacích cívek (umístěných vně trubice) *), dopadá periferně na protilehlou čelně umístěnou anodu, která je z vnější strany v přímém kontaktu s chladicí olejovou lázní, do níž je rentgenka ponořena - obr.3.2.2 vpravo. Rentgenka pomocí motorku rotuje jako celek kolem své podélné osy spojující katodu se středem anody, přičemž vznikající X-záření odchází v bočném směru (podobně jako u klasické trubice Coolidgeova typu). Žhavicí a anadové napětí je na rentgenku přiváděno pomocí sběrných prstenců, po nichž kloužou elektrické kartáčky (technologie slip-ring, podobná jako u elektromotorů na stejnosměrný proud). Hlavní výhodou této konstrukce je podstatně dokonalejší chlazení anody, která je v přímém kontaktu s chladicím médiem, přičemž uvnitř vakuového prostoru nejsou žádné mechanicky pohyblivé díly. Ložiska, na nichž je celá rentgenka uchycena, jsou dobře přístupná a mohou být účinně mazána. Vede to k možnosti dosažení vyššího výkonu a k podstatnému prodloužení životnosti rentgenky.
*) Elektronickým řízením proudu ve vychylovacích cívkách lze nastavit požadovanou pozici dopadového ohniska elektronů na anodě. Lze takto definovat i více ohnisek, které mohou pracovat současně v multiplexním provozu.
  Dále, rentgenka Straton je při stejném výkonu podstatně menší a lehčí než klasické rentgenky s rotující anodou. To je velmi výhodné u nových technologií vyskorychlostních multi-slice CT přístrojů, kde je rotační mechanika silně namáhána odstředivými, gravitačními a gyroskopickými silami.

Elektrické napájení rentgenky
Rentgenka, jako elektronický zdroj záření, vyžaduje patřičné elektrické napájení, dodávající elektrickou energii generující X-záření a zajišťující další funkce nezbytné pro správný provoz zařízení. Rentgenka má tři základní zdroje napájení:
¨ Zdroj žhavicího proudu
pro katodu rentgenky. Je jím žhavicí transformátor, dodávají na svém sekundárním vinutí nízké napětí většinou 6-12V a proud v rozmezí cca 0,5-10A, s možností plynulé regulace (viz níže "Nastavení parametrů X-záření").

Elektrické napájení rentgenky
Nahoře: Zdroj vysokého anodového napětí. Uprostřed: Střídavé napětí pro rotaci anody. Dole: Napětí pro žhavení katody.

¨ Zdroj vysokého napětí
- anodového napětí pro urychlování elektronů v rentgence. Jedná se o napětí v rozmezí většinou cca 20kV-150kV; u speciálních rentgenek pro spektrometrické použití může být i nižší, v průmyslových aplikacích pak až 400kV. Základem tohoto zdroje (zvaného též generátor) je vysokonapěťový transformátor, který síťové napětí (220V/380V) transformuje nahoru - buď přímo ze síťového napětí na požadovanou hodnotu, nebo nověji přes elektronický oscilační obvod. Vysokonapěťový transformátor má vysoký převodový poměr (daný poměrem počtu závitů na primárním a sekundárním vinutí) řádově 1000.
  U novějších přístrojů jsou používány vysokofrekvenční zdroje vysokého napětí. Síťové napětí se nejprve usměrní a vyhladí. Tímto stejnosměrným napětím je napájen vysokofrekvenční oscilátor (střídač), který pomocí tyristorů vytváří střídavé napětí frekvence cca 10kHz s ostrými hranami. To je pak ve vysokonapěťovém transformátoru přeměňováno na vysoké střídavé napětí, které se dále usměrňuje a vyhlazuje (viz níže). Výhodou tohoto řešení je, že vysokofrekvenční transformátor může mít při stejném výkonu podstatně menší rozměry a hmotnost, než klasický transformátor s frekvencí 50Hz..
  Hodnota anodového napětí je regulovatelná buď plynule, nebo skokově po vhodných krocích. Dosahuje se toho pomocí autotransformátoru, který je předřazen před vysokonapěťový transformátor. Autotransformátor reguluje síťové napětí v rozmezí cca 20-220V, které pak vysokonapěťová jednotka násobí konstantním poměrem (cca 1:1000). U elektronických vysokofrekvenčních zdrojů se regulace vysokého napětí provádí pomocí frekvenčního řízení.
  Střídavé vysoké napětí je usměrněno*) pomocí vakuových nebo polovodičových diod. Nejjednodušší usměrnění je jednocestné ("jednopulzní") pomocí jedné sériově zapojené diody (či bez usměrnění, usměrňuje rentgenka - poznámka níže), kdy k emisi záření dochází jen v kladné půlperiodě střídavého proudu. Dokonalejší je usměrnění dvoucestné ("dvoupulzní") pomocí 4 diod v můstkovém Graetzově zapojení, nebo 2 diod u dvojitého sekundárního vinutí, kdy na anodě je vždy kladné (pulzující) napětí a rentgenka pracuje v obou půlperiodách střídavého napětí. Někdy se využívá třífázové síťové napájení třífázového vysokonapěťového transformátoru a k usměrnění se používá 6 diod v můstkovém zapojení - vzniká jen mírně pulzující stejnosměrné napětí (které neklesá nikdy k nule, ale jen asi o 15% vrcholového napětí), pulzace mají frekvenci 300Hz; označuje se někdy jako šestipulzní vyhlazení. Třífázový vysokonapěťový transformátor může mít dvě trojice sekundárních cívek, fázově proti sobě posunutých o 60°; po usměrnění pomocí 12 diod v můstkovém zapojení se obdrží již jen nepatrně pulzující stejnosměrné napětí (s frekvencí 600Hz kolísá jen o asi 4% - "12-pulzní vyhlazení"), blízké pravému vyhlazenému stejnosměrnému napětí. U vysokofrekvenčních zdrojů vysokého napětí se po usměrnění dá velmi dobře provést vyhlazení pomocí kondenzátorů, čímž se získá minimálně pulzující stejnosměrné napětí s vysokou frekvencí drobných pulzů.
*) Fakticky samotná rentgenka je v podstatě dioda, která se sama může postarat o usměrnění. U starších a jednodušších přístrojů se proto rentgenka napájela střídavým napětím, přičemž k emisi X-záření dochází pouze v půlperiodách, kdy na anodě je kladné napětí. Nevýhodou tohoto řešení je zvýšený podíl měkké složky záření (vznikajícího na počátku a konci půlperiody, kdy je podstatně menší okamžité napětí) a u větších výkonů též možnost opačného proudu ("zpětný zápal") - v závěrné půlperiodě se mohou urychlovat sekundární elektrony, emitované ze zahřátého ohniska anody, směrem ke katodě, kterou bombardují vysokou kinetickou energií a mohou ji poškodit.
¨ Napájení pro rotaci anody,
což je většinou střídavé síťové napětí (220/380V), přiváděné na cívky statoru, vytvářející točivé magnetické pole pro rotaci anody rentgenky. Při frekcenci síťového napětí 50Hz je základní frekvence rotace anody 3000ot./sec.; segmentací cívek statoru lze dosáhnout nižších otáček 1500, 1000, 750, 600 ot./sec. Pro dosažení vyšších otáček je nutno stator rentgenky napájet z elektronického oscilátoru, poskytujícího vyšší frekvenci než 50Hz.
  U novějších rtg přístrojů jsou používána i další napětí pro napájení elektromotorků posuvných a rotačních pohybů, chlazení rentgenky, dále řídící a regulační elektroniky, včetně detekčních a vyhodnocovacích obvodů.
Kryt rentgenky 
Při vlastním provozu v rtg přístrojích je rentgenka zapouzdřena ve speciálním krytu válcovitého tvaru*). Kryt je stíněn olovem před nežádoucím pronikáním X-záření do okolí. Na koncích krytu jsou průchodky, kterými se pomocí dobře izolovaných vysokonapěťových kabelů přivádí napětí mezi anodu a katodu, na katodovém konci se pak přivádí nízké žhavicí napětí. Ve střední části*) krytu je výstupní okénko (samozřejmě nestíněné, k němuž musí být rentgenka natočena svým dopadovým ohniskem) z lehkého materiálu, většinou akrylátového skla, kterým paprsek X-záření vychází ven k příslušnému použití. U výkonových rentgenek je prostor mezi rentgenkou a stěnami obalu vyplněn chladicím olejem.
*) U rentgenek typu Straton má pouzdro tvar dvojitého kuželu a výstupní okénko je poblíž toho konce, kde je anoda. Příslušnou lokalizaci dopadového ohniska na anodě naproti výstupnímu okénku v krytu zajišťují vychylovací cívky (vč. úhlu jejich natočení), umístěné z vnější strany ve zúžené části krytu - obr.3.2.2 vpravo.
Kolimační a lokalizační systém 
Následuje kolimační systém, sestávající z tubusu s nastavitelnými clonami vymezujícími geometrický tvar svazku X-záření. Pro vizuální zaměření a nastavení zobrazovaného pole je v kolimačním systému rentgenky instalován světelný lokalizační systém - světlo z žárovečky je optickou projekcí vedeno přes kolimační systém tak, aby bylo dosaženo shody viditelného světelného pole a pole X-záření. Před vyšetřením je možno nastavit polohu zobrazovaného pole na kazetě filmu či zobrazovacím panelu, jakož i na povrchu těla pacienta.
Mechanické provedení RTG přístrojů 
Kryt s rentgenkou a kolimačním systémem, spolu s protilehlou filmovou kazetou či zobrazovacím panelem, jsou namontovány na speciální stojany několika druhů a konstrukčního provedení, podle požadované metodiky rtg zobrazení.
  Pro skiagrafické snímkování bývá rentgenka nejčastěji namontována nahoře na svislém stojanu (sloupový stativ upevněný na podlaze, nebo stropní závěs) s možností snadného mechanického posuvu. Filmová kazeta nebo zobrazovací panel je upevněn v dolní části stojanu, opět s možností posunu. Mezi nimi pak posuvné lehátko s pacientem pro vyšetření vleže. Pro snímkování vestoje (popř. vsedě) je rentgenka s kolimačním systémem natočena horizontálně, protilehlá kazeta nebo flat-panel je na samostatném vertikálním stojanu (tzv. vertigraf). Horizontální posun (pojezd) rentgenky může být realizován pomocí kolejniček, upevněných na stropu nebo podlaze vyšetřovny. Posuny jednotlivých částí rtg systému mohou být manuální nebo motorické, pomocí elektronicky řízených elektromotorků. U nových systémů bývá realizován tzv. autortacking - automatické synchronní spřažení posunů zobrazovacího panelu a rentgenky (opatřené kolimačním systémem). Některé systémy pro skiagrafii i skiaskopii mají možnost stojan rentgenky, zobrazovacího panelu, i leháko pootočit či naklonit do různých úhlů, od horizontální po svislou polohu - takový systém se nazývá RTG sklopná stěna a má široké možnosti využití.
  Pro flexibilní skiaskopické zobrazení bývá rentgenka a protilehlý zobrazovací detekční systém často namontovány na speciálním stojanu tvaru písmene "C" - tzv. C-rameno (C-arm) - obr.3.2.3b., nebo tzv. U-rameno - obr.3.2.3c. Tato ramena se dají pomocí elektromotorků natáčet do různých úhlů kolem pacienta, což umožňuje flexibilní zobrazení v různých projekcích. Tyto systémy (které bývají někdy mobilní) se používají v širokém spektru aplikací, jako je digitální subtrakční angiografie (viz níže DSA - obr.3.2.3), rtg navigace intervenčních výkonů, afterloading v radioterapii (viz §3.6, část "Brachyradioterapie" - obr.3.6.7) a další.
  Samostatnou kategorií konstrukčních řešení rtg přístrojů je transmisní rentgenová tomografie CT, kde rentgenka a protilehlý elektronický detekční systém jsou upevněny na portálovém rotačním stojanu - gantry - podrobněji je popsáno níže "Rentgenová tomografie - CT", obr.3.2.4. Sem náleží i speciální konstrukce rtg zobrazovacích přístrojů, instalovaných přímo na radioterapeutických ozařovačích IGRT (viz §3.6, část "Izocentrická radioterapie", obr.3.6.1c) nebo tomoterapie (§3.6, část "Modulace ozařovacích svazků", obr.3.6.4a).
  Další technické podrobnosti konstrukce RTG přístrojů a jejich příslušenství již leží mimo rámec tohoto fyzikálně zaměřeného pojednání.

Nastavení parametrů X-záření
Pro optimalizaci rtg diagnostiky je potřeba nastavit vhodné parametry X-záření. V elektrickém obvodu rentgenky se podle potřeby regulují a nastavují dva základní parametry:
¨ Anodové napětí
určuje maximální i střední energii fotonů výsledného X-záření, jeho "tvrdost". Maximální energie X-záření v keV se prakticky rovná anodovému napětí v kV, střední energie je o něco vyšší než 1/3 max. energie. V praxi se anodové napětí pohybuje v širokém rozmezí od cca 20kV do 200kV, u průmyslového využití X-záření pak i vyšší.
¨ Anodový proud
protékající rentgenkou určuje intenzitu X-záření emitovaného rentgenkou I_X. Lze jej regulovat změnou žhavení katody - žhavicího proudu*) - a tím teploty vlákna katody. Při vyšším žhavení vlákna katody je emitováno více elektronů, rentgenkou protéká vyšší proud a je vyzařována vyšší intenzita X-záření. Průměrný proud rentgenkou se pohybuje v rozmezí jednotek mA až asi 200mA, okamžitý proud může být i podstatně vyšší (v pulzním režimu). Protéká-li rentgenkou proud 1mA, je emitováno X-záření o intenzitě I_X přibližně 6.10¹³fotonů/s. Celkové množství fotonů X-záření při expozici, určující kvalitu rtg snímků a též radiační zátěž pacienta, je dáno součinem intenzity záření I_X (fluence fotonů /s) a expozičního času T - tedy součinem anodového proudu rentgenkou [mA] a expozičního času [s] - "miliampér-sekundami" mA.s. Při 1mAs je z anody vyzářeno cca 10¹³fotonů, z čehož je ovšem pro rtg zobrazení využita jen malá část - z většiny fotonů letících různými směry je kolimací vybrán jen poměrně úzký kuželový svazek, fotony nízkých energií jsou dále odstraněny filtrací (viz níže). Pro pořizování běžných skiagrafických snímků měkkých tkání se používá expozice na rentgence asi 2¸6 mAs, u skeletu cca 20¸80 mAs, u CT i 200 mAs. U moderních rtg přístrojů, schopných pracovat v pulzním režimu s vysokým okamžitým výkonem, se pro dosažení požadované expozice [mAs] dává přednost vysoké hodnotě proudu [mA] při krátkém expozičním čase [s] - snižuje se tím riziko rozmazání snímku pohybem pacienta.
*) Žhavicí proud lze regulovat jednoduše pomocí reostatu ve žhavicím obvodu (nejlépe v obvodu primárního vinutí žhavicího transformátoru), nověji speciálním elektronickým obvodem osazeným tranzistory a tyristory.
Již vzniklé X-záření se následně upravuje filtrací: 
¨ Filtrace, kolimace
Měkké X-záření delších vlnových délek a nízké energie fotonů na začátku spojitého spektra nemá pro diagnostiku žádný význam, absorbuje se většinou již v kůži a mělkých vrstvách tkáně - způsobuje jen nežádoucí radiační zátěž pacienta. Proto se používá filtrace - do cesty záření se vkládá hliníková nebo měděná destička tloušťky cca 1,5-4mm, která měkkou složku X-záření do značné míry pohltí, zatímco tvrdší složku propouští (i samotná skleněná baňka rentgenky působí jako částečný filtr, ekvivalentní cca 0,5mm Al) - viz tvar spekter na obrázku níže. Geometrické vymezení svazku X-záření se provádí pomocí kolimace (bylo zmíněno výše).

Vlevo: Uspořádání rentgenky, filtru, primární a sekundární clony, filmu či detektoru. Vpravo: Energetická spektra X-záření z rentgenky, po filtraci a po průchodu pacientem.

Filtry a clony u rtg zobrazení 
Při praktické diagnostické aplikaci rtg záření je důležité použití filtrů a kolimačních clon. Vhodnými clonami se zajišťuje geometrické vymezení svazku X-záření, zasahujícího jen potřebnou vyšetřovanou oblast (ostrý obraz s vysokým prostorovým rozlišením je zajištěn tím, že záření vychází z téměř bodového ohniska na anodě rentgeny). Hned za rentgenkou se umísťuje tzv. primární clona (přesněji řečeno filtr) zhotovená nejčastěji z hliníkového plechu, která pohlcuje nízkoenergetické fotony (ze začátku spojitého spektra X-záření), které nejsou použitelné pro zobrazení (pronikly by pouze do podkoží), ale zvyšovaly by radiační zátěž pacienta (bylo zmíněno výše). Mezi pacientem a filmem (či stínítkem nebo zobrazovacím detekčním systémem) je pak umístěna sekundární clona (sbíhavá fokusovaná Buckyova-Potterova či paralelní Lysholmova clona) - mřížka tvořená rovnoběžnými absorbčními lamelami (olověnými pásky), které propouštějí pouze primární X-záření prošlé ve směru původního svazku, zatímco sekundární rozptýlené fotony (pohybující se jinými směry) pohlcuje; jedná se o kolimátor. Potlačení sekundárního rozptýleného záření zlepšuje kontrast rentgenového obrazu.
Terminologická poznámka: V radiodiagnostice je častým zvykem používat ne příliš přesný obecný název "clony". Přesněji se však jedná o kolimátory a o filtry.

Rtg zobrazení planární - skiagrafie, skiaskopie
Projekce u rtg zobrazení
Lidský organismus je složitou soustavou velkého počtu různě uspořádaných tkání, orgánů, kostí, tělesných dutin atd. Při rtg prozařování se tyto jednotlivé struktury mohou vzájemně "zastiňovat" a překrývat - to může bránit jejich dobrému zobrazení a rozpoznání případných anomálií. Tato interference a překrývání zobrazovaných struktur podstatně závisí na úhlu prozařovacího paprsku. Zpravidla je možno najít takový úhel projekce, pro který je daná léze zobrazena nejlépe, bez rušení okolními strukturami. Na základě dlouholetých zkušeností rentgenologů jsou pro planární rtg vyšetření každého orgánu či oblasti předepsány určité projekce, které zajišťují nejlepší zobrazení - např. projekce předozadní AP (anterior-posterior), zadopřední PA, bočné projekce levé LL (latero-laterální, též SIN-sinister) či pravé RL (right-lateral, též DX-dextrum), šikmé projekce levé LAO (left anterior oblique), LPO (left posterior oblique), nebo pravé RPO, RAO a další projekce a speciální polohy. Problém překrývajících se struktur je do značné míry odtraněn u rtg tomografie CT - viz níže "Rentgenová tomografie - CT", která poskytuje zobrazení z různých úhlů a projekcí.
  Z hlediska provedení a zpracování rtg obrazů se planární rentgenová diagnostika dělí na dvě skupiny:
¨ Skiagrafie
Při prostém rtg snímkování, zvaném skiagrafie, dopadá X-záření, prošlé vyšetřovanou tkání, na fotografický film obsahující halogenidy stříbra (bromid stříbrný), v němž fotochemickou reakcí dochází k uvolňování stříbra z jeho vazby ve sloučenině - vzniká latentní obraz, který je při vyvolání ve vývojce zviditelněn pomocí hustoty zrníček koloidního stříbra; zbylý bromid stříbra se rozpustí v ustalovači. Hustota zčernání filmu je úměrná množství prošlého X-záření. Vzniklý rtg fotografický obraz představuje negativní zobrazení hustoty tkáně: místa s nízkou hustotou (měkké tkáně) mají nižší absorbci a proto vysoké zčernání, místa s vysokou densitou (např. kosti) více absorbují X-záření a jsou proto na filmu zobrazena světle (s nízkým zčernáním).
  Pro rtg snímkování se používají speciální filmy, jejichž emulze je tlustší a obsahuje zvýšený obsah halogenidů stříbra ve srovnání s běžnými fotografickými materiály *). Filmy se vyrábějí v různých velikostech - nejmenší políčka cca 2x2cm se používají při zubní rtg diagnostice, největší formáty cca 43x43cm při snímkování plic, popř. 96x20cm na páteř. Při vlastním snímkování jsou filmy uloženy ve speciální světlotěsné kazetě, opatřené při okraji kovovými značkami a písmeny, které se při expozici promítají na film, po vyvolání jsou viditelné a zajišťují geometrickou orientaci a identifikaci snímku. V temné komoře se pak vyjímají z kazet, k vyvolání se používá speciálních koncentrovaných vývojek, poskytujících vysoký kontrast a sytost zčernání filmu; proces vyvolávání, ustalování a sušení se provádí ve vyvolávacích automatech. Celkově však je použití filmů a "mokrého procesu" na ústupu, budoucnost patří elektronickému snímání a digitalizaci rtg obrazů (viz níže).
*) Fotochemická citlivost filmů je pro X-záření poměrně nízká. Pro zvýšení citlivosti (a tím snížení potřebného množství fotonů X-záření - snížení radiační zátěže pacienta) jsou k filmu předřazeny zesilovací luminiscenční fólie, viz níže.
¨ Skiaskopie
Jako skiaskopie či fluoroskopie se označuje přímé vizuální pozorování obrazu prošlého rtg záření, původně přímo na fluorescenčním stínítku ("štítě"). Přímá skiaskopie se dříve využívala velmi často, avšak vzhledem k vysoké radiační zátěži vyšetřujícího rentgenologa (a též pacienta) se od ní již ustoupilo. Nepřímá skiaskopie se provádí na přístrojích vybavených zesilovačem obrazu a elektronickým snímáním obrazu, nověji přímým elektronickým digitálním snímáním obrazu (viz níže). Tato nepřímá skiaskopie se nyní používá k vyšetřování dynamických dějů (koronární arteriografie, transhepatální cholangiografie, ...) a při intervenčních výkonech, kde je potřebná vizuální kontrola a navigace precizních prací prováděných uvnitř organismu - zavádění různých sond a katetrů, implantace kardiostimulátorů, koronární angioplastika, zavádění stentů,... atd. - viz níže "Subtrakční angiografie", obr.3.2.3. V radioterapii je to zavádění radioforů afterloadingem při brachyterapii (viz §3.6, část "Brachyradioterapie").
  Rentgenka a protilehlý zobrazovací detekční systém bývají často namontovány na speciálním stojanu tvaru písmene "C" - tzv. C-rameno (C-arm) - obr.3.2.3b. Toto rameno se dá pomocí elektromotorků natáčet do různých úhlů, což umožňuje kvalitní zobrazení v různých projekcích. Ještě flexibilnější možnosti pohybů rentgenky a zobrazovacího detektoru kolem pacienta poskytuje tzv. U-rameno (nezávislý posun rentgenky a detektoru na stojanu) - obr.3.2.3c. Případně lze využít tzv. sklopné stěny; tyto možnosti byly zmíněny výše, pasáž "Mechanické provedení RTG přístrojů".
Zesilovače a digitální snímače rtg obrazu; přímá digitalizace 
Přímé fotografické zobrazení na rtg film již patří minulosti a je postupně nahrazováno dokonalejšími technologiemi. Pro zvýšení citlivosti snímání rtg obrazu se požívají vhodné metody zesílení obrazu, nověji pak metody elektronického snímání obrazu. Je tím umožněno mnohonásobné snížení potřebné intenzity X-záření a tím radiační dávky pro pacienta, jakož i snížení nežádoucí expozice pro radiační pracovníky.
  Při fotografické skiagrafii jsou k filmu přiloženy zesilovací luminiscenční fólie. Dále se používá xeroradiografie, kdy místo filmu je použita kladně nabitá selenová deska, dopadající fotony X-záření tam vyvolávají fotoefekt, při němž fotoelektrony lokálně kompenzují původní kladný náboj - vzniká latentní elektrostatický obraz; v kopírce jsou pak na různě nabitá místa desky různě přitahovány práškové částečky barviva, které se nakonec otiskují na papír kde vzniká viditelný obraz.
  Při skiaskopii se obraz na fluorescenčním stínítku (štítě) zesiluje speciální obrazovou elektronkou - zesilovačem obrazu. Světelný obraz, vytvářený dopadem fotonů X-záření na fluorescenční stínítko uvnitř elektronky, způsobuje svými emitovanými fotony viditelného světla fotoelektrický jev na přiložené fotokatodě. Emitované fotoelektrony jsou napětím mezi fotokatodou a anodou (cca 10-20kV) urychlovány a elektronovou optikou směrovány na luminiscenční stínítko, kde vytvářejí zmenšený převrácený obraz, jehož jas je však více než 1000-krát větší než u obrazu původního. Tento obraz je pak opticky snímán videokamerou a zobrazován na TV obrazovku či na monitor počítače.
  Všechny výše uvedené zesilovače obrazu či televizní snímače jsou jen přechodným technickým řešením. Nové systémy jsou vybaveny elektronickým digitálním snímačem obrazu na plochém tzv. flat panelu, sestávajícím ze scintilátoru (např. cesium jodid CsI:Tl, nebo na bázi gadolinia Gd₂O₂S:Tb - GOS; o scintilátorech viz §2.4, část "Scintilátory a jejich vlastnosti") a polovodičového opto-elektronického amorfního křemíku (a-Si). Detekční panel sestává z velkého počtu elementů - buněk, pixelů, sestavených do obrazové matice cca 2000´2000 elementů, i více. Nejdokonalejšími zobrazovacími detektory jsou polovodičové pixelové detektory (SPD), viz §2.5 "Polovodičové detektory". Impulsy z jednotlivých elementů detektoru jsou v multiplexním režimu s pomocí anologově-digitálního konvertoru (ADC) střádány přímo do paměti počítače - vytvářejí digitální rtg obraz. Jedině této technologii přímé digitalizace patří budoucnost...

Kontrastní látky. Subtrakční radiografie.
Jednou z hlavních obtíží při rtg zobrazování měkkých tkání jsou malé rozdíly v absorbci X-záření jednotlivými tkáněmi *), vedoucí k nízkému kontrastu zobrazení a nemožnosti rozlišení některých struktur.
*) Tkáně lidského těla jsou tvořeny především atomy lehkých prvků (vodík, uhlík, kyslík, dusík, sodík, ...) a mají podobnou hustotu něco přes 1g/cm³. Proto se valně neliší ani absorbční koeficienty pro X-záření v jednotlivých tkáních (výjimkou jsou masívnější kosti a lehčí provzdušněné plíce).
  V určitých případech lze kontrast zobrazení uměle zvýšit aplikací vhodných kontrastních látek. Kontrastní látky uměle zvyšují kontrast zobrazení tkání tím, že vyvolávají větší rozdíly v absorbci X-záření vyšetřované tkáně vůči okolí. Většinou se snažíme zvýšit absorbci X-záření použitím látek obsahující atomy těžkých prvků jako je baryum (dutiny, např. žaludek) nebo jód (cévy). Vpravíme-li takovou látku do vyšetřovaného místa - zažívacího traktu, cév, žlučových či močových cest, vykazuje takto naplněná struktura výrazně zvýšenou absorbci X-záření a na rtg obraze je zřetelně a kontrastně zobrazena, včetně případných defektů a anomálií.
Kontrastní látky jsou dvou základních typů:
¨ Pozitivní kontrastní látky, které zvyšují absorbci X-záření. Nejčastěji jsou používané kontrastní látky na bázi barya a jódu. Síran barnatý (BaSO₄) je ve vodě nerozpustná sloučenina, jejíž suspenze ("baryová kaše") se používá při vyšetření trávicího traktu. Jódové kontrastní látky se používají ve formě organických sloučenin, v nichž je jód pevně vázán, většinou v benzenových jádrech cyklických (aromatických) uhlovodíků. Je to především kyselina trijódaminobenzoová, kde jsou na benzenové jádro navázány 3 atomy jódu. .....doplnit další........
¨ Negativní kontrastní látky snižující absorbci X-záření. Jsou to především plyny (vzduch, oxid uhličitý), které se aplikují do dutin (např. páteřní kanálek). Dnes se již prakticky nepoužívají.
Rtg subtrakční radiografie. DSA 
Speciální metodou zvýšení kontrastu je tzv. subtrakční radiografie, spočívající v odečtení dvou snímků téže oblasti, lišících se přítomností a nepřítomností, či rozložením, kontrastní látky. Cílem subtrakce je zvýraznit anatomické struktury, které by na konvenčních rtg snímcích byly málo zřetelné, nevýrazné a těžko rozpoznatelné.
  V prvopočátcích metody (50. a 60. léta) se používala filmová (fotografická) subtrakce, při níž se rtg snímek s kontrastní látkou zkombinoval a překryl s negativně přefotografovaným snímkem bez kontrastní látky. Touto kombinací (maskováním) vznikl výsledný subtrakční obraz, na němž jsou vidět jen struktury naplněné kontrastní látkou. Další technický vývoj, vedoucí přes analogovou televizní subtrakci, vyústil v metodu digitální subtrakce, která je nejdokonalejší a nyní výhradně používaná. Tato metoda se používá především pro selektivní zobrazení cévního řečiště (arteriálního i venózního - kontrastní látka se tam ve vhodném okamžiku vstřikuje pomocí speciálně zavedeného katetru) a označuje se názvem digitální subtrakční angiografie (DSA).

Obr.3.2.3. a) Principiální schéma činnosti digitální subtrakční radiografie. b) Rtg přístroj s digitálním snímačem obrazu upevněný na C-rameně. c) Rtg přístroj v uspořádání U-ramena.

Zjednodušené schéma principu digitální subtrakční radiografie je nakresleno na obr.3.2.3a. Svazek X-záření z rentgenky prozařuje tělo pacienta a prošlé záření je detekováno digitálním snímačem obrazu (flat-panel), složeným ze scintilátoru a citlivého CCD snímače obrazu. Nejdokonalejšími zobrazovacími detektory jsou polovodičové pixelové detektory SPD (viz §2.5 "Polovodičové detektory"), montované do tzv. flat panelů. Rentgenka a detektor jsou umístěny naproti sobě na tzv. C-rameni (obr.3.2.3b). Do paměti počítače je snímán nejprve nativní rtg obraz vyšetřovaného místa bez kontrastní látky, a pak rtg obraz po aplikaci kontrastní látky. Numerickým digitálním odečtením nativního obrazu od obrazu s kontrastní látkou vzniká výsledný subtrakční obraz, na němž je selektivně zobrazena jen struktura naplněná kontrastní látkou, zatímco všechny ostatní anatomické struktury se víceméně vyruší.
  Správnou subtrakci mohou nepříznivě ovlivnit či znehodnotit pohyby tkáně během vyšetření (v časovém intervalu mezi oběma obrazy), jako jsou dýchací pohyby, srdeční pulzace, pohnutí pacienta. Pro eliminaci těchto nepříznivých vlivů se zaznamenává řada obrazů v krátkých časových intervalech, z nichž se vybírají obrazy vhodné pro subtrakci. Pro sledování kinetiky srdeční činnosti se sekvence snímaných obrazů navíc synchronizuje se signálem EKG a subtrahují se obrazy odpovídající end-diastole a end-systole; lze tak m.j. získat obraz ejekční frakce a odhalit příp. poruchy motility srdečních stěn.
  S pomocí těchto moderních angiografických zařízení lze kromě diagnostiky ihned po zjištění patologických poměrů v cévním řečišti následně provést potřebný intervenční výkon pod detailní kontrolou rtg zobrazení. Jedná se např. o koronární angioplastiku (PTCA) - rozšíření zúžené koronární (věnčité) tepny myokardu pomocí speciálního katetru opatřeného na konci balónkem, s příp. instalací tzv. stentu, který zůstává rozepjat uvnitř věnčité cévy a brání jejímu opětovnému smrštění.

Rentgenová tomografie - CT
Klasické rtg-zobrazení je planární - je to dvojrozměrná projekce density tkáně do určité roviny. Skutečná tkáň je však objekt trojrozměrný, takže planární obraz, který je dvojrozměrnou projekcí skutečnosti, může zachycovat jen část reality. O uspořádání tkáně v "hloubkovém třetím rozměru", kolmém k zobrazované rovině, nemůžeme z planárního obrazu nic zjistit. Planární obrazy mají z tohoto hlediska závažné úskalí - možnost překrývání a superpozice struktur uložených v různých hloubkách. Pomáháme si zde sice zobrazováním ve více různých projekcích, avšak riziko falešného nálezu či neodhalení anomálie v hloubi organismu, překryté jinou strukturou, nelze nikdy vyloučit. U planárního zobrazení dochází k prozařování X-záření z různých hloubek, k superpozici a sumování informace o rozložení denzity ze všech hloubkovývh vrstev tkání a orgánů do společného obrazu. Výsledná odezva v obraze je součtem příspěvků z jednotlivých vrstev tkáně - nejen z míst vyšetřované léze, ale i z vrstev, které se nacházejí nad lézí a pod lézí. Tím se detaily struktury vyšetřovaného orgánu v určité hloubce zastírají obrazovými informacemi ze vzdálenějších a bližších vrstev. Jednotlivé tkáně a orgány jsou na planárním snímku zobrazeny sumárně, překrývají se. Nejsme vždy schopni jednoznačně určit, kterými orgány a strukturami rentgenové paprsky prošly a byly jimi zeslabeny. Superpozice záření z různých hloubek zobrazovaného objektu dále vede ke snížení kontrastu zobrazení struktur a lézí.
  Pro odstranění těchto nevýhod planární rtg diagnostiky a pro získání komplexního zobrazení struktur v různých hloubkách byla vyvinuta transmisní rentgenová tomografie *) poskytující trojrozměrné zobrazení density tkání v organismu. Jednou z hlavních předností tomografického zobrazení je podstatně vyšší kontrast zobrazení lézí, které na transverzálních řezech nejsou překrývány zářením z okolních vrstev.
*) Řecky tomos = řez - tomografické zobrazení je tvořeno určitými řezy (angl. řez = slice), primárně transverzálními, jejichž větší počet vytváří trojrozměrný obraz. Vyšetřovaná oblast je rozdělena na větší počet tenkých vrstev (řezů), které se každá zvlášť snímají pod mnoha různými úhly a z lokálního zeslabení rtg paprsků se v počítači matematicky zrekonstruuje denzitní obraz dané vrstvy. Vyšetřovanou oblast si pak můžeme na obrazovce počítače prohlédnout po jednotlivých tenkých vrstvách - jako kdybychom pacienta příčně "rozřezali", podívali se dovnitř na každý řez a pak ho zase (bez poškození) složili.
  Předchůdkyní nynější počítačové tomografie CT byla pohybová tomografie: rentgenka a vyšetřovací stůl s pacientem se vůči sobě protisměrně posunovaly takovým způsobem, že pro vrstvu v určité hloubce se oba pohyby vykompenzovaly a získal se ostrý obraz, zatímco v ostatních vrstvách byl obraz pohybově rozmazán a tím méně zřetelný. Kvalita a kontrast takového zobrazení však nebyly valné (s CT naprosto nesrovnatelné), metoda je již dávno opuštěná.
  Tomografické rtg zobrazení se dosahuje tím, že vyšetřovaná oblast se prozařuje X-zářením pod řadou různých úhlů (v rozsahu 0-180-360°): rentgenka a naproti ní umístěný detektor X-záření rotují kolem těla pacienta, přičemž úzký svazek X-záření prozařuje vyšetřovanou tkáň a jeho intenzita je detekována a převáděna na elektrický signál (obr.3.2.4a); vyhodnocuje se zeslabení paprsku v důsledku absorbce tkání. Z množství integrálních hodnot získaných prozařováním pod řadou úhlů 0-360° se pak metodou zpětné projekce provede rekonstrukce absorbční mapy, čímž vznikne denzitní obraz příčného řezu vyšetřovanou oblastí - viz níže "Vznik denzitního obrazu". Na tomto obraze jsou citlivě a s vysokým rozlišením zobrazeny struktury uložené v různých hloubkách v organismu - jedná se o obraz tomografický.
  Postupným podélným lineárním posunem pacienta vzhledem k systému rentgenka-detektor můžeme vytvořit řadu obrazů příčného řezu (jednotlivých vrstev), které umístěny vedle sebe vytvářejí trojrozměrný tomografický obraz vyšetřované oblasti. Vzhledem k výpočetní náročnosti rekonstrukční procedury lze toto provést pouze s pomocí počítače - proto se tato metoda nazývá počítačová tomografie CT (Computerized Tomography). Přesný název "rentgenová transmisní počítačová tomografie" (X-ray Trasmission Computerized Tomography) se pro svou zdlouhavost neujal.

Obr.3.2.4. Rentgenová počítačová tomografie CT. a) Základní principiální schéma CT. b) Princip spirální CT. c) Přístroj 64-slice CT.

Kromě prostorového tomografického zobrazení je hlavní předností CT v porovnání s konvenčním rtg zobrazením podstatně vyšší kontrast - je schopna rozpoznat a zobrazit i nepatrné rozdíly v lineárních součinitelích zeslabení X-záření, které proniká vyšetřovanou tkání. Je to dáno v prvé řadě principem zobrazení transverzálního řezu pomocí úzkého paprsku bez ovlivnění sousedními vrstvami a elektronickou detekcí X-záření, která je schopna zachytit jemnější rozdíly a širší rozsah dynamiky, než klasický rtg film. K výbornému denzitnímu rozlišení dále přispívají i metody počítačové rekonstrukce a filtrace obrazu, jakož i možnosti flexibilního nastavení optimální modulace obrazu (jas, kontrast). Počítačový software pro CT má dále řadu nástrojů pro konstrukční úpravy obrazů, vytváření trojrozměrných obrazů určitých orgánů, rekonstrukci řezů i v jiných rovinách, než výchozí transverzální, v níž byl pacient snímán.

Vývoj tomografické metody zobrazení.   5 generací CT přístrojů.
Obecné snahy o rekonstrukci trojrozměrného zobrazení na základě zobrazení dvourozměrného (či množiny jednorozměrných projekcí) sahají již do r.1917, kdy J.Radon odvodil integrální transformaci (nyní nazývanou Radonova transformace) mezi množinou integrálů přímek a množinou bodů transverzálního řezu vyšetřovaného prostoru. V r.1963 A.Cormack tyto výsledky aplikoval a rozšířil na případ X-záření, procházejícího s částečnou absorbcí trojrozměrným objektem. A v r.1972 G.N.Hounsfield dokončil vývoj prvního přístroje CT.
  V dalších letech se prokázaly velké přednosti CT a tyto přístroje se velice rozšířily. V průběhu technického vývoje zároveň docházelo k výrazným změnám v konstrukčním uspořádání jednotlivých elektronických i mechanických dílů přístrojů CT. Z hlediska tohoto technického vývoje se přístroje CT rozdělují obvykle do pěti generací:
¨ 1.generace: X-záření z rentgenky bylo kolimováno do tenkého svazku (válcového "tužkového" tvaru) a po prozáření pacientem detekováno protilehlým jedním detektorem (jak je na obr.3.2.4a), rotujícím spolu s rentgenkou.
¨ 2.generace: X-záření z rentgenky je kolimováno do tvaru vějíře a po průchodu pacientem je detekováno větším počtem detektorů, umístěných v jedné řadě na kružnicové výseči naproti rentgence, rotující spolu s rentgenkou.
¨ 3.generace: X-záření z rentgenky je kolimováno do tvaru širšího vějíře podobně jako u 2.generace, avšak prošlé záření je detekováno velkým množstvím detektorů umístěných na kruhovém oblouku ve více řadách (obr.3.2.4b) - snímá se současně více řezů - multi-slice CT. Pokračováním přístrojů 3.generace jsou níže popsané spirální vysokorychlostní multidetektorové systémy MDCT.
¨ 4.generace: detektory jsou uspořádány stacionárně do úplného kruhu (prstence, resp. několik prstenců ležících vedle sebe) kolem pacienta, přičemž rotuje jen rentgenka.
¨ 5.generace: kardio-tomograf s elektronovým svazkem - EBT - Electron Beam CT, popsaný níže, obr.3.2.5.
  Přístroje 4. a 5. generace nejsou příliš rozšířeny, protože při vyšší ceně nepřinášejí zásadní výhody pro klinickou praxi ve srovnání s moderními konstrukčními řešeními přístrojů generace třetí (vysokorychlostní multidetektorové systémy MDCT, viz níže).
  Spolu s technickým zdokonalování rentgenové CT byl tomografický princip použit i u dalších zobrazovacích modalit. Vedle optické CT byly vyvinuty tomografické metody scintigrafické - jednofotonová emisní tomografie SPECT a pozitronová emisní tomografie PET (kap.4 "Scintigrafie", §4.3 "Tomografické kamery"). A též nejsložitější tomografická zobrazovací metoda nukleární magnetická rezonance NMRI (§3.4, část "Nukleární magnetická rezonance").
  Pozn.: Pro speciální technické účely zobrazování struktury drobných předmětů se používá i tzv. rentgenová mikro-tomografie (mCT) zmíněná níže (§3.3, část "Radiační defektoskopie").

Vznik denzitního obrazu
Má-li podle obr.3.2.4 vlevo svazek X-záření, emitovaný rentgenkou a dopadající na vyšetřovanou oblast, počáteční intenzitu (tok fotonů za 1s) I_o, pak jeho intenzita I po průchodu tkání bude I = I_o.e^-Sm(i,j).Dx, kde m(i,j) je lineární součinitel zeslabení X-záření pronikajícího místem tkáně o souřadnicích i,j a Dx je velikost (délka ve směru paprsku) elementu tkáně. Hodnoty koeficientů m(i,j) závisí na lokální hustotě a protonovém čísle jednotlivých míst (i,j) tkáně. Logaritmováním se tento vztah dá upravit na tvar: ln(I/I_o) = Sm(i,j).Dx, který říká, že logaritmus poměru intenzit X-záření vstupujícího do vyšetřované tkáně a z ní vystupujícího, se rovná součtu součinů lineárních koeficientů zeslabení m a drah Dx, které fotony X-záření v jednotlivých místech tkáně překonávají.
  Měřením při různých polohách (úhlech) rentgenky a detektoru se získá řada hodnot zeslabovacího poměru ln(I/I_o). Počítač pak v zásadě řeší soustavu lineárních rovnic shora uvedeného tvaru, čímž se získají hodnoty lineárních součinitelů zeslabení X-záření tkáňových elementů v jednotlivých místech (i,j) tkáně - vzniká obraz denzity tkáně v transverzálním řezu.
  V praxi se nepostupuje výše uvedeným přímočarým způsobem. Výsledný transverzální CT obraz se získývává rekonstrukcí z jednorozměrných profilů distribuce intenzity prošlého paprsku X-záření při otáčení rentgenky a protilehlých detektorů kolem vyšetřovaného objektu. Pro tuto rekostrukci se používá většinou metoda filtrované zpětné projekce, někdy i dokonalejší (avšak výpočetně náročnější) metoda iterativní rekonstrukce. Tyto rekonstrukční metody, které jsou anologické jako u SPECT, jsou stručně popsány v §4.3 "Tomografická scintigrafie".
  Denzita vyšetřované tkáně se většinou porovnává s densitou vody a v obraze CT je číselně prezentována v tzv. Hounsfieldových jednotkách HU = 1000.(m_tkáň - m_voda)/m_voda , zavedených předním průkopníkem v oblasti CT G.N.Hounstfieldem, spolu s A.L.Cormackem.

Detektory X-záření pro CT
Úkolem těchto detektorů je zachytit fotony X-záření procházejícího vyšetřovanou tkání a přeměnit je na elektrické signály pro další elektronické zpracování za účelem počítačové rekonstrukce denzitních řezů. Pro tuto oblast obecně platí zásady uvedené v kapitole 2 "Detekce a spektrometrie ionizujícího záření" s tím, že se zde uplatňuje jen detekce, nikoli spektrometrie. Základním požadavkem je zde vysoká citlivost detekce fotonů X-záření a vysoká rychlost detekce, tj. krátká mrtvá doba.
Pro detekci X-záření se nejčastěji používají dva druhy detektorů:

• Ionizační komory plněné stlačeným plynným xenonem (více anod a katod v jedné trubici tvoří řadu detektorů).
• Scintilační detektory se scintilačními krystaly NaI(Tl), CsI(Tl), Bi₄Ge₃O₁₂ (BGO), Lu₂SiO₅(Ce) (LSO), Lu_1,9Y_0,1SiO₅ (LYSO), CdWO₄; čtyři posledně uvedené mají výhodu ve vysoké detekční účinnosti při malých rozměrech (vlastnosti scintilátorů jsou rozebírány v §2.4). Scintilátory založené na keramických materiálech (kysličníky křemíku), dopovaných vzácnými zeminami (jako je gadolinium nebo ytrium) a příp. i dalšími prvky, se někdy označují jako UFC (Ultra Fast Ceramic) - ultrarychlé keramické detektory.
  Scintilační záblesky jsou snímány buď fotonásobiči, nebo fototranzistory (podstatně jednodušší a levnější fototranzistory či fotodiody jsou postačující, neboť se jedná jen o prostou detekci, nikoli spektrometrii; další výhodou jsou miniaturní rozměry).

Mnohodetektorové, multi-slice a spirální CT
Postupné snímání CT obrazů systémem jediné rentgenky a detektoru, jak jsme jej zde zatím podle obr.3.2.4a pro snadnější vysvětlení metody popsali, se používalo u prvních generací CT zařízení v 70. a 80.letech. Jeho nevýhodou byla značná zdlouhavost (jeden řez trval několik minut). U novějších generací přístrojů CT se již používá většího počtu detektorů (cca 1000). Krouží rentgenka, jejíž svazek primárního záření je pomocí kolimátorů vycloněn do tvaru vějíře (s úhlem cca 40°), a naproti ní odpovídající kruhová výseč se soustavou 300-1000 detektorů (obr.3.2.4b). Doba snímání jednoho řezu se zkracuje pod 1 sekundu.
  První typy CT přístrojů měly rotující část - rentgenku a detektory - se statickou napájecí a vyhodnocovací částí propojeny kabelem, což neumožňovalo kontinuální rotaci (po jedné otáčce se rentgenka s detektorem musely vrátit do výchozí polohy, resp. musela nastat změna směru rotace, aby se kabel nepřekroutil). Novější typy (od 80.let) používají k napájení a přenosu signálu technologii "klouzavých prstenců" (slip-ring) se snímáním elektrickými kartáčky, umožňující rychlou a kontinuální rotaci (s neomezeným počtem otáček v jednom směru).
  Původní generace CT přístrojů během jedné rotace snímala jen jeden příčný řez vyšetřovanou oblastí. Pro zvýšení rychlosti CT vyšetření rozsáhlejších oblastí je u novějších generací přístrojů použito vždy několika detektorů, resp. několika prstenců detektorů, umístěných vedle sebe v axiálním (podélném) směru - MDCT (Multi Detector CT). To umožňuje (při vhodném tvarování svazku X-záření z rentgenky) současné snímání několika transverzálních řezů vedle sebe, vyšetření několika tenkých vrstev současně. Hovoříme o "více-řezových", tzv. multi-slice CT přístrojích (angl. slice = řez) - 4, 6, 8, 16, 64 - slice-ových. Technická konstrukce přístrojů CT se se neustále vylepšuje. Zvyšuje se počet detektorů a rychlost otáčet rotoru gantry (nyní cca 0,3s/otáčku) - jedná se o vysokorychlostní multidetektorové systémy MDCT.
  U tzv. spirálních CT (helikálních) pak navíc během otáčení rentgenky probíhá pomalý automatický posun lehátka s pacientem (dráha rentgenky se efektivně jeví jako spirála) - obr.3.2.4b,c, s následnou trojrozměrnou rekonstrukcí; zde je v principu možno dosáhnout celotělového CT zobrazení. Vodorovná vzdálenost, o kterou se lehátko posune mezi dvěma sousedními oběhy rentgenky - "stoupání" spirály - se nazývá pitch-faktor [mm].
CT s 2 rentgenkami - DSCT : Dual Source a Dual Energy CT 
Další technické zdokonalení CT spočívá v konstrukci přístrojů, které mají 2 rentgenky - dva systémy rentgenka/detektor (uložené kolmo k sobě), které mohou snímat současně. Zařízení se označuje jako Dual Source CT (DSCT). Může pracovat ve dvou základních režimech, poskytujících dvě výhody:
¨ 1. Obě rentgenky pracují při stejném napětí
Ţ "zdvojený systém" - zvýšení rychlosti a zkrácení akvizičního času se snížením časového rozlišení na cca 80ms. To má význam zvláště u CT srdce (s vyšší tepovou frekvencí).
¨ 2. Obě rentgenky pracují při různém anodovém napětí (např. 140kV a 80kV)
Ţ možnost snímání s dvojí energií (DECT - Dual Energy CT): každá z obou rentgenek vytváří X-záření o rozdílné energii. Získáme tak dva různé denzitní obrazy téhož místa. To umožňuje nejen lépe kvantifikovat distribuci density, ale navíc stanovovat složení tkání pomocí diferenciální densitní analýzy *) - podobné analýzy densitních obrazů, jako u metody DEXA (Dual Energy X-ray Absorptiometry, viz níže "Kostní densitometrie", obr.3.2.6). Poskytuje to nejen detailní snímky anatomie, ale perspektivně to umožní rozlišovat různé druhy tkáně (odlišit např. kosti, cévy, tkáň tukovou), různé druhy ledvinových kamenů, usazování krystalků urátu sodného v kloubech (dna), či kvantifikovat distribuci kontrastní látky v myokardu (a posoudit funkční ovlivnění při morfologickém postižení věnčitých tepen).
*) Různé druhy látek (a tkání) se liší nejen konkrétními hodnotami lineárních součinitelů zeslabení m pro záření X určité energie, ale i poněkud rozdílnou závislostí m(E_X) absorbce pro různé energie E_X záření X. Je to v důsledku rozdílné konfigurace elektronové hustoty u různého molekulárního složení analyzované látky. Matematickou analýzou exponenciálních zákonů absorpce I = I_o.e^-m(Ex).d pro jednotlivé energie E_X a druhy tkání s absorbčními koeficienty m(E_X) (logaritmováním se příslušné exponenciální rovnice převádějí na lineární) lze stanovit podíl absorpce v různých tkáních. Toho lze v principu využít pro dodatečné rozlišení různých druhů a složení tkání na základě diferencí v denzitních obrazech téhož místa, získaných s různými energiemi záření X.

Tomografie s elektronovým svazkem - Electron Beam CT (EBT)
Vedle popsaného konstrukčního řešení CT, nyní již "klasického" s rotující rentgenkou, bylo vyvinuto zcela odlišné, fyzikálně zajímavé řešení, které vůbec neobsahuje rentgenku. X-záření zde vzniká dopadem rychlých elektronů, vystřelovaných "elektronovým dělem", na kovový terčíkový prstenec - anodu, uvnitř něhož je umístěn vyšetřovaný objekt (obr.3.2.5). Elektronový paprsek z elektronového děla je do požadovaného místa terčíkového prstence směrován magnetickým vychylováním pomocí vychylovacích cívek, napájených vhodným elektrickým signálem. Napájením vychylovacích cívek střídavým elektrickým proudem vhodného periodického průběhu elektronový svazek rotuje úhlovou frekvencí w a při tomto kruhovém pohybu postupně zasahuje jednotlivá místa na obvodu terčíkového prstence. V každém takto zasaženém místě vzniká brzdné X-záření, jehož paprsek pod odpovídajícím úhlem prozařuje vyšetřovaný objekt (tělo pacienta). Rotující elektronový svazek tedy generuje rotující zdroj X-záření po obvodu terčíkového prstence, podobně jako kdyby zde rotovala rentgenka. Brzdné X-záření prochází prstencovým kolimátorem s radiálně orientovanými septy, který jej tvaruje do vějířovitého svazku.
  Toto X-záření, prošlé vyšetřovaným objektem (tkání pacienta), je detekováno elektronicky (stejně jako u klasické CT) pomocí prstencově uspořádaného pole detektorů, zevnitř překrývajících kolimátor. Při vhodném geometrickém uspořádání septa kolimátoru odstiňují X-záření, jež by přicházelo přímo od terčíkového prstence k zadní straně jednotlivých detektorů. Novější typy EBT přístrojů mají několik vedle sebe řazených terčíkových prstenců a několik prstencových polí detektorů.

Obr.3.2.5. Základní principiální schéma RTG tomografie pomocí elektronových svazků

Toto konstrukční řešení má dvě výhody:
¨ Neobsahuje žádné mechanicky pohyblivé díly - rotace paprsku je elektromagnetická.
¨ Umožňuje velmi rychlou tomografii - elektromagneticky vychylovaný paprsek může rotovat podstatně rychleji, než je dosažitelné při rotaci mechanické. Toto je výhodné pro sledování rychlých dějů jako je hradlovaná (gatovaná) CT srdce - na obr.3.2.5 jsou do akvizičního počítače spolu s impulsy z detektorů X-záření vedeny i EKG trigrovací impulsy.
  Nevýhodou je zde ovšem značná složitost a nákladnost (cena) zařízení, vzhledem k čemuž se tento typ zařízení zatím do praxe příliš nerozšířil. Ani v budoucnu asi nelze očekávat větší rozšíření těchto systémů, neboť rychlý technický pokrok v konstrukci klasických CT - vysokorychlostních multidetektorových systémů MDCT (popř. se dvěma rentgenkami) řeší většinu výhod EBT, a to levněji a pro běžnou praxi výhodněji.

Rtg kostní densitometrie
Radiografické vyšetření skeletu patří mezi nejčastější a nejdůležitější výkony rtg diagnostiky. Speciální metodou v této oblasti je kostní densitometrie - metoda pro zjišťování hustoty (denzity) kostní tkáně na základě míry absorbce X-záření, stanovené pomocí rtg absorpční fotometrie (Radiographic Absorptiometry - RA).
  Nejjednodušší metoda spočívá v prozařování úzkým svazkem záření o jedné energii (SPA - Single Photon Absorptiometry). Nevýhodou této metody je, že z celkové absorpce X-záření nelze zjistit, jaká část je způsobena kostí a jaká část měkkou tkání.
Dokonalejší denzitometrickou metodou je rtg absorbční fotometrie využívající dvou energií svazku X-záření (DEXA - Dual Energy X-ray Absorptiometry), např. dvojice efektivních energií 50keV + 100keV, či 35keV + 75keV. Využívá se zde rozdílných poměrů absorpce X-záření v měkké tkáni a v kostech při nízké energii a při vysoké energii záření - různých hodnot lineárních součinitelů zeslabení m. Matematickou analýzou exponenciálních zákonů absorpce I = I_o.e^-m.x pro jednotlivé energie a druhy tkání (logaritmováním se příslušné exponenciální rovnice převádějí na lineární) se stanoví podíl absorpce v měkké tkáni a v samotné kosti, z čehož je po vhodné kalibraci možno stanovit denzitu kosti.
  Kalibruje se vhodným fantomem kosti (či hydroxyapatitem), přístroje mají své vnitřní kalibrační fantomy. Obsah minerálů v kosti se kvantifikuje pomocí parametrů BMC (Bone Mineral Content) v [g/cm] a plošné hustoty minerálů BMD (Bone Mineral Density) v [g/cm²]. Tyto parametry se porovnávají se soubory referenčních (normálových) hodnot a stanovují se relativní indexy (poměry) zvané skóre: T-skóre srovnává naměřené hodnoty BMD s průměrnou hodnotou BMD mladých zdravých dospělých téhož pohlaví; Z-skóre srovnává BMD s průměrnými normálovými hodnotami pro daný věk a pohlaví . Někdy se též sleduje rovnoměrnost density kosti BHI (Bone Homogenity Index).

Obr.3.2.6. Principiální schéma DEXA zobrazovacího digitálního rtg denzitometru.

Moderní rtg densitometrické přístroje používají prozařování vyšetřovaného místa rozbíhavým ("jehlanovitým") svazkem X-záření s následnou detekcí prošlého záření digitálním snímačem obrazu do paměti počítače - obr.3.2.6. Zde se provedou příslušné výpočty absorpce mezi snímkem s nízkou (L) a vysokou (H) energií X-záření a získá se výsledný obraz density skeletu, který podává jak informace o obsahu a hustotě minerálů v kosti, tak i morfologické informace o stavbě skeletu. Nejdokonalejší přístroje tohoto druhu umožňují provádět celotělovou obrazovou diagnostiku kostní tkáně, stanovit obsah svalové hmoty, tukové tkáně, vody a minerálů v jednotlivých částech těla.
Detektory pro rtg densitometrii
Pro detekci prošlého X-záření se používají buď scintilační detektory NaI(Tl) či CaWO₄, nebo polovodičové detektory většinou na bázi CdZnTe (kadmium-zinek-tellurid - CZT), které mají vysokou detekční účinnost. V moderních zobrazovacích denzitometrech jsou detektory uspořádány do 2-rozměrné mozaikové konfigurace s vysokým prostorovým rozlišením - tvoří digitální snímač rtg obrazu, např. plochý panel o rozměru 20×20cm a matici 512×512 elementů, který snímá celou skenovanou oblast během jedné expozice.

  Kostní denzitometrie hraje klíčovou úlohu při diagnostice osteoporózy - patologické redukce minerální a organické kostní hmoty, vedoucí k zeslabení pevnosti kostí. Osteoporóza patří mezi nejrozšířenější poruchy metabolismu kostí a je jednou z nejčastějších příčin fraktur u starších lidí, zejména u žen po menopauze. Včasná diagnostika počínající osteoporózy (osteopénie) je důležitá pro nasazení účinné léčby pro zpomalení či zastavení osteoporózy, než dojde k nenávratným poruchám ve struktuře kostí.
Pozn.: Používají se i neradiační metody kostní densitometrie. Ultrazvuková densitometrie stanovuje denzitu kosti na základě zeslabení zvukového signálu a rychlosti jeho šíření tkání.
................

RTG mamografie
Další důležitou specializovanou metodou rtg zobrazení je mamografie - zobrazení případných nehomogenit a okrsků zvýšené hustoty tkáně v ženském prsu, které by mohly svědčit pro nádorový proces. Pro dosažení co nejlepšího kontrastu zobrazení a rozlišení co nejmenších lézí je třeba provést stlačení prsu mezi dvěma kompresními deskami a tkáň takto tvarovanou do vrstvy o tloušťce cca 7cm prozářit měkkým X-zářením o energii cca 20-30 keV. Vzhledem k této nízké energii se v mamografu používá speciální rentgenka s molybdenovou anodou a beryliovým výstupním okénkem, velikost ohniska 0,1-0,3mm. K filtraci svazku X-záření se používá beryliový nebo rhodiový filtr. Snímkování se provádí kazetou s rtg filmem opatřeným zesilovačem obrazu, nebo nověji pomocí elektronického snímání obrazu - polovodičový plochý (flat) panel s přímou digitalizací obrazu. Mezi zobrazovanou tkání a filmem či zobrazovacím detektorem je umístěna sekundární Buckyova clona pro zmenšení podílu rozptýleného záření, snižujícího kontrast obrazu. Vzniklý rentgenový snímek prsní žlázy se nazývá mamogram či mastogram. Za vhodných okolností je možné odhalit nádor již od velikosti cca 4 milimetrů. Mamografie je vhodná nejen pro vyšetřování žen s příznaky či podezřením na karcinom prsu, ale i pro screening - vyhledávání časných stádií rakoviny prsu.
  RTG mamografický přístroj může být doplněn zařízením tzv. mamografické stereotaxe, které snímá dva obrazy dané léze v šikmých projekcích pod dvěma danými úhly (většinou ±15°). Vyhodnocení změny pozice léze na těchto dvou stereosnímcích umožňuje přesné zaměření zobrazených struktur podezřelých z nádorového procesu - jejich lokalizaci a označení vhodným markerem (jako je mandrén, drátek nebo barvivo), s možností odběru vzorku pomocí biopsie pro histologické vyšetření.
Alternativní mamografické metody 
Vedle nejčastěji používané rtg mamografie existují i některé další vyšetřovací metody založené na odlišných principech:
¨ Ultrazvuková mamografie zobrazující příp. léze na základě jejich odlišné hustoty a elasticity (o ultrasonografii je stručně pojednáno v §4.6., pasáž "Ultrazvuková sonografie").
¨ NMRI mamografie - zobrazení nukleární magnetickou rezonancí
¨ Radioisotopová scintimamografie zobrazující zvýšenou akumulaci vhodného radiofarmaka v příp. nádorové tkáni (viz kap.4 "Scintigrafie"); může být provedena jako planární, SPECT či PET scintigrafie.
¨ Elektroimpedanční mamografie snímající elektrickou vodivost (impedanci) tkání mléčné žlázy. Pomocí elektrod rozmístěných na kůži v okolí vyšetřované oblasti se do tkáně zavádí slabý elektrický proud a rovněž pomocí elektrod se snímá rozdělení elektrických potenciálů na povrchu. Z těchto údajů lze rekonstruovat prostorové rozložení lokální impedance tkáně - elektroimpedanční obraz. U nádorové tkáně se pozoruje odlišná elektrická vodivost od okolní tkáně.

Další zobrazovací diagnostické metody. Hybridní zobrazovací systémy.
RTG diagnostika je nejstarší a dosud nejdůležitější zobrazovací metodou v medicíně. S technickým pokrokem zvláště v oblasti elektroniky a počítačové techniky se vyvinuly některé další alternativní zobrazovací metody lékařské diagnostiky. Jsou to: Ultrazvuková sonografie, Nukleární magnetická rezonance, Termografie; v poslední době se začíná uplatňovat i elektroimpedanční zobrazení tkáně. Celá kapitola 4 pak podrobně popisuje další důležitou zobrazovací metodu - Scintigrafii.
  Tyto metody jsou z fyzikálního hlediska porovnávány v §4.6 "Vztah scintigrafie a ostatních zobrazovacích metod", kde je diskutován i jejich diagnostický přínos a jejich vzájemná komplementarita v algoritmu komplexní diagnostiky. V posledních letech se stále častěji objevují hybridní zobrazovací systémy, kombinující do jednoho přístroje rtg zobrazení CT se scintigrafickým PET nebo SPECT zobrazením, popř. s nukleární magnetickou rezonancí NMRI. A též hybridní zobrazovací+ozařovací technologie v radioterapii (§3.6 "Radioterapie", část "Modulace ozařovacích svazků", pasáž "Hybridní integrace zobrazovacích a ozařovacích technologií").

------------------------------ Dodatek ------------------------------

Rentgenové dalekohledy 
Shora rozebíraná rentgenová diagnostika je transmisní metodou, založenou na průchodu X-záření vyšetřovaným objektem. X-záření je zde prostředkem, jak analyzovat strukturu vyšetřovaného předmětu. Existují však situace, kdy potřebujeme primárně vyhledat a zobrazit samotné zdroje X-záření, jejich polohu a distribuci v prostoru. A to "na dálku", ať již malou (analytické a vyšetřovací metody materiálů), nebo velkou (odhalování zdrojů X-záření ve vesmíru) - provádět rentgenovou teleskopii.
   Dalekohledy pracující v oboru rentgenového záření musejí mít úplně jinou optiku než normální teleskopy pro viditelné světlo. V optickém teleskopu jsou použity sférické či parabolické čočky a zrcadla, na něž dopadají světelné paprsky pod velkým úhlem (téměř kolmo) a lámou se nebo odrážejí tak, že se sbíhají a protínají v blízkosti ohniska, kde vzniká obraz. Pro X-záření nejsou čočky použitelné vůbec. Za určitých okolností je použitelný odraz na zrcadle, avšak na odraznou plochu zrcadla musí paprsek dopadat pod velice malým úhlem, téměř tečně. Vzhledem k vysoké energii fotonů a krátké vlnové délce X-záření musejí rentgenové paprsky dopadat velmi šikmo, prakticky "klouzat" po povrchu, neboť při dopadu pod většími úhly (nebo dokonce kolmo) by fotony X-záření pronikly pod povrch zrcadla a interagovaly by individuálně s elektrony a s atomy jeho materiálu (fotoefektem nebo Comptonovým rozptylem, viz §1.6 "Interakce záření gama a X") - část by prošla, většina by se v něm pohltila. Při velmi šikmém dopadu se z pohledu fotonu geometricky zvětší počet volných elektronů v kovovém povrchu na jednotku délky (efektivně se zvětší elektronová hustota), takže foton X-záření bude interagovat kolektivně s velkým počtem volných elektronů, podobně jako je tomu při odrazu světelné vlny od kovového povrchu: elektromagnetická vlna-foton se podle zákonitostí elektrodynamiky odrazí od kovového povrchu pod stejným úhlem jako byl úhel dopadu. Nebo z pohledu odrazné plochy se efektivně prodlouží vlnová délka přilétajícího záření (její průmět), které se proto bude chovat podobně jako světlo. Je to trochu podobné jako když hodíme kámen velmi šikmo, téměř rovnoběžně, s vodní hladinou a on se odrazí, příp. několikrát poskakuje po hladině. Tento mechanismus však v praxi funguje pouze u měkkého X-záření, do cca 30keV.

^{Obr.3.2.8. Princip zrcadlového rentgenového teleskopu}

Rentgenová optika je tedy založena na téměř tečném dopadu, kdy paprsek X-záření dopadá téměř rovnoběžně s povrchem, jen tehdy se odrazí. Takové odrazné povrchy musejí být velmi přesné a hladké, jejich "drsnost" nesmí převyšovat tisícinu mm. Rentgenový teleskop se skládá z jednoho nebo několika velmi přesně tvarovaných souosých kovových povrchů, skloněných pod velmi malým úhlem vzhledem k optické ose systému. Tato odrazná plocha může mít kuželový tvar, ale optimální optické vlastnosti poskytuje kombinace paraboloidu a hyperboloidu. Odrazné plochy jsou uspořádány téměř rovnoběžně s dopadajícími paprsky, které se proto odrážejí pod velmi malým úhlem - nejprve od paraboloidu a vzápětí od hyperboloidu - do ohniskové roviny, kde na základě geometricko-optického zákona odrazu vytvářejí obraz rentgenového zdroje, od něhož X-záření přišlo. Zde je záření snímáno detektory. Dokonalejší typy rentgenových teleskopů jsou mnohozrcadlové, sestávají z celé řady velmi přesně tvarovaných, pečlivě seřízených a do sebe zasazených souosých parabolických a hyperbolických zrcadel. Středová část systému je vycloněna materiálem absorbujícím X-záření.
   Rentgenové teleobjektivy tohoto druhu konstruoval v 60.-90.letech především R.Giaccomi se svými spolupracovníky. Stále je zdokonalovali a instalovali je na kosmické družice: UHURU v r.1970, HEAO-2, Chandra v r.1999. Pomocí těchto přístrojů bylo odhaleno mnoho rentgenových zdrojů ve vesmíru - rentgenové dvojhvězdy, zbytky supernov, neutronové hvězdy, aktivní jádra galaxií, oblaka ionizovaného plynu v kupách galaxií (o X-záření z vesmíru a jeho vzniku viz §1.6, část "Kosmické záření", pasáž "Kosmické X a gama záření"). Současné rentgenové teleskopy dosahují velmi dobré úhlové rozlišení (<0,5 obloukové vteřiny), spektrální (energetické) rozlišovací schopnosti (1eV), i vysoké světelnosti a citlivosti k X-záření i vyšších energií. Jsou základními nástroji tzv. rentgenové astronomie.
  V oblasti ještě kratších vlnových délek, tj. vyšší energie fotonů, na rtg teleskopy navazuje problematika gama-teleskopů, stručně rozebíraná na konci §4.2, část "Gamakamery pro vysoké energie").

3.3. Radiační měření mechanických vlastností materiálů
Radiační měření tloušťky a hustoty
Prozařujeme-li materiál s danou hodnotou lineárního součinitele zeslabení m, je absorbce a zeslabení záření exponenciálně závislé na tloušťce materiálu - viz pasáž "Absorbce záření v látkách" v §1.6 "Ionizující záření". Změřením absorbce záření lze tak bezdotykově stanovit tloušťku materiálu a její změny (v základním uspořádání podle obr.2.8.1 vlevo). Pro tenké lehké materiály jako je papír či plastové fólie je vhodné prozařování zářením beta, zdrojem mohou být radionuklidy ⁹⁰Sr+⁹⁰Y (tvrdší záření b E_b=0,546+2,27MeV, hmotnostní polotloušťka absobce d_1/2=90mg/cm², vhodné pro tlustší vrstvy), ⁸⁵Kr (E_b=670keV, d_1/2=23mg/cm²), ¹⁴⁷Pm (E_b=224keV, d_1/2=5mg/cm²). K měření hutnějších materiálů (jako jsou kovy) se používá g-záření, emitované např. radionuklidy ²⁴¹Am (60keV), ¹³⁷Cs (662keV), ⁶⁰Co (1173+1332keV). Těmito metodami lze proměřovat (skenovat) příslušné předměty, nebo i na běžícím páse průběžně sledovat tloušťku vyráběné fólie či válcovaného hutního materiálu.
  Zeslabení záření při průchodu látkou je též výrazně závislé na hustotě sledovaného materiálu. Při známé (konstantní) tloušťce materiálu můžeme na základě zeslabení svazku procházejícího záření sledovat hustotu materiálu a její změny. Hustoměry tohoto druhu nacházejí uplatnění např. při monitorování dopravy látek potrubím (v chemickém či potravinářském průmyslu) či pásovými dopravníky (úpravny uhlí, dávkování složek v metalurgii a pod.).
Pozn.: V případě, že měřený vzorek je přístupný jen z jedné strany, využívá se někdy pro měření tloušťky a hustoty rozptylové metody: předmět se ozařuje svazkem záření a sleduje se intenzita Comptonovsky zpětně rozptýleného záření (obr.2.8.1 uprostřed), která je závislá na tloušťce a hustotě materiálu. Tak je tomu u stěn potrubí, kotlů a uzavřených nádob, či ve vrtech (karotážní měření). Přesnost a citlivost těchto rozptylových metod je ovšem nižší než u metod transmisních.

Radiační hladinoměry
Radionuklidové hladinoměry určují výšku sloupce kapaliny na základě zeslabení svazku záření g kapalinou podle toho, zda záření prochází kapalinou nebo vzduchem. Vedle kapalin se takto dají monitorovat i sypké materiály. Tato bezkontaktní metoda má svůj význam tam, kde se jiné metody nedají snadno použít - např. v přetlakových a podtlakových nádobách, nebo u kapalin agresívních či zahřátých na vysokou teplotu. Nejčastěji se používají g-zářiče s radionuklidy ¹³⁷Cs (662keV) a ⁶⁰Co (1173+1332keV), popř. ²⁴¹Am (60keV).
  Geometrické uspořádání zářiče a detektoru je nejčastěji horizontální, kdy zářič a detektor jsou umístěny po stranách nádrže proti sobě a detekují úroveň hladiny (v nejjednodušším případě se používá jeden zářič a jeden detektor, jehož odezva po zesílení spíná kontakty relé při dosažení hladiny k měřenému místu). Při vertikálním uspořádání jsou zdroj a detektor pod a nad nádrží, takže zeslabení záření při průchodu sloupcem kapaliny je exponenciálně závislé na výšce hladiny v nádrži; výšku hladiny lze sledovat kontinuálně.

Neutronové měření vlhkosti
Tato metoda je založena na pružném rozptylu rychlých neutronů na jádrech vodíku (obsažených ve vodě), které ze všech prvků nejúčinněji rozptylují a zpomalují neutrony. Měřič vlhkosti je tvořen zdrojem rychlých neutronů (většinou ²⁴¹Am ve směsi s beryliem, aktivita cca stovky MBq až jednotky GBq) a detektorem pomalých neutronů (viz §2.6). Lze použít buď uspořádání prozařovací, kde se měří zeslabení toku neutronů ze zdroje vlivem jejich rozptylu na jádrech vodíku, nebo odrazové, kde se měří vzrůst toku zpomalených neutronů v důsledku jejich rozptylu v okolním materiálu obsahujícím jádra vodíku.
  Neutronová metoda měření vlhkosti materiálů se používá v řadě odvětví, např. v chemickém průmyslu, stavebnictví, zemědělství, hornictví. Nejčastější je použití pro měření vlhkosti sypkých materiálů jako je zemina, písek, maltové směsi, rudy, uhlí a koks, obilí atd.
Pozn.: Odezva toku neutronů je dána celkovou objemovou vlhkostí. Pokud je potřeba stanovovat hmotnostní vlhkost, používají se někdy kombinované neutronové+gama sondy obsahující neutronový zdroj i zdroj g-záření (např. ¹³⁷Cs) a detektor neutronů i detektor g (bývá často sloučeno do jedné kompaktní sondy). Z odezvy na záření g lze stanovit hustotu materiálu, z neutronové odezvy jeho vlhkost; přepočet objemové vlhkosti na hmotnostní vlhkost pak může být realizována elektronicky ve vyhodnocovací jednotce přístroje.

Radiační defektoskopie
Další metodou, založenou na rozdílech v absorbci pronikavého záření v látkách, je radiační defektoskopie. Při odlévání, chladnutí, svařování, obrábění i provozu součástí strojů a zařízení může docházet ke vzniku nehomogenit, dutin, prasklin a podobných vnitřních defektů, které zhoršují mechanické vlastnosti součástky a mohou vést k poruchám strojních zařízení. Defektoskopie obecně je metoda nedestruktivního zkoumání struktury ("defektů") v makroskopické konzistenci materiálu.
  Radiační defektoskopie umožňuje nedestruktivní analýzou nehomogenit v konstrukčních materiálech odhalit případné praskliny a jiné anomálie. Základní schéma defektoskopického měření je podobné jako u výše podrobně popsané rentgenové diagnostiky v medicíně. Analyzovaný předmět se ozáří kolimovaným svazkem pronikavého záření X nebo g, přičemž prošlé záření je zobrazováno na fotografickém filmu - radiografie, nebo se zobrazuje na flourescenčním stínítku či elektronickém detektoru do počítače - radioskopie. Zeslabení ionizujícího záření je závislé na tloušťce a hustotě materiálu (viz exponenciální vztah v pasáži "Absorbce záření v látkách" v §1.6), takže zeslabená místa se projeví větším zčernáním filmu.
  Případná nehomogenita či prasklina se po vyvolání zobrazí na filmu jako lokální defekt v jinak homogenním zčernání emulze. Používají se filmy a vývojky zajišťující co nejvyšší strmost křivky zčernání, aby se dostatečně kontrastně zobrazily i malé nehomogenity prošlého záření. Zčernání filmu se hodnotí většinou vizuálně pomocí speciálních prozařovacích lamp, příp. je lze vyhodnocovat fotometricky. Nyní se již filmy postupně přestávají používat - prošlé záření se snímá citlivým elektronickým detektorem. Detektor, digitální polovodičový plochý zobrazovací detektor (flat panel), snímá intenzitu gama či X záření, které materiálem projde a výskyt vady (trhliny, dutiny a pod.) se projeví změnou intenzity měřeného záření v daném místě.
  Pro defektoskopii ocelových předmětů se používá buď X-záření o energii cca 60-400keV z technického rentgenu, nebo g-záření z vhodných radionuklidů - ¹⁹²Ir, ¹³⁷Cs, ⁶⁰Co, ojediněle též tvrdé brzdné záření g o energii do 10MeV produkované lineárním či kruhovým urychlovačem elektronů (jejich zabrzděním na terčíku).
Rentgenová mikroskopie, mikro-CT 
Pro strukturní analýzu drobných předmětů (jako jsou elektronické součástky či drobné odlitky) se používají tzv. mikrorentgeny. Speciální rentgenka má velmi malé dopadové ohnisko (pouhých několik mikrometrů), takže svazek X-záření vychází téměř z bodového zdroje a poskytuje vysokou ostrost a rozlišovací schopnost obrazu. Měřený vzorek se umísťuje velmi blízko k rentgence a film či zobrazovací detektor do větší vzdálenosti - dochází k projekčnímu zvětšení obrazu. Pro tento účel se někdy používá rentgenových lamp s tenkou čelní tzv. transmisní anodou (viz §3.2, část "Rentgenky", pasáž "Speciální druhy rentgenových trubic"), což umožňuje maximálně přiblížit zobrazovaný předmět k ohnisku na anodě a tím dosáhnout velkého zvětšení i při nepříliš velké vzdálenosti mezi prozařovaným předmětem a zobrazovacím detektorem. Pro rtg mikroskopii se používá především měkké X-záření cca 20¸60keV. Ve velkých speciálních laboratořích se k rtg mikroskopii používá i velmi měkkého X-záření (cca 2¸10keV) z undulátoru synchrotronu (viz §1.5, část "Urychlovače nabitých částic", pasáž "Urychlovače jako generátory synchrotronového záření"), s příp. použitím krystalového monochromátoru a Fresnelovy zónové destičky, fungující jako spojná čočka rtg optiky.

Rentgenová mikroskopie se speciální mikrofokusovou rentgenkou s transmisní anodou.

  Pro detailní 3D analýzu drobných předmětů se dále používá CT rentgenová tomografie či mikro-tomografie (mCT), jejíž princip je analogický jako u výše popsané medicínské rentgenové tomografie (§3.2, část "Rentgenová tomografie - CT"). Hlavní rozdíl spočívá v tom, že při měření nerotuje rentgenka a detekční systém, ale mezi statickou rentgenkou a zobrazovacím detektorem se otáčí zobrazovaný předmět. Prošlé X-záření, měřené zobrazovacím detektorem pro řadu různých úhlů otáčejícího se vzorku, se rekonstruuje do obrazů příčných řezů, jejichž soubor vytváří 3-D obraz analyzovaného objektu.

Rentgenová difrakční analýza struktury krystalových mřížek
Dopadá-li rentgenové záření na látku s krystalovou strukturou, dochází k difrakci části rtg záření, při níž se toto záření odráží od pravidelné struktury krystalové mřížky, s následnou interferencí. Při dopadu monochromatického X-záření o vlnové délce l » 0,1 nm (srovnatelné se vzdáleností mezi ionty vytvářejícími krystalovou mřížku) mohou být paprsky v určitém směru zesíleny, v ostatních zeslabeny či vyrušeny. Rentgenové záření je zesíleno a tvoří interferenční maximum, je-li splněna tzv. Braggova podmínka: n.l = 2.d.sinJ , kde J je úhel, který svírá dopadající paprsek s rovinou krystalu, d je vzdálenost mezi dvěma sousedními rovinami krystalu (mřížková konstanta), l je vlnová délka použitého rentgenového záření a n je celé číslo. Interferenčního maxima při difrakci je tedy dosaženo jen při určitých hodnotách l a J. Zařízení pro měření difrakce, tzv. difraktometr, je tvořen goniometrem, v jehož středu je uložena analyzovaná látka a na jehož jednom rameni je zdroj X-záření a na druhém rameni detektor rtg záření. Otáčením goniometru se měří úhly J, pro něž je detekována maximální intenzita odraženého X-záření, tj. interferenční maximum.
Rentgenová difraktometrie se využívá pro analýzu krystalové struktury látek.
Pozn.: Lze ji též využít pro rozklad spojitého (polychromatického) X-záření a získání monochromatické složky.
...............

Pozitronová anihilační spektrometrie
Pozitronová anihilační spektrometrie slouží k analýze lokálních elektronových hustot a konfigurací v látkách. Je založena na spektrometrickém měření doby života pozitronů v látce (PLS - Positron Lifetime Spectroscopy). Zkoumaný materiál se lokálně ozařuje smíšeným b⁺- g zářičem (nejčastěji ²²Na), přičemž doba života pozitronů se stanovuje na základě měření zpožděných koincidencí mezi detekcí fotonu záření g z ozařujícího radionuklidu (u ²²Na je to g 1274 keV) a detekcí anihilačního fotonu g 511 keV. Touto metodou je možné pozorovat defekty struktury materiálu o velikosti cca 0,1 až 1nm - dislokace, vakance, shluky vakancí, klastery, popř. precipitáty. Využívá se při sledování technologie přípravy různých materiálů (umělé hmoty, kovy, vodiče, izolanty, polovodiče) a též při sledování vlivu prostředí a technologií na materiály (únava a "stárnutí" materiálů, teplotní a radiační vlivy a pod.).

3.4. Radiační analytické metody materiálů
Rentgen-fluorescenční analýza
Tato metoda nedestruktivního zjišťování složení látek je založena na měření charakteristického rentgenového záření vzbuzeného ozařováním zkoumaného vzorku. Měřený vzorek ozařujeme buď X-zářením z rentgenové lampy, nebo zářením gama z vhodného radionuklidu (obr.3.4.1). Interakcí tohoto fotonového záření s atomy zkoumaného vzorku dochází k fotoefektu (viz pasáž "Interakce záření gama " v §1.6 "Ionizující záření") většinou na slupce K (pokud je energie záření vyšší než vazbová energie elektronu na této slupce), načež při přeskoku elektronů z vyšší slupky (L) na uvolněné místo dochází k emisi charakteristického X-záření (série K), jehož energie je jednoznačně určena protonovým číslem Z atomu. Dojde-li k fotoefektu na slupce L, pak přeskokem elektronů ze slupky M je vyzařováno charakteristické X-záření série L. Spektrometrickou analýzou energie (vlnové délky) takto vzniklého fluorescenčního záření lze zjistit, které prvky jsou přítomné ve zkoumaném vzorku a podle intenzity jednotlivých píků fluorescenčního záření lze určit množství (koncentraci) těchto prvků ve vzorku.

Obr.3.4.1. Typické uspořádání zdroje záření, analyzovaného předmětu a detektoru při rentgen-fluorescenční analýze. Vpravo nahoře je detailní struktura píků Ka,b charakteristického X-záření, změřená polovodičovým Ge(Li) detektorem.

Energie primárního budícího záření g nebo X je nejvhodnější jen o něco vyšší než je vazbová elektronů na slupce K (popř. L) v atomech analyzovaných prvků; tehdy je nejvyšší účinný průřez pro fotoefekt. Proto se používají různé ozařovací zdroje pro lehčí, střední a těžké prvky. K ozařování zkoumaných vzorků se tedy kromě rtg lampy používají pro analýzu lehkých prvků radionuklidy vyzařující měkké X-záření jako je železo ⁵⁵Fe (X Mn L-série 5,9-6,5keV), curium ²⁴⁴Cm (X Pu L-série 12-23keV), pro středně těžké prvky americium ²⁴¹Am (g 60keV), pro analýzu těžkých prvků, jako je zlato, wolfram, olovo, uran a pod., pak kobalt ⁵⁷Co (g 122+136keV), cesium ¹³⁷Cs (g 662keV), cer ¹⁴⁴Ce (g 140keV).
  K detekci charakteristického X-záření se pro jednodušší a orientační měření (jako je geologický průzkum a vyhledávání rud, kontrola obsahu kovů v metalurgii a pod.) používají scintilační detektory, avšak pro přesnější a komplexnější laboratorní analýzu je třeba použít polovodičový detektor s vysokým rozlišením a mnohokanálový analyzátor. Při kvantitativní analýze je třeba provést korekci na rušivé comptonovsky rozptýlené záření g a samozřejmě též pečlivou kalibraci zařízení.
  Charakteristické X-záření má čtyři velmi blízké energetické linie (související s jemnou strukturou elektronových hladin K a L), které se označují jako K_a1,K_a2, K_b1,K_b2 - obr.3.4.1 vpravo nahoře. Např. pro olovo jsou tyto energie 72.8,74.97, 84.8,87.3 keV, pro zlato 66.99,68.81, 77.9,80.1 keV, pro železo je energie X-záření již jen 6.4 keV, pro hliník 1.5keV (u těchto nízkých energií již prakticky není možné odlišit linie K_a a K_b). U lehkých prvků je tedy energie X-záření velmi nízká a obtížně se detekuje. Rtg.-fluor. analýza je proto vhodná především pro zjišťování obsahu těžších prvků.
  Rentgen-fluorescenční analýza má velkou přednost v tom že je rychlá, přesná a reprodukovatelná, nevyžaduje žádné chemické zpracování vzorků, zkoumaný materiál se nijak nepoškozuje a nedochází ani ke generování umělé radioaktivity. Lze zkoumat i celé předměty, bez nutnosti odebírání vzorků. Je proto vhodná m.j. i pro analýzu složení uměleckých předmětů, což může pomoci jejich časovému či autorskému zařazení, zjišťování původu, jakož i ověření jejich pravosti.

Aktivační analýza
Neutronová aktivační analýza NAA (zvaná též indukovaná či instrumentální neutronová aktivační analýza INAA, viz níže) je vysoce citlivá metoda analýzy chemického složení látek, založená na záchytu neutronů (reakce n,g) v jádrech zkoumané látky, čímž vznikají radioaktivní jádra (viz §1.3 "Jaderné reakce"): ^NA_Z + n ® ^N+1B*_Z; B* ® B + g_P; ^N+1B_Z ® ^N+1C*_Z+1 + e^-(b) + n; C* ® C + g_D. Při reakcích jsou emitovány dva druhy záření gama: okamžitě po záchytu neutronu je to záření g_P, následně při radioaktivním rozpadu aktivovaných jader je emitováno záření g_D - dolní část obr.3.4.2. Ozářením zkoumaného vzorku neutrony tak dochází ke vzniku radionuklidů - k "aktivaci" vzorku, načež spektrometrickou analýzou energií a intenzit záření (především g) emitovaných z aktivovaného vzorku lze stanovit příslušný radionuklid a zpětně "dohledat" i jemu odpovídající (neaktivní) výchozí nuklid obsažený ve vzorku, jehož aktivací radionuklid vznikl (obr.3.4.2). S použitím vhodné kalibrace lze stanovit též jeho obsah (koncentraci) ve zkoumaném materiálu.

Obr.3.4.2. Typický postup při neutronové aktivační analýze.

Neutronové ozařování analyzovaných vzorků se provádí buď v ozařovacích komůrkách v jaderném reaktoru jak je ukázáno na obrázku (jaderný reaktor je mohutným zdrojem neutronů, viz §1.3, část "Štěpení atomových jader"), nebo pomocí neutronů ze speciálních urychlovačů, tzv. neutronových generátorů (§1.5, část "Urychlovače nabitých částic", pasáž "Neutronové generátory"). V laboratorních podmínkách a v terénu se používá i radionuklidových neutronových zdrojů, tvořených směsí alfa-zářiče s lehkým prvkem (např. a-radionuklidu ²⁴¹Am ve směsi s beryliem, dochází k reakcím a,n), či těžkým transuranovým radionuklidem (nejčastěji kalifornium 252), při jehož spontánním štěpení se uvolňují neutrony (§1.3, "Transurany"). Pro neutronovou aktivační analýzu se používají především pomalé neutrony o energiích cca 0,001-0,55 eV, které mají vysoký účinný průřez záchytu mnohými jádry. Z neutronových zdrojů, poskytujících většinou rychlé neutrony o energiích řádově MeV, se proto neutronový svazek vede nejdříve do moderátoru a ozařuje se teprve zpomalenými neutrony.
  Pro komplexní NAA se detekce záření gama z neutrony ozářených vzorků provádí většinou polovodičovými g-spektrometry s vysokým energetickým rozlišením (§2.5 "Polovodičové detektory"), aby bylo možno identifikovat přesné energie gama záření a odlišit píky ležící často v těsné blízkosti. Pro některé jednodušší aplikace, kdy např. stačí změřit zastoupení jednoho či několika málo daných elementů, lze použít i scintilační detektory (které nemají tak dobré energetické rozlišení, ale mají vyšší detekční účinnost - §2.4 "Scintilační detekce a spektrometrie záření gama"). Jestliže se měření aktivovaného vzorku rozšíří o současnou - koincidenční - detekci dvou či více kvant emitovaného záření gama pomocí dvou spektrometrických detektorů, označuje se metoda jako koincidenční aktivační analýza CINAA (Coincident INAA). Metoda je vhodná tehdy, když výsledkem aktivace jsou radionuklidy s kaskádní deexcitací za vyzáření dvojice kvant fotonů (jako je např. ⁶⁰Co). Koincidenční měření pak pronikavě snižuje pozadí rušivých impulsů. Detekci lze případně kombinovat s polohově citlivými detektory (jako jsou polovodičové pixelové detektory), registrujícími měkké g-záření nebo nabité částice, především elektrony b^-, které jsou emitovány aktivovanými jádry v koincidenci s fotony g. Tímto způsobem lze zobrazit i prostorové rozmístění analyzovaného prvku ve vzorku.
Z hlediska úpravy měřených vzorků se používají dva způsoby aktivační analýzy:
¨ Instrumentální aktivační analýza INAA, kde se ozářený vzorek přímo, bez chemické úpravy, měří na g-spektrometru. Toto je nejjednodušší a nejčastější způsob provádění NAA. V příslušném zařízení bývá neutronový zdroj a g-spektrometr někdy integrován v jednom kompaktním přístroji, který lze použít nejen v laboratoři, ale i v terénu. Taková měření lze provádět i nedestruktivním způsobem: Neutronovým zdrojem ozáříme analyzovaný předmět nebo jeho část, změříme indukované záření g, načež můžeme předmět vrátit do původního používání (pokud není příliš silně aktivován dlouhodobými radionuklidy).
¨ Radiochemická aktivační analýza RNAA, při níž se po ozáření vzorek nejprve podrobí chemické separaci - buď pro odstranění rušivých radionuklidů (které by mohly přezařovat analyzované radionuklidy, či s nimi interferovat), nebo pro zvýšení koncentrace požadovaných radioisotopů. Tento způsob se používá méně často pro značnou pracnost a laboratorní náročnost.
Z hlediska časového vztahu mezi ozařováním a měřením se neutronová aktivační analýza rozděluje na dvě kategorie:
l Následná - zpožděná gama-neutronová aktivační analýza DGNAA (Dellayed Gamma-ray Neutron Activation Analysis), kde se měření gama záření ze vzorku provádí po skončení neutronového ozáření (jako je na obr.3.4.2 uprostřed). Měří se zde "následné" (zpožděné) záření g_D vznikající při b-radioaktivitě aktivovaných jader ^N+1B_Z ® ^N+1C*_Z+1 + e^-(b) + n deexcitací vzbuzených hladin dceřinného jádra: C* ® C + g. Toto je nečastěji používaná metoda vhodná tam, kde při neutronové aktivaci vznikají radionuklidy s delším poločasem rozpadu (minuty a delším).
l Okamžitá (promptní *) gama-neutronová aktivační analýza PGNAA (Prompt Gamma-ray Neutron Activation Analysis), kdy se měření emitovaného g-záření provádí během neutronového ozařování (obr.3.4.2 vpravo). Gama-spektrometrem se z ozařovaného vzorku měří záření g dvojího druhu (původu): 1. Okamžité fotony g_P, vyzářené zpravidla velmi rychle po neutronovém záchytu z excitovaných hladin aktivovaných jader B*® B + g. 2. Záření g_D vznikající následně při b-radioaktivitě aktivovaných jader ^N+1B_Z ® ^N+1C*_Z+1 + e^-(b) + n deexcitací vzbuzených hladin dceřinného jádra: C* ® C + g. Tento způsob je vhodný tehdy, když neutronovou aktivací vznikají krátkodobé radionuklidy (které by se během doby mezi ozářením a měřením vzorku většinou rozpadly), nebo nuklidy stabilní, či radionuklidy s čistým b-rozpadem nebo malým podílem g-záření (zde se pak uplatní okamžité fotony g_P vznikající po radiačním záchytu neutronů). Promptní NAA spadá automaticky do kategorie shora zmíněné instrumentální aktivační analýzy.
*) Do této kategorie lze v jistém smyslu zařadit i metodu neutrony stimulované gama emise, kdy se vzorek ozařuje rychlými neutrony, jejichž nepružným rozptylem dochází k excitaci jader v analyzovaném vzorku. Při následné deexcitaci dochází k emisi g-záření charakteristých energií pro jednotlivé nuklidy. Spektroskopickou detekcí tohoto g-záření, prováděnou v průběhu neutronového ozařování, lze stanovit přítomnost a koncentraci příslušných prvků a jejich isotopů. Tato metoda je experimentálně zkoušena i pro účely in vivo gamagrafického zobrazení v medicíně (viz §4.3, pasáž "Neutrony stimulovaná emisní počítačová tomografie NSECT").
   Neutronová aktivační analýza může dosahovat mimořádně vysokou citlivost (umožňuje detekovat i 10^-12g prvku v 1g vzorku), takže je vhodná ke zjišťování stopových množství látek, např. obsah stopových prvků v tkáních rostlin a živočichů, znečištění vod, čistota polovodičových materiálů atd.
Pozn.: Pro speciální účely biologického výzkumu se někdy používá i neutronová aktivační analýza in vivo: příslušná část organismu se ozáří neutrony (z reaktoru nebo neutronového generátoru) a následuje gamagrafické zobrazení distribuce indukované radioaktivity beta (doprovázené gama), mapující rozložení zkoumané látky v tkáních a orgánech.
   Kromě aktivace pomocí neutronů se ojediněle používá i protonová a gama- aktivační analýza, při níž se k aktivaci jader vzorku používají protony urychlené na urychlovači (např. cyklotronu), nebo vysoce energetické gama-záření vznikající jako brzdné záření elektronů urychlených v betatronu, mikrotronu či lineárním urychlovači.

Mössbauerova spektroskopie
Mössbauerova spektroskopie je nedestruktivní analytická metoda založená na tzv. Mössbauerově jevu rezonanční jaderné absorbce záření g - viz §1.6, část "Interakce záření gama". Vzorek se ozařuje monochromatickým zářením g a detektor měří intenzitu prošlého nebo "odraženého" (rezonančně rozptýleného) záření v závislosti na jemných změnách energie záření g, která se v úzkém rozmezí mění v důsledku Dopplerova jevu přesně regulovaným mechanickým pohybem zdroje vůči vzorku pomocí lineárního motorku. Záření g musí mít energii přesně odpovídající excitované hladině jádra zkoumaného vzorku. Dopplerovým jevem se vykompenzuje ztráta energie odražených jader, dojde k rezonanční absorbci fotonů g, doprovázené maximem absorbce a následně k emisi fotonu téže energie.
  Tato metoda je použitelná na látky obsahující takové prvky, které vznikají jako dceřinná jádra vhodných radioisotopů a mají excitované hladiny emitující záření g; zářením g z takového radioisotopu se vzorky ozařují. Jemná poloha maxim absorbce je závislá na vlastnostech chemické vazby, jichž se atomy obsahující analyzovaná jádra účastní, na vlastnostech krystalové mřížky, jakož i na vnitřních magnetických a elektrických polích v krystalech. Analýzou jemné struktury Mössbauerova spektra (což je závislost absorbce g na rychlosti posuvu zdroje vzhledem k vzorku) lze tak stanovit některé vnitřní chemické a fyzikální vlastnosti zkoumaného materiálu.
  Metoda je vhodná pro ⁵⁷Fe, ⁵⁷Co, ¹²⁹In, ¹¹⁹Sn, ¹²¹Sb *). Používá se především na materiály obsahující železo ⁵⁷Fe. Umožňuje provádět analýzu rozložení železa v materiálu v různých krystalografických polohách, jeho oxidačního stupně, analýzu feromagnetických materiálů, slitin, minerálů a pod. Pro analytické účely se vzorky upravují do tenké fólie, nebo práškového stavu (o hmotnosti několika gramů).
*) Počet vhodných prvků (jader majících vhodný radionuklid, vyzařující záření g z vhodné excitované hladiny stabilního dceřinného jádra) vhodných pro tuto analýzu je velmi omezený, takže význam Mössbauerovy spektroskopie není srovnatelný s takovými metodami jako je aktivační analýza, rentgen-fluorescenční anylýza či defektoskopie.
  Při Mössbauerově spektrometrii železa se jako zdroj záření g používá radionuklid ⁵⁷Co, který se s poločasem 270 dní elektronovým záchytem rozpadá na excitované jádro ⁵⁷Fe. Toto jádro při deexcitaci emituje záření g o energiích 692keV (0,14%), 136keV (11%), 122keV (87%) a 14,4keV (9%). Právě záření g dílčího přechodu z excitované hladiny o energii 14,4keV je díky nízké energii vhodné pro buzení rezonanční jaderné absorbce. Vzhledem k vysoké Debyeově teplotě Fe (360°K) probíhá Mössbauerův jev i za normální laboratorní teploty, přičemž Dopplerův frekvenční posun, potřebný pro kompenzaci odrazu jádra ⁵⁷Fe, se dosahuje mechanickým posuvem zdroje rychlostí pouze řádu 1mm/s.
Pozn.: Vysokou citlivost Mössbauerova jevu rezonanční jaderné absorbce g-záření 14,4keV ⁵⁷Fe využili v r.1960 R.V.Pound a G.A.Rebka ke změření gravitačního frekvenčního posuvu v tíhovém poli Země, což bylo významným testem správnosti Einsteinovy obecné teorie relativity jakožto fyziky gravitace a prostoročasu - viz §2.4 "Fyzikální zákony v zakřiveném prostoročase" v knize "Gravitace, černé díry a fyzika prostoročasu".

Hmotové spektrometry a separátory
Hmotové spektrometry a separátory, používané ve fyzikální chemii a radiochemii, pracují v podobném uspořádání jako magnetický spektrometr nabitých částic podle obr.2.6.1 vlevo - viz §2.6, pasáž "Magnetické spektrometry". Analyzovaná látka je v ionizační komůrce ionizována, vzniklé kationty o náboji e jsou elektrickým polem urychlovány a v rychlostním filtru (tvořeném např. zkříženým elektrickým a magnetickým polem) se selektují ionty s konstantní rychlostí v. Ty pak vlétají vstupní štěrbinou do magnetického pole intenzity (indukce) B, v němž opisují kružnici o poloměru R = (v/e.B).m, úměrném hmotnosti m. Ionty o různé hmotnosti opisují různé dráhy a dopadají tím na různá místa základny - zařízení tedy od sebe odděluje ionty o různé hmotnosti (dané hmotností jádra). Změnou magnetického pole jsou postupně do detektoru fokusovány ionty odpovídajících hmotností - vzniká hmotnostní spektrum. V hmotnostním separátoru je místo detektoru instalován vhodný terčík, na němž se dopadající ionty vybrané hmotnosti absorbují.
  Magnetická hmotnostní spektrometrie je náročná metoda pro nejpřesnější analýzu zastoupení prvků a jejich jednotlivých isotopů v analyzovaných látkách. Magnetická hmotnostní separace umožňuje izolovat naprosto čisté vzorky přesně definovaného izotopického složení, ovšem jen ve velmi malých množstvích.

Ionizační analyzátory plynů
Při průchodu ionizujícího záření (a nebo b) plynným prostředím je absorbce a ionizace závislá na hustotě a složení plynu. Průtoková ionizační komora s vestavěným zářičem a nebo b tak může sloužit jako analyzátor pro kontrolu složení plynů.
Požární hlásiče
Ionizační hlásič požáru je tvořen dvěma elektrodami se vzduchovou mezerou. Záření a z nanesené vrstvičky radionuklidu (nejčastěji ²⁴¹Am, cca 30 kBq) vytváří mezi elektrodami ionizační proud. Za přítomnosti kouře mezi elektrodami dojde ke změně absorbce prostředí a tím ke změně ionizačního proudu, což zaregistrují elektronické obvody požární signalizace.
Radiační detektor elektronového záchytu - ECD
Pro detekci sloučenin s vysokou elektronovou afinitou (jako jsou freony, chlorované pesticidy a další halogenované sloučeniny) lze použít radiační detektor elektronového záchytu (ECD - Electron Capure Detector). Je tvořen ionizační komorou válcového tvaru, naplněnou inertním plynem (např. argonem), jehož jedna elektroda (katoda) je opatřena vrstvičkou nízkoenergetického zářiče b, většinou ⁶³Ni (aktivita cca 300MBq). Emitované záření b vytváří ionizaci atomů plynu, komorou protéká určitý ionizační proud. Když do komory vstoupí plyn obsahující atomy s vysokou elektronovou afinitou, tyto atomy pohlcují elektrony v ionizovaném plynu a ionizační proud komorou poklesne, což je elektronicky registrováno. Takovéto komory jsou často používány jako koncový detektor v kolonách plynové chromatografie.

Nukleární magnetická rezonance
Nukleární magnetická rezonance (NMR) je značně složitá fyzikálně-elektronická metoda, založená na analýze magnetických momentů atomových jader. Tato původně analytická metoda byla později zdokonalena a rozvinuta i jako metoda zobrazovací.
Pozn.: Nukleární magnetickou rezonanci jsme zařadili mezi jaderné a radiační metody přesto, že v ní nefiguruje žádné ionizující záření. Jedná se však o metodu založenou na poznatcích jaderné fyziky - na vlastnostech atomových jader.
  Pokusíme se zde stručně nastínit principy a metodiku NMR. Vzhledem ke značné principiální a technické komplikovanosti NMR (v tomto s ní může částečně soupeřit jen scintigrafie) však i při maximální stručnosti tento popis zabere poněkud více místa než ostatní zde rozebírané metody.
Fyzikální princip NMR
Jev nukleární magnetické rezonance může nastávat při interakcích jader atomů s vnějším magnetickým polem. Každý nukleon (proton i neutron) má vlastní "mechanický" moment hybnosti - spin (nukleony patří mezi fermiony se spinem 1/2, viz §1.5 "Elementární částice"). Tento rotační moment hybnosti nukleonů vytváří vlastní elementární magnetický moment, rovný tzv. Bohrovu jadernému magnetonu. Atomová jádra díky spinům svých nukleonů vzbuzují též velmi slabé magnetické pole - mají určitý magnetický moment. Spin a magnetický moment mají však jen atomová jádra s lichým nukleonovým číslem, neboť spiny a magnetické momenty spárovaných protonů a neutronů se vzájemně ruší - jsou nulové. Magnetický moment jádra vytváří nespárovaný nukleon - proton či neutron. Magnetickou rezonanci lze tedy pozorovat pouze u jader s lichými nukleonovými čísly - především ¹H, ¹³C, ¹⁵N, ¹⁹F, ²³Na, ³¹P atd. Za normálních okolností jsou vlivem tepelného pohybu směry spinů a magnetických momentů jednotlivých jader chaoticky "rozházené", jejich orientace je náhodná a neuspořádaná (obr.3.4.4a), elementární magnetická pole se v průměru vzájemně ruší, látka nevykazue žádné magnetické vlastnosti. Umístíme-li však analyzovanou látku do silného magnetického pole (o intenzitě či indukci řádově několika Tesla), zorientují se magnetické momenty jader do směru vektoru B tototo vnějšího magnetického pole - magnetický moment jader je rovnoběžný se siločárami magnetického pole (obr.3.4.4b). Čím je magnetické pole silnější, tím je toto uspořádání dokonalejší. Toto silné magnetické pole se nyní většinou realizuje pomocí supravodivého elektromagnetu, jehož vinutí musí být trvale chlazeno kapalným héliem.
  Vyšleme-li pomocí další cívky do takto magneticky polarizované látky krátký střídavý elektromagnetický signál (jehož frekvence rezonuje s tzv. Larmorovou precesí daného druhu jádra v magnetickém poli), vychýlí se směr magnetického momentu jádra dočasně ze směru určeného vektorem B vnějšího magnetického pole (obr.3.4.4c) *). V magnetickém poli B se jádra (s nenulovým magnetickým momentem m) chovají jako magnetické dipóly, na které působí dvojice sil m.B. To způsobí, že jádro bude osou svého magnetického momentu rotovat kolem směru B - bude vykonávat precesní pohyb (podobný precesnímu pohybu "káči" kolem svislého směru v tíhovém poli) Larmorovou frekvencí w = g.B, neboli f = g.B/2p, kde g je gyromagnetický poměr jádra. Bude přitom vyzařovat elektromagnetické vlny, dokud se po spirále nevrátí zase do směru B. Frekvence těchto elektromagnetických vln je rovna výše zmíněné Larmorově precesi a pro danou sílu B vnějšího magnetického pole je určena gyromagnetickým poměrem g jádra, tj. druhem jádra, intenzita vyzářených elektromagnetických vln je úměrná koncentraci jader daného druhu - takto lze nukleární magnetickou rezonanci použít k analýze složení látek. Např. pro jádra vodíku (protony) má gyromagnetická konstanta hodnotu g = 2,675.10^-8s^-1T^-1 a v magnetickém poli o indukci 1Tesla Larmorova frekvence, tj. NM rezonanční frekcence, činí 42,574MHz - oblast radiovln (krátké vlny). Pro těžší jádra je úměrně nižší.
*) Kvantové chování: Z důvodu lepší srozumitelnosti výkladu jsme zde explicitně nezahrnuli kvantové chování magnetického momentu. Orientace vektoru magnetického momentu jader v magnetickém poli nabývají diskrétních kvantových stavů - paralelně (0°), kolmo (90°) a antiparalelně (protichůdně, 180°) se směrem vektoru B magnetické indukce vnějšího magnetického pole. Základní, energetickxy nejnižší stav je paralelní, zatímco kolmá nebo antiparalní konfigurace má vyšší energii - excitovaný stav. Ze základního do excitovaného stavu magnetického momentu přecházejí jádra absorbcí kvanta elektromagnetické enerie, která musí být přesně rovna rozdílu energií mezi oběma stavy. Příslušná frekvence odpovídá rezonanční Larmorově frekvenci.

Obr.3.4.4. Nukleární magnetická rezonance.
a) Magnetické momenty jader v analyzované látce mají za normálních okolností chaoticky rozházené směry.
b) Působením silného magnetického pole B se mag. momenty jader zorientují do směru vektoru B.
c) Vysláním vf elektromagnetického pole se tato zorientovaná jádra vychýlí ze směru B, např. o 90°. Po vypnutí tohoto vf pole budou vychýlená jádra během své precesní rotace vysílat elektromag. signál.
d) Zjednodušené principiální schéma zařízení pro NMR zobrazení.

NMR spektroskopie a analýza
NMR spektroskopie probíhá tak, že se zvyšuje frekvence budícího vf signálu, tento signál přerušovaně napájí cívky ve vysílacím režimu, nastane vždy přepnutí do přijímacího režimu a měří se intenzita vf signálu vysílaného vzorkem umístěným v magnetickém poli B_o při zpětné relaxaci magnetických momentů jader. Frekvence, při níž nastává rezonanční maximum, určuje druh jádra (nejvyšší je pro vodík - zmíněných 42,6MHz pro B = 1Tesla), intenzita rezonančního maxima určuje koncentraci příslušných atomů ve vzorku. Všechna jádra jednoho isotopu, vložená do téhož magnetického pole, by sama o sobě měla rezonovat při stejné frekvenci. Jsou-li však atomy těchto jader součástí chemických sloučenin, liší se rozložení elektronů v jejich okolí a tyto elektrony způsobují elektromagnetické stínění jader. Efektivní magnetické pole působící na jádro pak již není B_o, ale B = B_o.(1-s), kde stínící faktor s, popisující intenzitu stínění, jemně závisí na chemickém složení analyzované látky. Tato změna efektivního magnetického pole způsobuje ve spektru NMR signálu tzv. chemický posun frekvence.
  Dalším efektem, ovlivňujícím jemnou strukturu NMR spektra, je vzájemná interakce jader sousedních atomů zprostředkovaná valenčními elektrony. V důsledku těchto interakcí se pozoruje rozštěpení rezonančních maxim studovaných jader na 2-4 linie vzdálené o cca 20Hz - dochází k multiplicitě signálu.
Detailní analýzou frekvencí, intenzit a multiplicit v NMR spektru lze tedy získat informace o chemickém složení a struktuře organických i anorganických látek. Moderní NMR spektrometry jsou řízeny počítačem, přičemž indukovaný NMR signál je analyzován s použitím Fourierovy transformace.
Relaxační časy
Po vypnutí vysokofrekvenčního budícího pole vychýlená jádra v magnetickém poli relaxují - vracejí se po spirálové dráze zpět do původního rovnovážného stavu ve směru B_o (který si zde označíme jako osu "z"), což se v přijímací cívce pozoruje jako volné doznívání indukovaného vf signálu. Rychlost této relaxace (tj. doba doznívání) je ovlivněna interakcí jaderných spinů s okolními atomy a vzájemnou interakcí mezi jadernými spiny. V signálu NMR je tak zakódována i informace o okolních atomech a molekulách - informace o chemickém složení a struktuře látky.
  Doba doznívání rezonančního signálu se charakterizuje dvěma relaxačními časy T₁ a T₂. Relaxační doba T₁, nazývaná někdy spin-mřížková, představuje základní časovou konstantu relaxace magnetických momentů jader z vychýlené polohy do rovnovážné polohy, určené směrem permanentního magnetického pole. Zachycuje rychlost, s jakou vychýlené jádro při relaxaci odevzdává energii elektromagnetickým vlnám a okolnímu prostředí, přičemž podélná magnetizace ve směru osy z se k původní hodnotě M_o vrací podle exponenciálního zákona: M_Z = M_o(1 - e^-t/T1) . Definuje se jako doba, za kterou podélná magnetizace při relaxaci dosáhne (1-e)-násobku původní hodnoty M_o, přičemž signál poklesne na 63% (pokud byla provedena excitace magnetického momentu jádra o 90°). Relaxační doba T₂, zvaná někdy spin-spinová, vyjadřuje časovou konstantu, se kterou v důsledku vzájemné interakce spinů a magnetických momentů sousedních jader, vedoucí k defázování precesního pohybu magnetických momentů, klesá magnetizace v příčném směru x-y: M_XY =M_XYo e^-t/T2. T₂ se definuje jako čas, za který poklesne transverzální magnetizace M_XY e-krát. Relaxační časy T₁ a T₂ jsou výsledkem vzájemného působení rezonujících jader a jejich okolí a charakterizují chemické vlastnosti a strukturu vyšetřované tkáně. Jsou často výrazně odlišné pro zdravou a nádorovou tkáň.
NMR zobrazení
Metoda MNR sloužila původně jako analytická metoda složení a struktury vzorků. Pokrok v elektronice a počítačové technice v 70. a 80.letech umožnil použití signálu NMR pro vytvoření obrazu hustoty protonů ve vyšetřovaném objektu. Vznikla tak metoda NMR zobrazení (NMRI - Nuclear Magnetic Resonance Imaging; slovo "nuclear" se často vypouští a používá se zkratka MRI) - obr.3.4.4c.
Aby bylo možné detekovat NMR signály separátně a lokálně z jednotlivých míst vyšetřovaného objektu (organismu či tkáně) a pomocí něho vytvořit zobrazení, je třeba zajistit prostorově-geometrické kódování souřadnic ve vyšetřovaném objektu. Toho lze dosáhnout tím, že na hlavní konstantní homogenní pole B_o superponujeme přídavné gradientní magnetické pole ve směru osy x,y,z. Tato gradientní magnetická pole ve směru každé osy x,y,z se vytvářejí příslušnou dvojicí gradientních cívek.
  Všimněme si nejprve podélného gradientního pole B_z(z) ve směru z. Jeho superpozice s hlavním mag. polem B_o způsobí, že skutečná hodnota magnetického pole B = B_o+B_z(z) bude záviset na souřadnici z: B = B(z). Vyšleme-li do vzorku, umístěného v tomto mírně nehomogenním gradientním magnetickém poli vysokofrekvenční impuls určité frekvence f, bude se signál magnetické rezonance vysílat atomovými jádry jen z tenké vrstvy vzorku o souřadnici z, pro kterou je splněna rezonanční podmínka f = g.B(z)/2p. Změnou frekvence f vysokofrekvenčních excitačních impulsů, nebo intenzity podélného gradientního pole B_z, se mění poloha z vrstvy, v níž se vytváří signál magnetické rezonance. Tímto způsobem se zachytí informace o závislosti prstorového rozložení hustoty jader ve směru osy z - je dosaženo elektronicko-geometrického kódování této souřadnice z.
  Zobrazení prostorového rozložení hustoty jader v dané vrstvě z v příčných směrech x a y se získá působením dalšího, příčného, gradientního magnetického pole ve směru osy x a y, čímž se zkoumaná vrstva rozloží na elementární objemy, v nichž se zjišťuje závislost intenzity NMR signálu na frekvenci a též časy jeho doznívání. Změnou těchto gradientních polí se získávají údaje pro jednotlivá místa vrstvy z a jejich počítačovou rekonstrukcí se získá obraz příčného řezu protonové hustoty ve vyšetřované vrstvě (obr.3.4.4d vpravo). Elektronickou analýzou relaxačních časů NMR signálu se zároveň vytvářejí i obrazy příčných řezů v relaxačních časech T₁ a T₁ (označují se jako T₁ či T₁ - vážené obrazy). Množina obrazů příčných řezů pro různé hodnoty souřadnice z pak vytváří 3-rozměrný tomografický obraz vyšetřované oblasti v protonové hustotě a relaxačních časech. Pomocí počítačové grafiky pak již lze vytvářet obrazy libovolných řezů vyšetřovanou oblastí.
  Nejčastějším zobrazením metodou NMR jsou vodíková jádra - zobrazení protonové hustoty a relaxačních časů. Někdy se proto NMR označuje jako "vodíkové topografické zobrazení". Intenzita takového NMR obrazu odráží v každém místě především množství vody ve zkoumané tkáni a způsob vazby molekul vody v buňkách a extracelulárním prostoru. Obecně jsou na obrazech NMR lokálně zachyceny dvě základní informace:
1. Distribuce hustoty jader vytvářejících nukleární magnetickou rezonanci;
2. Distribuce relaxačních časů souvisejících s chemickým složením a strukturním stavem tkáně v jednotlivých místech.
  Protonové hustoty a relaxační časy jsou jiné nejen pro různé druhy tkání, ale liší se i v závislosti na fyziologickém či patologickém stavu téže tkáně. To činí z NMR zobrazení významnou diagnostickou metodu v medicíně, zvláště v oblasti nádorové diagnostiky.
Pozn.: Podobně jako u rentgenové diagnostiky, i u NMR zobrazení se pro zvýšení kontrastu zobrazení určitých struktur (např. dutin či cév) používají kontrastní látky, avšak nikoli na densitním základě, ale feromagnetické látky, většinou na bázi gadolinia.
  Činnost zařízení pro NMR zobrazení je elektronicky značně složitá a náročná, takže musí být řízena výkonným počítačem s důmyslným softwarem - obr.3.4.4d. V multiplexním režimu je synchronně řízen proces vysílání sekvence vf impulsů, modulace gradientních magnetických polí, snímání a analýza signálů magnetické rezonance, rekonstrukce a tvorba výsledných obrazů, jakož i řada dalších kontrolních a korekčních procedur.
Poznámka:
Na podobném principu jako NMR je založena i elektronová paramagnetická rezonance (EPR). Zde se využívá magnetických momentů elektronových obalů atomů.........

3.5. Radioisotopové stopovací metody
Radioisotopové stopovací neboli indikátorové metody slouží ke sledování skrytého pohybu a distribuce hmoty uvnitř fyzikálních, chemických či biologických soustav, nebo v různých technologických zařízeních. Do soustavy se vpraví vhodná "značená" látka s navázaným radionuklidem - tzv. radioindikátor, jehož pohyb a chování v systému se pak sleduje na základě detekce ionizujícího záření. Pohyb a distribuci radioindikátoru lze sledovat dvěma základními způsoby:

• Odběr vzorků z vhodných míst sledované soustavy, jejich úprava a změření vhodným detektorem (g nebo b).
• Zevní detekce vycházejícího záření g detektorem umístěným do vhodného místa vyšetřovaného systému.

  Radioisotopové stopovací metody se využívají v řadě oborů vědy a techniky, průmyslu, zemědělství, medicíny. Jen stručně zde zmíníme několik aplikací technických a obecně biologických, podrobněji se níže zastavíme na aplikacích v nukleární medicíně.
Radioisotopové stopovací metody jako první použil již v r.1913 chemik G.Hevesy, který zjistil, že radioisotopy mají shodné chemické chování jako stabilní isotopy téhož prvku. Na rozdíl od stabilních isotopů však radionuklidy mohou být "viditelné" prostřednictvím pronikavého záření, vznikajícího při přeměně jader.

Radioisotopová scintigrafie a nukleární medicína
Nukleární medicína je obor zabývající se diagnostikou a terapií pomocí radioaktivních izotopů v otevřené formě, aplikovaných do vnitřního prostředí organismu.
  Radioaktivní isotopy reagují chemicky stejně jako stabilní isotopy téhož prvku - proto se v metabolismu organismu chovají stejně jako neradioaktivní isotopy daného prvku. Avšak díky tomu, ža radioaktivní isotopy jsou "viditelné" prostřednictvím pronikavého záření, které vzniká při radioaktivních přeměnách jejich jader, je možné sledovat pohyb a metabolismus prvků a sloučenin, obsahujících radionuklidy - radioindikátorů - v organismu a tím vyšetřovat funkce jednotlivých orgánů. V závislosti na orgánu, jehož funkce má být vyšetřena, se označí specifická látka (radiofarmakum) vhodným radioisotopem. Po aplikaci do organismu je pak sledován pohyb a metabolismus této látky - buď zobrazením pomocí gamakamery, nebo měřením odebraných vzorků (krve nebo moči).
Radioisotopová diagnostika in vivo - scintigrafie 
Při radionuklidové diagnostice in vivo v nukleární medicíně se pacientovi aplikuje (většinou intravenózně nebo perorálně) malé množství vhodné g-radioaktivní látky – tzv. radiondikátoru či radiofarmaka. Použitý radioindikátor je specifický pro jednotlivé orgány a druhy vyšetření. Aplikovaná radioaktivní látka vstoupí do metabolismu organismu a distribuuje se tam podle svého chemického složení – fyziologicky či patologicky se hromadí v určitých orgánech a jejich částech a následně se vylučuje či přeskupuje. Z míst depozice radioindikátoru vychází záření gama, které díky své pronikavosti prochází tkání ven z organismu. Pomocí citlivých detektorů měříme toto záření g a zjišťujeme tak distribuci radiondikátoru v jednotlivých orgánech a strukturách uvnitř těla.
  Nejdokonalejšími zařízeními tohoto druhu jsou gamakamery (scintilační kamery) – pomocí nich zobrazujeme v záření g distribuci radioindikátoru v organismu. Tato metoda, zvaná scintigrafie, tak umožňuje získávat informace nejen anatomické, ale hlavně vypovídat o orgánových funkcích a metabolismu. Matematickým vyhodnocením scintigrafických studií můžeme získat křivky časového průběhu distribuce radioindikátoru a vypočítat dynamické parametry charakterizující funkci příslušných orgánů.

Schématické znázornění celého procesu scintigrafického vyšetření - od aplikace radioindikátoru pacientovi, přes proces scintigrafického zobrazení gamakamerou, hodnocení, matematickou analýzu a kvantifikaci, až po interpretaci a stanovení diagnózy.

  Tomografická gamakamera SPECT (Single Photon Emission Copmputerized Tomography) pomalu rotuje kolem těla pacienta, snímá scintigrafické obrazy z různých úhlů a pak pomocí počítačové rekonstrukce vytváří obrazy příčných řezů (jsou to řezy kolmé na osu rotace kamery), z nichž pomocí počítačové grafiky lze zkonstruovat i prostorové (3-rozměrné) obrazy rozložení radioindikátoru v orgánech uvnitř těla.
  Tomografická gamakamera PET (Positron Computerized Tomography) detekuje fotony anihilačního záření gama (o energii 511 keV) vylétající v protilehlých směrech při anihilaci pozitronů vyzařovaných b⁺ radioindikátorem aplikovaným pacientovi. Tyto fotony anihilačního záření se koincidenčně detekují prstencovým scintilačním detektorem a počítačovou rekonstrukcí přímkových průmětů koincidenčních míst se vytvářejí obrazy příčných řezů a příp. prostorové 3-rozměrné obrazy podobně jako u SPECT.
  Nuklární medicína poskytuje specifické metody pro vyšetření prakticky všech orgánů a spolupracuje tak s širokým spektrem klinických oborů. Nejrozšířenější využití je především v kardiologii, nefrologii, neurologii, onkologii, tyreologii, gastroenterologii.
  Nukleárně medicínské metody patří mezi minimálně zatěžující neinvazivní diagnostické vyšetřovací metody. Díky vysoké citlivosti detektorů je pacientovi aplikováno jen velmi malé množství radiofarmaka, které je potřebné k získání kvalitní obrazové informace. Radiační zátěž při metodách v nukleární medicíně je srovnatelná (a často i menší) jako při RTG vyšetřeních *).
*) Při RTG vyšetření je zdrojem ionizujícího záření přístroj a radiační dávka závisí m.j. na počtu prováděných snímků, či na rozsahu oblasti snímané při CT. U scintigrafie není zdrojem záření diagnostický přístroj, ale samotný pacient, resp. jeho vyšetřovaný orgán. Můžeme tedy pořídit libovolný počet scintigrafických snímků, aniž by se změnila radiační zátěž pacienta.
  Radionuklidová scintigrafie je podrobně popsána v kapitole 4 "Radioisotopová scintigrafie".

Radiačně navigovaná chirurgie - sentinelové uzliny
Důležitou radioisotopovou stopovací metodou nukleární medicíny je lokální radiační měření úzce kolimovanou miniaturní detekční sondou záření gama v radiačně navigované chirurgii při detekci tzv. sentinelových uzlin. Při chirurgické léčbě nádorových onemocnění je důležité odstranit nejen primární nádor, ale pokud je to možné i další tkáně, do kterých by mohly být infiltrovány nádorové buňky. Tyto nádorové buňky se z primárního ložiska šíří především lymfatickými cestami, takže jako první bývají zasaženy lymfatické uzliny v okolí nádorového ložiska. Aplikujeme-li do periferní části nádorového ložiska vhodný radioindikátor koloidního skupenství (nejčastěji ^99mTc nanokoloid, velikost částic cca 50-600 nm, aktivita cca 40-150 MBq), bude se šířit lymfatickými cestami a zachycovat a shromažďovat se v těch uzlinách, které jsou lymfaticky spojeny s nádorovým ložiskem. První taková uzlina v lymfatickém "povodí" nádorového ložiska se nazývá sentinelová uzlina. Hromadění radioindikátoru v uzlinách se dá zobrazit scintigraficky. Nejdůležitější je však sledování radioindikátoru během vlastního chirurgického výkonu, kdy pomocí kolimované detekční sondy chirurg přímo v operačním poli může najít sentinelovou uzlinu s obsahem radioindikátoru, a též u vyoperované uzliny se přesvědčit, zda je v ní obsažen radioindikátor.*)
*) Spolu s radioindikátorem se aplikuje současně i modré barvivo (........), které rovněž proniká do uzlin, takže chirurg může sentinelovou uzlinu rozpoznat i podle modrého zabarvení.
  Po aplikaci radioindikátoru se nejprve provede scintigrafické zobrazení se zakreslením zobrazených uzlin, pak pacient odchází k vlastnímu chirurgickému výkonu, během něhož se používá detekční gama-sonda jednak k peroperační detekci sentinelové uzliny, jednak k detekci radioaktivity v již vyoperované uzlině. Dále následuje histologické vyšetření sentinelové uzliny pro klasifikaci typu tumoru, což pomůže optimalizovat další postup terapie.

Diagnostika in vitro. Radioimunoanalýza - radiosaturační analýza
Součástí nukleární mediciny jsou též radioizotopové diagnostické metody in vitro, kde se (neradioaktivní) vzorky pacientům odebrané zpracovávají s využitím radioizotopových technik. Nejčastěji je to radioimunoanalýza (RIA) či radiosaturační analýza (RSA), která slouží ke zjišťování koncentrace složitých biologických látek v krevním séru - hormonů, tumorových markerů a jiných biologicky významných látek.
...................doplnit
  Metody RIA či RSA dosáhly největšího rozvoje v 70. a 80. letech, od 90.let jsou postupně vytlačovány a nahrazovány optickými metodami fluorescenčními a chemo-luminiscenčními, bez použití ionizujícího záření.

Radioisotopová terapie
Součástí nukleární medicíny je i terapie pomocí otevřených radionuklidů, např. při léčbě hyperthyreózy či rakoviny štítné žlázy, krevních onemocněních, při paliativní terapii u různých typů kostních nádorů, onemocněních kloubů - podrobněji viz níže v §3.6 "Radioterapie", pasáž "Radioisotopová terapie".

Nukleární medicína – interdisciplinární obor
Nukleární medicína je vzhledem k fyzikální podstatě svých metod a k používané přístrojové technice obor interdisciplinární. Vedle lékařů (specializovaných a atestovaných v oboru nukleární medicíny), zdrav. sester a laborantek, zde pracují v týmové spolupráci i odborníci dalších profesí – fyzik, elektronik, radiochemik, farmaceut. Vedle medicinských a fyzikálně-technických aspektů je na pracovištích nukleární medicíny při práci s radioisotopy věnována značná pozornost i radiační ochraně pracovníků a pacientů (viz kap.5 "Biologické účinky ionizujícího záření. Radiační ochrana").

Podrobný popis principů, metod a použití nukleární medicíny je v kapitole 4
"Radioisotopová scintigrafie".

3.6. Radioterapie
Radioterapie je fyzikálně-medicínský obor využívající biologické účinky ionizujícího záření pro léčebné účely. Ve velké většině se jedná o terapii nádorových onemocnění - radiační onkologie, v menší míře se pomocí záření léčí i některá degenerativní a zánětlivá postižení.
  Nádory, především zhoubné, patří k nejčastějším a nejzávažnějším onemocněním, ohrožujícím zdraví i život pacientů. Při vzniku nádoru dochází k tvorbě patologické tkáňové hmoty (novotvaru), v níž probíhá nekontrolované množení nádorových buněk, na úkor zdravé tkáně; v organismu se neuplatňuje zpětná vazba, která by tento růst zastavila. Příčina vzniku takového stavu není přesně známa *), tkví hluboko uvnitř buněčné struktury, pravděpodobně v mutačních změnách v DNA **). Prevence a kauzální léčba nádorových onemocnění je proto obtížná.
*) Jsou jen známy některé faktory, které se na vzniku nádorů podílejí či zvyšují jejich výskyt. Jsou to různé látky chemické, tzv. karcinogeny, jako jsou některé cyklické uhlovodíky a cigaretový kouř, skladba potravy, nebo vlivy biologické - některé viry (tzv. onkoviry). Dále jsou to faktory genetické, dědičná predispozice.
**) Kancerogeneze - vznik nádorů 
Za normálních okolností představuje mnohobuněčný organismus systém jednotlivých tkání a orgánů, sestávajících z velkého množství buněk, vykonávajících svou funkci v harmonickém společenství ve prospěch celého organismu. Tato spolupráce a "sociální chování" buněk je zajišťována velmi složitými a komplexními regulačními procesy, zahrnujícími signály z monitorování vnějšího prostředí, přenos signálů do vnitřního prostředí buňky, vznik buněčné odpovědi, vyhodnocení signálů a jejich koordinace s ostatními signály. Buňky, které nezapadají do tohoto regulačního mechanismu (z důvodu poškození či ztráty své funkce) jsou eliminovány mechanismy "programované" buněčné smrti, apoptózy. Rovněž množení buněk je přesně řízeno tak, aby odpovídalo potřebám tkáně a organismu - dynamická rovnováha, homeostáza. Porušením regulačních mechanismů mohou vzniknout různé patologické stavy a onemocnění organismu. Jedním z nich je porušení regulace buněčného dělení: v některé buňce dojde k takové genetické změně (mutaci), která jí dovolí přežít, dělit se a produkovat dceřinné buňky, které "neposlouchají" regulační mechanismy tkáňové homeostázy. Může tím vzniknout postupně expandující populace zmutovaných buněk - klon nádorových buněk, množících se na úkor zdravé tkáně.
  Vznik nádoru (kancerogeneze) je složitý vícestupňový proces, při němž se postupně nahromadí několik mutací, které změněným buňkám neškodí, ale naopak je zvýhodňují a umožňují jejich rychlé dělení bez ohledu na potřeby organismu. Důležitý význam pro vznik a rozvoj nádorového onemocnění mají zejména čtyři následující faktory:
¨ Deregulace buněčného cyklu
Pro udržování tkáňové homeostázy (vyváženého počtu funkčních buněk dané tkáně) je nutná kontrola rychlosti, s jakou buňky vznikají, vyvíjejí se a zanikají - regulace buněčného cyklu. Vlivem některých mutací může dojít ke vzniku autonomních růstových (mitogenních) faktorů v buňce, či ke ztrátě citlivosti k signálům, které buněčný cyklus zastavují. Porušení této regulace může vést k proliferaci takto změněných buněk nezávisle na okolním prostředí, nezávisle na potřebách tkáně a organismu - je zpravidla prvním stupněm kancerogeneze.
¨ Inhibice apoptózy
Dalším důležitým mechanismem udržení tkáňové homostázy je regulace rychlosti, s jakou "přebytečné" buňky v tkáňové populaci umírají. Obvyklý způsob, kterým buňky podléhají řízenému zániku je apoptóza (podrobněji popsaná v §5.2, část "Účinek záření na buňky", pasáž "Mechanismy buněčné smrti") - "programovaná" buněčná smrt, zanikající buňkou aktivně řízená. Apoptický program je potenciálně přítomen ve všech buňkách, je spouštěn vnitřními signály (poškození DNA, hypoxie,...) nebo vnějšími "signály smrti", které buňka dostává od regulačních mechanismů v tkáni. Správně fungující apoptóza, spouštěná vnějšími regulačními mechanismy z tkáně, představuje účinnou ochranu proti nadměrnému zmnožení buněk. Apoptóza spouštěná vnitřními mechanismy pak funguje jako ochrana proti přežívání a množení zmutovaných buněk s poškozenou DNA. Inhibice (zablokování, poškození) apoptózy - apoptická rezistence buněk - umožňuje, aby vyvíjející se nádorové buňky mohly přežívat a množit se, navzdory zájmu organismu. Apoptóza může být narušena např. změnou (mutací) proteinu p53, zvýšenou koncentrací antiapoptického genu Bcl-2 v mitochondriích (chrání membrány mitochondrií - zabraňuje průniku cytochromu c a spuštění kaspázového řetězce proteolytické degradace v cytoplasmě) a jistě i dalšími dosud neprozkoumanými faktory.
Pozn.: Jedná se zde především o potlačenou apoptózu indukovanou vnějšími regulačními mechanismy tkáně. Při silném ozáření nádorových buněk, při němž dochází k závažnému neopravitelnámu poškození DNA, však vnitřně aktivovaná apoptóza probíhá.
¨ Immortilizace buněk
Většina běžných somatických buněk může dosáhnout jen určité hranice v počtu svých dělení, tzv. Hayflickův limit (cca 40-60 cyklů); pak již buňky schopnost dělení ztrácejí. Je to způsobeno mitotickým zkracováním telomerů DNA (o buněčném cyklu, zkracování telomerů, senescenci buněk, apoptóze a pod. viz též §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření"). Tento limit v počtu dělení by automaticky zastavil růst nádorové populace. Zvýšený výskyt aktivního enzymu zvaného telomeráza je však schopen zajistit úplnou replikaci konců DNA (zabránit zkracování telomerů) - získání neomezeného replikačního potenciálu, tzv. immortilizace - "nesmrtelnost" buněk. Neregulované a neomezené dělení klonogenních nádorových buněk, které se vymaní z mechanismů tkáňové homeostázy, je podstatou nádorového onemocnění.
¨Angiogeneze
V počátečních stádiích (velikost nádoru do cca 0,5-1mm) jsou nádorové buňky zásobovány kyslíkem a živinami difuzí z okolního mezibuněčného prostředí tkáně, v níž nádor roste. Jak se počet nádorových buněk zvětší, toto zásobení již nepostačuje - dochází k hypoxii nádorové tkáně, doprovázené expresí speciálních interleukinů. Regulační mechanismy v tkáni na to reagují angiogenezí - tvorbou nových cév, zajišťujících prokrvení nádorové tkáně a její bohaté zásobení kyslíkem a živinami, jakož i odplavování odpadů metabolismu. Angiogeze (nádorová neoangiogeneze) je důležitým mezníkem v progresi nádorového onemocnění, umožňujícím nádorům dorůst do makroskopické velikosti, ohrožující tkáně i celý organismus. Prokrvení nádorové tkáně též umožňuje šíření nádorových buněk krevní cestou - vznik metastáz (niz níže).
Druhy nádorů 
Nádory a nádorová onemocnění (označovaná často souhrnným názvem karcinom či rakovina) se vyznačují značným počtem druhů a velkou variabilitou. Rozdělují se podle několika kritérií:
l Podle zdravotní závažnosti
× Benigní (nezhoubné) nádory jsou zpravidla lokalizovány a vůči okolní tkáni izolovány opouzdřením, neprorůstají do jiných tkání a netvoří vzdálené metastázy. Nemusí pro organismus vytvářet větší škody či obtíže (mohou často v tkáni zůstat - pozor však na riziko maligního zvrhnutí!), v případě potřeby je lze zpravidla úspěšně chirurgicky odstranit.
× Maligní (zhoubné) nádory, neboli tumory, rostou destruktivně a infiltrativně - nádorové buňky prorůstají do mezibuněčných prostorů okolních tkání (které rozrušují), buňky se uvolňují a šíří se krevní či lymfatickou cestou do jiných tkání a orgánů, kde často vytvářejí vzdálená sekundární "dceřinná ložiska", tzv. metastázy (řec. meta=změna, stasis=místo ® změna místa, přestěhování). I po odstranění primárního nádorového ložiska mohou metastázy nadále růst a vytvářet další metastázy. Vlivem metastatického rozsevu (diseminace) tak může dojít k nekontrolovanému šíření onemocnění, často do celého organismu (generalizace).
l Podle orgánu, z něhož nádor primárně pochází
- např. karcinom prsu, plic (bronchogenní), prostaty atd. Některé druhy nádorů mají, podle místa vzniku a původu, speciální názvy s koncovkou "-om" - např. melanom či melanoblastom (kožní nádor buněk melanocytu), gliom či glioblastom (primární mozkový nádor, též astrocytom), lymfom (nádorové bujení lymforetikulární tkáně) atd. Maligní nádorové onemocnění krvetvorné tkáně, projevující se zmnožením bílých krvinek (které jsou nezralé a neplní svou normální funkci), se nazývá leukemie.
l Podle lokalizace metastatického postižení - např. metastáza karcinomu prsu do jater, do skeletu, a pod.
l Podle tkáňové a buněčné povahy
- Nádory epitelové zvané (v užším smyslu) karcinomy jsou nejčastějším druhem zhoubných nádorů. Podle buněčné vrstvy z nichž vycházejí s rozdělují dále na spinocelulární a bazocelulární karcinomy (tyto názvy pocházejí z kožních nádorů).
Podle mikroskopického vzhledu nádorových buněk (při histologickém pozorování) a tvaru růstu nádoru se někdy používá označení papilární (bradavčitý - nádor vytvářející bradavčité nebo třásnité útvary), tubulární (vytvářející trubicové struktury), medulární (dřeňový), duktální (vývodový), lobulární (lalůčkový) a pod.
Benigní nádory vycházející ze žlázového epitelu se nazývají adenomy.
- Nádory mezenchymové, zvané sarkomy, vycházejí z pojivových tkání. Vyskytují se méně často.
  Výsledná terminologie konkrétních druhů nádorů je často tvořena spojením názvů jednotlivých kategorií - např. adenokarcinom prostaty, osteosarkom u skeletu, a pod. Stupeň diferenciace tumoru se označuje jako grading. Pokud si nádorové buňky zachovají část vlastností původní tkáně, jejímž zvrhnutím vznikly, jedná se o diferencovaný nádor. Často však nádorové buňky ztrácejí vlastnosti původní tkáně - vzniká nediferencovaný (anaplastický) nádor, který je do značné míty autonomní, bez vazby na regulační mechanismy původní tkáně. Nebezpečnost nádorového onemocnění závisí též na velikosti nádorových buněk. Malobuněčný typ nádoru má většinou rychlý infiltrativní růst s častou metastatickou diseminací.
  Konkrétní druh a povahu nádoru lze nejspolehlivěji stanovit histologickou analýzou vzorku nádorové tkáně pod mikroskopem. Zkušený patolog zpravidla rozezná původ a typ nádorových buněk (a též zda se jedná o tkáň benigní či maligní). Histologické vyšetření by vždy mělo předcházet terapii.
l Anatomický rozsah (pokročilost, staging) nádorového onemocnění se často hodnotí podle tří kritérií "TNM": T-tumor, N-nodes (uzliny), M-metastázy; čím vyšší číslo, tím větší rozsah a šíření:
T - rozssah primárního nádoru: T0(bez známek primárního nádoru), T1(nádor velikosti do 2cm), T2(2-4 cm), T3(nádor větší než 4cm), T4(větší nádor prorůstající do dalších struktur).
N - přítomnost a rozsah infiltrace v regionálních mízních uzlinách: N0(bez infiltrace v uzlinách), N1(metastáza v jedné uzlině, <3cm), N2(oboustranné metastázy <6cm), N3(metastázy >6cm). Případně N2 označuje 2-4 a N3 více než 4 metastázy v regionálních uzlinách. Jsou různé konvence číslování T a N podle druhu a lokalizace tumoru.
M - přítomnost vzdálených metastáz: M0(bez metastáz), M1(výskyt vzdálených metastáz).
Nádorová TNM klasifikace se nepoužívá u maligních onemocnění hematologických a lymfatických (leukemie, lymfomy).
  Jednodušší klasifikace pokročilosti je na čtyři stádia nádorového onemocnění, zvaná též FIGO klasifikace (Federation International of Gynecology and Obstetrics):
Stádium I. - menší nádorové ložisko s lokálním růstem, bez jakékoli diseminace (odpovídá T1,N0,M0).
Stádium II. - rozsáhlejší nádor s lokálním růstem, bez diseminace nebo s minimální regionální infiltrací (odpovídá T2,N0-1,M0).
Stádium III. - rozsáhlý lokální nádor s regionální infiltrací (T3-4,N2,M0).
Stádium IV. - nádorové postižení s infiltrací i na jiné tkáně nebo se vzdálenými metastázami (odpovídá zhruba T2-4,N2-4,M1).
  Na všech těchto aspektech je závislá volba způsobu léčby a její úspěšnost. Obecně je úspěšnost terapie největší u izolovaných dobře diferencovaných nádorů v raných stádiích bez metastatické infiltrace (např. T1-2,N0-1,M0). V pozdních stádiích s rozsáhlou metastatickou infiltrací (generalizací) je léčba obtížná a často málo úspěšná...
  Podrobnější klasifikace nádorů a jejich klinických vlastností je již mimo rámec tohoto fyzikálně zaměřeného pojednání.
Diagnostika nádorových onemocnění 
Úspěšnost každé terapie do značné míry závisí na pečlivé diagnostice - jak na primárním vyšetření před léčbou, tak sledování odezvy během terapie i následné dlouhodobé dispenzarizace.
× Primární nádorová diagnostika
Jedná se o odhalení primárního nádoru, jeho lokalizace a rozsahu před operačním výkonem, jakož i záchyt případných metastáz k určení postupu další léčby. Vedle viditelných či hmatných povrchových a mělce uložených lézí se primární nádorová diagnostika provádí především pomocí fyzikálních zobrazovacích metod - rtg diagnostika (planární, nyní především CT - §3.2), ultrazvuková sonografie, gamagrafie (planární, SPECT, nyní především PET - kap.4), nukleární magnetická rezonance NMRI. Nádory lokalizované na stěnách tělesných dutin a trubic (žaludek, střeva, děloha) mohou být rozpoznány pomocí optických metod endoskopických. Jelikož některé nádory mohou produkovat specifické látky (ať již samy nádorové buňky, nebo při intrerakci s imunitním systémem organismu), jsou důležité i biochemické analytické metody krevních vzorků - např. stanovení koncentrace PSA u prostaty, či různých druhů nádorových markerů...
"Molekulární" gamagrafické zobrazení  
Většina zobrazovacích metod poskytuje pouze morfologicko-anatomické informace o přítomnosti, velikosti a tvaru tkáně, lišící se hustotou od okolí. Na obrazech CT a NMRI zobrazíme nádorovou masu, která se svou denzitou či protonovou hustotou a relaxačními časy T1,T2 liší od okolní tkáně, avšak nezachytíme, zda ve zobrazené anomální tkáni jsou viabilní a proliferující nádorové buňky. Gamagrafie (scintigrafie) sice nevyniká prostorovým rozlišením, zato však zachycuje funkční metabolické vlastnosti lézí - prokrvení, metabolismus, drenáž a další funkce tkání a orgánů - na "molekulárně-biochemické" úrovni (viz §4.8 "Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii"). Zvláště PET zobrazení distribuce ¹⁸F- fluor-deoxyglukózy (FDG) nebo ¹⁸F- 3-fluoro-3-deoxy-thymidinu (FLT) poskytuje kontrastní obrazy nádorových lézí. Tato metoda je vhodná i pro monitorování odezvy nádorové tkáně na radioterapii, neboť se pomocí ní zobrazuje metabolicky aktivní nádorová tkáň, na rozdíl od buněk inaktivovaných; lze tak sledovat "úspěšnost" terapie. Je m.j. schopna rozpoznat recidivu nádoru od jiných útvarů.
    
       Normální celotělový scintigram skeletu                                   Mnohočetné metastázy (ca prsu) do skeletu
  Pro zobrazení metastáz v kostech, již v raném stádiu infiltrace, se nejlépe osvědčuje scintigrafie skeletu (celotělová scintigrafie v PA i AP projekci, s příp. cílenými SPECT obrazy podezřelých míst) po aplikaci osteotropních radiofarmak, což jsou fosfátové komplexy, jejichž akumulace odráží zvýšenou osteoblastickou aktivitu jako reakci na nádorovou destrukci kosti. U karcinomu štítné žlázy je diagnostika založena na scintigrafii po aplikaci radiojódu ¹³¹I. Značené peptidy, které se vázají na peptidové receptory na povrchu některých typů nádorových buněk, se používají hlavně u neuroendokrinních nádorů, obsahujících somatostatinové receptory. Používá se umělý analog somatostatinu, octreotid, označený indiem - ¹¹¹In-pentetreotid (OctreoScan), k zobrazení příslušných nádorů i k predikci efektu terapie somatostatinovými analogy. Dále se používají některé nespecifické indikátory nádorů, jejichž zvýšená akumulace v nádorové tkáni je založena na jejich schopnosti pronikat patologicky změněnou perneabilitou stěn a kapilár. Používá se ^99mTc-MIBI a Tetrofosmin, především u lymfomů a karcinomu mamy (mamoscintigrafie). V onkologické diagnostice se též ještě používá galiová scintigrafie (většinou planární celotělové zobrazení, doplněné příp. SPECT obrazy) s ⁶⁷Ga-citrátem. Chemicky jsou ionty Ga analogy iontů Fe, navazují se na transportní bílkovinu transferin a akumulují se v proliferujících nádorových tkáních, zvláště u lymfomů. Galiová scintigrafie se nyní již opouští a nahrazuje se PET scintigrafií s ¹⁸FDG. Nepřímo lze na nádorové procesy usuzovat i z jiných scintigrafických vyšetření, např. dynamické scintigrafie ledvin, jater.
  Pokud je pomocí zobrazovacích či jiných vyšetřovacích metod nalezena anomální tkáň (novotvar), která by mohla být nádorového původu, je nutno provést histologické vyšetření: pomocí biopsie se odebere malý vzorek tkáně, který se pak prohlíží pod mikroskopem. Histologické vyšetření se provádí i u "podezřelých" tkání odstraněných při chirurgickém zákroku. Podle tvaru, velikosti a dalších chararakteristik buněk lze zpravidla rozeznat, zda se jedná o benigní či maligní tkáň a jakého druhu příp. nádorové buňky jsou (jak bylo zmíněno výše). Všechny tyto makroskopické a mikroskopické diagnostické informace rozhodují o optimálním způsobu léčby nádorového onemocnění.
× Diagnostika pro plánování nádorové terapie
Pokud je při primární diagnostice potvrzeno nádorové onemocnění, nastupuje etapa přípravy terapie - rozhodnutí o základní stratedii a metodice terapie: zda se bude jednat o chirurgické řešení, chemoterapii, radioterapii, resp. o jaké jejich kombinace (viz níže "Terapie nádorových onemocnění"). Pokud se naplánuje radioterapie, mohou obrazy získané z rtg CT, NMRI a gamagrafie (zvláště PET) sloužit pro stanovení přesné lokalizace a rozsahu nádorového ložiska a pro zakreslení zájmových oblastí (ROI) ozařovaného objemu - GTV, CTV a nakonec PTV do ozařovacího plánu (viz níže část "Plánování radioterapie"). Jako základ nyní slouží obrazy CT, popř. NMRI; ty však odrážejí především morfologickou stránku, ale nezachycují biologické chování tkáně. Je proto užitečné provést i gamagrafické zobrazení, především PET obrazy distribuce ¹⁸FDG nebo ¹⁸FLT, popř. ¹⁸F-cholinu. Analýzou těchto PET obrazů (např. stanovením úrovní SUV - viz §4.2, část "Kvalita scintigrafického obrazu a detekovatelnost lézí") můžeme stanovit "biologický cílový objem" (BTV - Biological Target Volume) nádorové tkáně, tvořený viabilními proliferujícími buňkami. Pomocí přenesení těchto obrazů do radioterapeutického plánovacího systému a počítačové fúze obrazů (CT,NMRI)+PET můžeme pak zpřesnit volum cílového ložiska, především GTV (někdy i CTV) pro radioterapii IMRT.
l Predikce odezvy na nádorovou terapii
Předpovědět biologickou odpověď na plánovanou léčbu je v medicíně obecně úkol velmi nesnadný. U nádorové terapie mohou určité základní informace přinést již výsledky z primární zobrazovací a histologické diagnostiky. Existují však možnosti, jak posoudit konkrétní chování nádorové tkáně na plánovaný druh léčby pomocí gamagrafických zobrazovacích metod, především PET. Byly vyvinuty metody radionuklidového označení některých chemoterapeutik: po "zkušební" diagnostické aplikaci malého množství takto označeného radioindikátoru můžeme zobrazit jeho distribuci a posoudit, nakolik se selektivně vychytává v nádorové tkáni - takto se pak bude vychytávat i příslušné chemoterapeutikum při vlastní terapeutické aplikaci. Podobnou "zkušební" diagnostickou aplikaci menšího množství g-radioindikátoru lze použít i u radioisotopové terapie (viz níže část "Radioisotopová terapie"). O prediktivní úloze zobrazení buněčné apoptózy je pojednáno v následujícím odstavci.
× Monitorování biologické odezvy na nádorovou terapii
Kromě primární diagnostiky je žádoucí sledovat, nakolik je terapie úspěšná a jaké jsou její vedlejší účinky na zdravé tkáně, orgány a celý organismus. Z hlediska časové relace vzhledem k terapii můžeme monitorování biologické odezvy rozdělit na predikci biologického efektu před terapií (zmíněnou výše) nebo na začátku terapie, monitorování časné odezvy během terapie a sledování pozdní odezvy a celkového dlouhodobého vývoje onemocnění po proběhnuté terapii. Pro posouzení pozdní nádorové odpovědi je základem sledování nádorového ložiska na obrazech CT či NMRI - srovnání velikosti (objemu) zobrazené nádorové léze před terapií a po terapii pro posouzení redukce nádorové hmoty. Obrazy CT a NMRI však zachycují jen morfologickou situaci, nikoli biologický vývoj nádorové tkáně a metabolickou aktivitu buněk - nerozeznáme na nich, jaká část zobrazené léze rozdílné hustoty je tvořena viabilními nádorovými buňkami a jaká část nekrotizovanou či vazivovou tkání. Pro spolehlivé monitorování nádorové odezvy je proto užitečné použít "molekulární" zobrazení gamagrafickými metodami SPECT a PET. Jsou to především již zmíněné obrazy distribuce ¹⁸FDG nebo ¹⁸FLT, provedené před terapií a po terapii (příp. během terapie), na nichž příp. porovnáme hodnoty SUV. Molekulární gamagrafické zobrazení umožňuje vizualizaci důležitých faktorů, ovlivňujících odezvu nádorů na terapii. Po jiné "linii" - radiobiologického modelování - jde posuzování radioterapeutického účinku pomocí veličin TCP, NTCP, UTCP, rozebíraných níže v části "Predikce radioterapeutického efektu - pravděpodobnost vyléčení nádoru TCP a poškození normální tkáně NTCP".
l Raná nádorová odpověď - zobrazení buněčné apaptózy
Funkční molekulární zobrazení v gamagrafii poskytuje i další unikátní možnosti. Byly vyvinuty radioindikátory umožňující monitorovat jeden z hlavních hlavních radiobiologických mechanismů nádorové terapie (týká se radioterapie i chemoterapie): apoptózu buněk. Při apoptóze buněk (viz §5.2, část "Účinek záření na buňky", pasáž "Apoptóza buněk") dochází v rané fázi m.j. k ireverzibilní membránové depolarizaci, k odkrytí fosfolipidů na povrchu buněk, ke zvýšené permeabilitě plasmatické membrány, posléze v pozdější fázi k porušení integrity buněčné stěny a nakonec k rozpadu buněk a jejich fagocytóze. Právě v rané fázi apoptózy zmíněná radiofarmaka jeví afintu k apoptickým buňkám *): buď se navazují na fosfolipidy na povrchu, nebo pronikají buněčnou membránou a dochází k jejich akumulaci v cytoplasmě apoptických buněk. Výsledkem je selektivní akumulace radioindikátoru v apoptických buňkách a tkáních, zatímco do tkání tvořených normálními viabilními buňkami, ani do tkání nekrotických, téměř nevstupují.
  
Gamagrafickým zobrazením distribuce těchto radioindikátorů (je vhodné použít dynamickou gamagrafii - časový faktor akumulace) získáme pozitivní obrazy těch míst, kde nejintenzívněji dochází k apoptóze - ať již v důsledku ozáření, vlivem cytotoxických látek, či ischemie. Molekulárním zobrazením distribuce buněčné apoptózy můžeme tak monitorovat velmi ranou odezvu buněk a tkání na terapii (radioterapii či chemoterapii), již na začátku a v průběhu terapie. Umožňuje v zásadě i predikci nádorové odpovědi: aplikujeme "zkušebně" jednu či dvě frakce a na gamagrafických obrazech můžeme posoudit, zda v cílové tkáni probíhá dostatečně intenzívně apoptóza, příp. zda se v heterogenním nádoru vyskytují oblasti apoptické rezistence.
*) Ve stádiu laboratorního vývoje a preklinických studií jsou dva typy radioindikátorů apoptózy: ^99mTc-Annexin V (pro SPECT zobrazení) - navazuje se na fosfolipidy na povrchu apoptických buněk, a ¹⁸F-ML-10 [2-(5-Fluoro pentyl)-2-metyl malonic acid] - proniká stěnou apoptických buněk a hromadí se v jejich cytoplasmě. Aplikuje se cca 400MBq - viz §4.8 "Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii".
Terapie nádorových onemocnění 
Léčení nádorových onemocnění se v současné době opírá o tři hlavní metody: chirurgie, chemoterapie*) a radioterapie, přičemž tyto tři hlavní terapeutické postupy se často kombinují. Při chirurgické léčbě nádorových onemocnění je žádoucí odstranit nejen primární nádor, ale pokud je to možné i další tkáně, do kterých by mohly být infiltrovány nádorové buňky: jsou to především okolní mízní uzliny, ležící v lymfatickém "povodí" dané lokalizace tumoru (viz též výše §3.5, pasáž "Radiačně navigovaná chirurgie - sentinelové uzliny").
*) Nejčastější chemoterapie je pomocí cytostatik, dále se uplatňuje hormonální terapie. Lze očekávat, že v budoucnu se bude výrazněji uplatňovat i cílená biologická léčba jako je imunoterapie, monoklonální protilátky, či genová terapie nádorů. Nediskutujeme zde některé alternativní metody nádorové terapie, jako je hypertermie - zahřátí cílové tkáně na teplotu 41-44°C, způsobující inhibici tvorby DNA a proteinů, spolu se snížením vaskularizace tumoru. Nebo naopak kryoterapie (kryochirurgie) - destrukce nádoru zmrazením pomocí zavedené mrazicí sondy chlazené např. kapalným dusíkem.
  Radioterapie nádorových onemocnění je založena na účincích ionizujícího záření na živou tkáň (mechanismy těchto účinků jsou popsány v §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření"), kdy dostatečně vysoké dávky záření jsou schopny inaktivovat a usmrcovat buňky, v tomto případě buňky nádorové. V nádorové tkáni je potřeba zlikvidovat především kmenové klonogenní buňky, jejichž neomezené dělení způsobuje nádorové onemocnění. Radiační likvidace nádorových buněk může být součástí účinné kurativní terapie vedoucí k úplnému vyléčení nádorového onemocnění, v těžších a pokročilejších případech pak paliativní terapie, zmírňující a zpomalující průběh onemocnění a jeho obtíží. Po chirurgickém odstranění nádorového ložiska se často aplikuje tzv. adjuvantní radioterapie, pro snížení rizika recidivy v důsledku možného mikrorozsevu v okolí původního nádoru. V určitých případech se používá i tzv. neoadjuvantní radioterapie před chirurgickým výkonem, pro omezení viability nádorových buněk či redukci rozsahu nádoru a zlepšení jeho operability. Ojediněle se používá peroperační radioterapie - přímé ozáření nádorového ložiska, obnaženého při operaci.

Fyzikální a radiobiologické faktory v radioterapii
Optimálního terapeutického účinku záření se dosahuje koprodukcí dvou druhů faktorů: 
¨ Fyzikální faktory - selektivní zavedení dostatečně vysoké dávky záření do patologického ložiska vhodnou ozařovací technikou, s využitím fyzikálních vlastností záření. Tyto fyzikální aspekty budeme podrobně rozebírat ve většině textu této kapitoly; zde nejprve stručně rozebereme aspekty radiobiologické:
¨ Biologické faktory - druh nádoru a vlastnosti okolní zdravé tkáně. Pro radioterapii je velmi důležitá radiosenzitivita konkrétního druhu nádoru, jakož i rozdíl v citlivosti na záření mezi nádorovou a zdravou tkání *). Vysoce radiosenzitivní jsou lymfomy, leukemie, seminom. Středně radiosenzitivní jsou karcinomy, např. adenokarcionom prostaty. Radiorezistentní jsou gliomy, sarkomy, melanom, spinocelulární karcinom kůže.
*) Právě riziko poškození okolních zdravých tkání a orgánů je hlavním limitujícím faktorem dopravení dostatečně vysoké dávky do nádorového ložiska. Kritickým orgánem či tkání rozumíme takovou strukturu v organismu, jejíž radiační poškození by mělo vážné zdravotní následky, či v případě životně důležitých orgánů dokonce smrt. Při radioterapii proto nesmí být překročena určitá tzv. toleranční dávka v těchto kritických orgánech, aby nedošlo k jejich ireverzibilnímu poškození. Pro možnost dosažení dobrého kurativního efektu radioterapie často tedy není nejdůležitější vlastní radiosenzitivita nádorové tkáně, jako spíš poměr radiosenzitivity nádorové a okolní zdravé tkáně - tzv. terapeutický poměr TR (Therapeutic Ratio). Lze jej kvantifikovat různým způsobem: srovnáním křivek dávkové závislosti buněčného přežití N/N₀ (obr.5.2.3c) pro nádorovou a okolní zdravou tkáň (z poměru gradientů či ploch pod těmito křivkami), nebo s pomocí biologické efektivní dávky BED, popř. pomocí srovnání pravděpodobnostních veličin TCP a NTCP (viz níže "Predikce radioterapeutického efektu - TCP, NTCP"). Pro kvantifikaci terapeutického poměru TR tak dostáváme různé indexy TR_N/No , TR_BED , TR_TCP , jejichž číselné hodnoty jsou odlišné a je třeba je posuzovat zvlášť.
  Nádorová tkáň, která je ve stavu intenzívního (patologického) buněčného dělení, je zpravidla citlivější k záření než tkáň zdravá (je podrobněji diskutováno v §5.2). Používá se většinou frakcionované ozařování, kdy se celková dávka rozdělí do většího počtu menších denních dávek, aplikovaných po řadu dní (cca 3-5 týdnů). Kumulativní biologický účinek na nádorovou tkáň je pak zpravidla vyšší než na zdravou tkáň, která má větší regenerační schopnost. Radiobiologické aspekty frakcionace ozáření jsou stručně diskutovány níže. Radioterapeutický účinek na vlastní nádorovou tkáň se někdy vyjařuje pomocí pravděpodobnostní veličiny TCP, definované níže.
Závislost radiačně-biologického účinku na dávce a jejím časovém rozvržení - LQ model 
Závislost deterministického radiačního účinku na dávce a jejím časovém rozvržení je podrobně analyzována v §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření", část "Vztah dávky a biologického účinku", kde je zaveden tzv. lineárně-kvadratický model (LQ) - viz část "LQ model", obr.5.2.3c. Je tam též odvozena základní rovnice závislosti mezi dávkou D a přežívající frakcí buněk N/N_o v (semi)logaritmickém měřítku:
            -ln(N/N_o) = a.D + {2.[(1-e^-l.T).(1-1/l.T)]/l.T}.b.D² - ln2.T/T_2r ,
kde a a b jsou faktory udávající pravděpodobnosti poškození a a b-procesy, T je ozařovací doba, l je rychlost buněčné reparace, T_2r doba zdvojení počtu buněk repopulací. Koeficient v lomené závorce {...} je tzv. Lea-Catchesidův faktor, zachycující vliv buněčné reparace během ozařování. Základní lineárně-kvadratická závislost N/N_o(D) je ve zmenšeném měřítku pro ilustraci zobrazena i níže, na obr.3.6.0.a. Obecné rovnice LQ modelu mají spíše teoretický význam, pro praktické aplikace v radioterapii se z nich odvozují jednodušší speciální vztahy pro konkrétní ozařovací podmínky a techniky (viz níže "Frakcionace ozáření"). K těmto obecným radiačně-biologickým mechanismům přistupují v praxi i některé další individuální biologické vlivy, které je někdy obtížné zahrnout do jednoho LQ modelu.
Individuální biologické faktory - " 6 R "  
Biologický účinek ionizujícího záření ve vztahu k radiační dávce, jejímu časovém rozvržení a příp. objemové distribuci, je ovlivňován několika faktory a biologickými pochody v průběhu ozařování (jejichž názvy lze formulovat tak, aby začínaly písmenem "r"):
× Radiosenzitivita
ozařované tkáně je dána citlivostí jednotlivých buněk na radiační poškození; ta se obecně značně liší pro různé druhy tkání. V lineárně-kvadratickém modelu je radiosenzitivita implicitně obsažena v koeficientech a a b. Každá tkáň je však ve skutečnosti heterogenní buněčnou populací, obsahující buňky s různou radiosenzitivitou - s různými koeficienty a,b: výsledná křivka přežití [ln(N/N₀)](D) je pak superpozicí několika různých LQ křivek.
× Reparace
je schopnost buněk opravit své důležité struktury, především DNA, poškozené ionizujícím zářením, či jinými vlivy (procesy buněčné reparace jsou podrobněji popsány v §5.2, část "Reparační procesy"). Reparační procesy mají časovou dimenzi: trvají určitou dobu (danou koeficientem l - rychlostí buněčné reparace), přičemž oprava musí být uskutečněna dříve, než další poškození úspěšnou reparaci znemožní. Reparační procesy, kontinuálně probíhající během ozařování, tak vedou k "efektu dávkového příkonu". V LQ modelu je reparace obsažena v dodatečném koeficientu RGş{...} u b-členu.
× Repopulace
Při expozici ionizujícím zářením část buněk hyne, avšak další buňky se normálně dělí a mohou příp. nahrazovat zničené buňky. Tuto buněčnou repopulaci a regeneraci tkáně zajišťují kmenové klonogenní buňky. Repopulace se kvantifikuje pomocí rychlosti obnovení určitého počtu buněk, nebo času T_2r zdvojení počtu buněk. V LQ modelu je repopulace zachycena v aditivním členu RPşln2.T/T_2r. Předpokládá se zde exponenciální nádorový růst, což je přibližně splněno jen v počátečních fázích růstu miniaturních nádorů, se zvětšováním nádoru se rychlost růstu zpomaluje.
× Redistribuce
Různé druhy buněk v různých stádiích buněčného cyklu jsou různě citlivé k ionizujícímu záření. Během vlastní expozice tak může nastávat tzv. redistribuce buněk - změna zastoupení různých druhů buněk v tkáni *). Během ozařování více ubývá kmenových klonogenních buněk a buněk ve fázi G1 a G2 buněčného cyklu, zatímco efektorových dceřinných buněk a obecně buněk ve fázi M a S bude relativně větší zastoupení. Kmenové buňky jsou přitom radičně citlivější než buňky mateřské (viz též §5.2); cílem radioterapie je právě likvidace kmenových nádorových buněk. Efekt redistribuce vede ke změnám intratumorózní radiosenzitivity během ozařování, jakož i ke specifickým vedlejším účinkům na zdravou tkáň*).
*) Procesy redistribuce buněk během ozařování mají složitou časovou dynamiku a dochází k nim jak u nádorové cílové tkáně, tak u zářením zasažených okolních zdravých tkání. V první části expozice rychleji ubývají kmenové klonogenní buňky, které jsou (vzhledem k rychlejšímu buněčnému cyklu) citlivější. Následuje pozvolný úbytek dceřinných efektorových buněk, čímž se snižuje funkce ozařované tkáně. Nastupuje regulační mechanismus pro zachování funkčnosti tkáně, který vede k částečné ztrátě asymetričnosti dělení kmenových buněk, které se začínají dělit symetricky vždy na dvě buňky efektorové; tím je (za cenu úbytku kmenových buněk) dočasně zachována funkčnost tkáně. Pokud expozice pokračuje, při poklesu počtu klonogenních buněk pod určitou kritickou mez (hrozící vymizením kmenových buněk a následným zánikem tkáně) nastává další regulační mechanismus spuštění zrychlené repopulace kmenových buněk, aby byla zachována jejich populace nutná pro regeneraci tkáně. Tím poklesne produkce efektorových dceřinných buněk, které již nestačí pokrýt funkční potřebu tkáně - nastává klinická manifestace deterministického radiačního účinku u zdravé tkáně, akutní radiační morbidita (srov. pasáž "Akutní nemoc z ozáření" v §5.2). Pokud expozice pokračuje (frakcionované ozařování) a není překročena toleranční dávka dané tkáně, mohou zmnožené kmenové buňky produkovat efektorové buňky v počtu dostatečném pro zajištění základní (byť snížené) funkčnosti tkáně; může dojít k určitému "nouzovému rovnovážnému stavu" se snížením či vymizením předchozích akutních potíží ve zdravé kritické tkáni. U nádorového ložiska je naopak žádoucí dodat dostatečně vysokou dávku k překonání repopulace klonogenních nádorových buněk - k jejich redukci až na nulovou úroveň, vedoucí k zániku nádorové tkáně.
× Reoxygenace
Atomy kyslíku, obsažené ve vodě a dalších molekulách v tkáni, mají dominantní úlohu v radiobiologickém účinku - ozářením vzniklé kyslíkové radikály a peroxidy účinně poškozují DNA v buňkách. Během nádorového růstu, se zvětšováním nádorové masy, často dochází k nedostatku kyslíku v buňkách, k tzv. hypoxii. V hypoxických nádorových buňkách pak dochází k nižší tvorbě kyslíkových radikálů - tyto buňky mají sníženou radiosenzitivitu, jsou radiorezistentní. Vlivem ozařování může dojít k určité reoxygenaci (snížení hypoxie) buněk nádorového ložiska: redukcí počtu nádorových buněk se sníží celková spotřeba kyslíku a zmenšením tumoru může též dojít k lepšímu prokvení a zásobení zbylých buněk. Efekt reoxygenace je pro radioterapii pozitivní - zvyšuje radiosenzitivitu nádorové tkáně *) a tím zlepšuje terapeutický efekt při použití dávek limitovaných tolerancí zdravých tkání.
*) Vliv obsahu kyslíku na radiosenzitivitu - tzv. kyslíkový efekt - se někdy vyjadřuje pomocí faktoru OER (oxygen enhacement ratio), udávajícího poměrné zvýšení relativní účinnosti záření v přítomnosti kyslíku vzhledem k jeho nepřítomnosti. Mezi zcela hypoxickou a normoxickou tkání poměr OER dosahuje hodnoty cca 2,5.
  Procesy redistribuce a reoxygenace se velmi liší mezi různymi nádorovými tkáněmi a jsou těžko předvídatelné. Je proto obtížné zavést je do LQ modelu, zpravidla se uvažují zvlášť. Všechny tyto individuální vlivy mohou mít za následek změny v radiační citlivosti buněk a tkání během ozařování, což vede k dalším odchylkám od závislostí ideálního LQ modelu. V poslední době se diskutuje i vliv tzv. bystander efektu (viz §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření", část "Účinky záření na buňky"), který by snad mohl poněkud korigovat vliv mírných nehomogenit v prozáření nádorové tkáně - zvyšovat účinek v podexponovaných částech cílové tkáně.
× Objemový faktor - Radiační volum
Šestým faktorem, který je někdy důležitý pro výsledný radiobiologický efekt v nádorové tkáni a hlavně kritických orgánech, je objemová distribuce radiační dávky - velikost ozářeného objemu (Radiated volume). Na buněčné úrovni je biologický účinek dán především velikostí dávky; stejně je tomu u lokálních tkáňových účinků. Proto u orgánů se sériovým uspořádáním funkčních částí (mícha, jícen, střevo, zrakový nerv) je výsledný radiobiologický dopad závislý na lokální dávce: při vysoké lokální dávce může být sériový orgán radiačně "přerušen" s nevratným poškozením jeho funkce. Naproti tomu objemové orgány s paralelním uspořádáním funkčních částí (plíce, játra a pod.) dobře tolerují vysoké lokální ozáření, třebas i nad 80Gy (způsobující výpadek jen zanedbatelné funkční části), avšak i poměrně slabší ozáření (cca 30Gy) celého jejich objemu může výrazně porušit jejich funkci.

O různé radiační citlivosti tkání a orgánů a jejich rozdělení na sériové a paralelní viz §5.2, pasáž "Lokální radiační účinky tkáňové a orgánové".
Frakcionace ozáření 
Parametry a,b,l,T_2r v rovnici závislosti přežívající frakce buněk na dávce D a ozařovacím čase T podle lineárně-kvadratického modelu, jakož i další biologické faktory redistribuce a reoxygenace, jsou různé pro jednotlivé druhy tkání, speciálně pro zdravé a nádorové tkáně. Této závislosti lze využít pro optimalizaci výsledné radiační odezvy nádorové tkáně vzhledem ke zdravé tkáni pomocí vhodného časového rozvržení - frakcionace - radiační dávky. Celková radiační dávka D se rozloží na jednotlivé frakce d_i (i=1,2,...,n) s dobami ozařování t_i. Při podrobné analýze lze v rovnicích LQ modelu použít obecný Lea-Catchesidův dávkově-časový integrál (odvozený v §5.2, "LQ model"). Pokud se však jedná o rovnoměrně rozložené frakce d_i ş d (D =n.d), jejichž trvání t_i= t je krátké ve srovnání s celkovou dobou T radioterapeutické léčby, lze tuto rovnici použít na celkovou terapii, přičemž za dávkové a časové proměnné dosadíme následující hodnoty:
l V lineárním a-členu dosadíme celkovou dávku D =n.d, které je úměrný počet poškození dvojným a-procesem (a-procesy v jednotlivých frakcích vzájemně neinteragují, skládají se lineárně).
l V kvadratickém b-členu je důležitá okolnost, že druhá mocnina dávky D² v LQ modelu při frakcionaci není D²=n².d² (jak by přímočaře plynulo z umocnění vztahu D=n.d), ale počet frakcí n vystupuje v 1.mocnině: b.D²=b.n.d². Exaktní odvození této skutečnosti spočívá v řešení obecného Lea-Catchesidova integrálu. Plyne však i z fyzikálně-biologického mechanismu: podle teorie duální radiační akce (viz §5.2, část "Zásahová a radikálová teorie radiačního účinku") se kvadratická závislost na dávce vztahuje na jednorázově absorbovanou dávku, v tomto případě tedy na dávku d jedné frakce - b.d²; celkový efekt je tvořen součtem n nezávislých frakcí, tj. n.b.d². Jednotlivé frakce spolu neinteragují.
l Čas T v Lea-Catchesidově koeficientu u kvadratického b-členu nahradíme expozičním časem ozařovací frakce t (během něhož dochází k buněčné reparaci).
l Za čas T v aditivním repopulačním členu vezmeme celkový čas T dané radioterapie (za předpokladu, že ke kontinuální repopulaci buněk dochází během celé terapie s přibližně konstantní rychlostí).
  Výsledná rovnice LQ modelu pro (pravidelně) frakcionované ozáření celkovou dávkou D=n.d během celkové doby T, rozdělenou na n frakcí o dílčích dávkách d a dobách expozice t, pak bude:
            -ln(N/N_o) = a.D + n.{2.[1-(1-e^-l.t/l.t)]/l.t}.b.d - ln2.T/T_2r .
Reparační mechanismus se může výrazněji uplatnit u LDR brachyterapie, zvláště pak v pozdních fázích permanentní brachyterapie (viz níže "Brachyradioterapie"). U teleterapie EBRT je expoziční čas jednotlivých frakcí t krátký (cca desítky sekund až minuty) vzhledem rychlosti buněčné reparace: t<<1/l, takže Lea-Catchesidův faktor {...} můžeme položit rovný 1 (nedochází k interakcím mezi jednotlivými frakcemi) a výsledný efekt bude: -ln(N/N_o) = a.D + b.n.d² - ln2.T/T_2r = (a + b.d).D - ln2.T/T_2r . Při jednorázovém krátkodobém ozáření (t=T<<T_2r ) se zase neuplatní aditivní repopulační člen (ln2.T/T_2r)®0.
  Pro základní analýzu frakcionované radioterapie můžeme zanedbat časové efekty reparace a repopulace - můžeme vyjít ze základní rovnice LQ modelu:
             E ş -ln(N/N_o) = a.D + b.D² ,
kde logaritmus přežívající frakce buněk N/N_o je pro stručnost označen E (jakási "efektivita ozáření"). Při pravidelně frakcionovaném ozáření je D = n.d, takže jednoduché algebraické úpravy postupně dávají (odůvodnění první mocniny n u b.D² bylo podáno výše) :
            E = a.n.d + b.n.d² = n.d.(a + b.d) = D.a.[1+(b/a).d] = D.a.[1+d/(a/b)].
Vidíme, že radiobiologický účinek roste se zvyšující se dávkou na frakci d a závisí též na hodnotě poměru a/b pro ozařovanou tkáň. Při vysokých dávkách na frakci je radiační účinek výrazně vyšší; při dané dávce D je účinek nejvyššší tehdy, když je aplikavána jednorázově, v jedné frakci (n=1, d=D). Aplikujeme-li větší počet frakcí n s nižší dávkou d na frakci, musíme pro dosažení stejného biologického účinku zvýšit celkovou dávku D.
Biologická efektivní dávka BED 
Logaritmická efektivita ozáření E je tedy úměrná celkové dávce D s koeficienty a a [1+d/(a/b)]; právě tento druhý koeficient vyjadřuje vztah biologického účinku k frakcionaci dávky a poměru a/b dané tkáně. Pro vyjádření závislosti biologického účinku záření na frakcionaci dávky se zavádí odvozená biofyzikální dávková veličina biologická efektivní dávka BED (biologický ekvivalent dávky):
             BED ş E/a = D.[1+d/(a/b)] .
Lze říci, že BED = (fyzikální dávka)´(koeficient úměrnosti); tento koeficient úměrnosti [1+d/(a/b)] (relativní účinnost) ukazuje, jak biologický účinek ozáření závisí na frakcionaci a poměru a/b pro konkrétní ozařovanou tkáň. Jelikož platí lim_d®0BED = D, představuje BED jakousi fiktivní dávku, která by vedla k témuž biologickému účinku, kdyby celková dávka D byla dodávána v nekonečně velkém počtu nekonečně malých frakcí (nebo po nekonečně dlouhou dobu s nekonečně malým dávkovým příkonem - pokud ovšem zanedbáme časový faktor buněčné reparace a repopulace).
  Konkrétní hodnoty BED se vyjadřují v dávkových jednotkách [Gy] opatřených indexem daným numerickou hodnotou poměru a/b pro konkrétní tkáň - BED_a/b. Např. dávka 60Gy, aplikovaná v 30 frakcích po 2Gy, vytvoří v časně reagující tkáni (rychle rostoucí nádorová tkáň, kůže) s a/b=10 biologickou efektivní dávku BED₁₀ = 60.(1+2/10) = 72Gy₁₀ , zatímco v pozdně reagující tkáni (plíce, játra, ledviny) s a/b=3 je BED₃ = 60.(1+2/3) = 100Gy₃.
  Koncepce BED má význam především pro vzájemné porovnávání účinků různých frakcionačních režimů: celková dávka D₁, aplikovaná v n₁ frakcích d₁, dává stejný (ekvivalentní) biologický efekt jako dávka D₂ v n₂ frakcích velikosti d₂, pokud vede ke stejné hodnotě BED: D₁.[1+d₁/(a/b)] = D₂.[1+d₂/(a/b)]. Rovněž výše zmíněný terapeutický poměr TR radiační citlivosti nádorové tkáně a okolní zdravé tkáně lze kvantifikovat jako poměr BED pro nádorovou tkáň "TU" a normální zdravou tkáň "NT": TR_BED = BED_TU/BED_NT .
Frakcionace v praxi 
Stejná radiační dávka aplikovaná za kratší čas (při vyšším dávkovém příkonu) má větší biologickou účinnost - srov. též obr.5.2.3 v §5.2, část "LQ model". Z radiobiologického hlediska by tedy bylo nejúčinnější jednorázové ozáření daného ložiska potřebnou dávkou záření několika desítek Gy. Problémem by zde však byla vysoká akutní radiotoxicita pro okolní zdravé tkáně, které vždy dostávají určitou (byť menší) dávku záření spolu s cílovým ložiskem. Proto je nutno kurativní radiační dávku rozdělit do většího počtu menších částí - frakcí. Vhodnou frakcionací lze dosáhnout toho, že v časovém intervalu mezi frakcemi dochází k částečné reparaci a regeneraci zdravé tkáně, která je pak schopna tolerovat zatížení další dávkou. Tím se ale současně zvýší i tolerance nádorových buněk, takže je nutné zvýšit celkovou dávku do nádorového ložiska.
  Nejobvyklejší frakcionace, normofrakcionace, spočívá v aplikaci cca 2Gy 1´denně (5 dní v týdnu), po dobu 5-8týdnů (5w-8w), celková dávka cca 60-80Gy. Z radiobiologického hlediska optimální frakcionační schéma závisí na druhu nádoru, zda je pomalu nebo rychle rostoucí. U rychle rostoucích nádorů se používá tzv. hyperfrakcionace, kdy se aplikuje více menších dávek (cca 1,2Gy) v kratších časových intervalech, např. 2-3´ za den, pro omezení rychlé repopulace klonogenních nádorových buněk. Celý ozařovací proces se přitom často zkracuje a urychluje - tzv. akcelerovaná radioterapie. Používá se např. režim CHART (Continuous Hyperfractinated Accelerated RadioTherapy), hyperfrakcionované ozařování 3´denně, kontinuální i přes weekend. Opačný postup, tzv. hypofrakcionace, kdy se ozařuje jen 2´ či 1´ týdně, se používá v paliativní terapii, HDR brachyterapii a někdy též u radiorezistentních a pomalu rostoucích nádorů. Jednorázové ozáření vysokou dávkou záření se používá u tzv. stereotaktické radioterapie, popsané níže ("Stereotaktická radioterapie. Gama - nůž.").
  Vedle pravidelných dávek, které jsou součástí použitého frakcionačního režimu, se někdy navíc aplikují určité přídavné či dodatečné dávky, tzv. boost (angl. boost = přídavné zvýšení). Důvody aplikace boostu mohou být radiobiologické (zlepšení lokální kontroly nádoru s ohledem na individuální podmínky nádoru a okolních tkání) nebo technické (když ze zdravotních důvodů pacienta či pro poruchu ozařovače neproběhne celá ozařovací série podle časového plánu - dodatečnou dávkou je potřeba vhodně kompenzovat časové závislosti reakcí nádorové a zdravé tkáně). Pro stanovení dávek v boostu je vhodné použít radiobiologické modelování vycházející z LQ modelu; často se však vychází z empirických zkušeností. Speciální technikou je tzv. konkomitantní boost CB (Concomitant Boost; konkomitantní = souběžný), kdy při hyperfrakcionované radioterapii se aplikují sekvenčně 2 dávky denně: jedna na celkový cílový objem PTV, druhá pouze na vnitřní část GTV, obsahující makroskopický objem vlastního nádoru (viz níže "Plánování radioterapie"). Navyšuje se tak dávka v tom podobjemu PTV, v němž je vyšší riziko recidivy. S použitím techniky IMRT modulované intenzity svazku pomocí kolimátoru MLC (viz níže "Modulace ozařovacích svazků") lze poměrně přesně dosáhnout maxima dávky v tumoru (GTV), poněkud nižší dávky v oblasti CTV s potenciální možností mikrorozsevu a minimalizované dávky v okolních kritických tkáních. Obě dávky konkomitantního boostu je pak možno sloučit a simultánně je aplikovat v rámci jedné denní frakce. Tato zdokonalená technika, zvaná SIB (Simultaneous Integrated Boost), postupně nahrazuje sekvenční konkomitantní boost. 
Predikce radioterapeutického efektu - pravděpodobnost vyléčení nádoru TCP a poškození normální tkáně NTCP
Úspěšná radioterapie - vyléčení nádorového onemocnění - spočívá v likvidaci pokud možno všech klonogenních buněk v nádorovém ložisku, které by byly schopny znovu regenerovat nádor (recidiva), pokud by přežily. Pro kvantifikaci tohoto základního cíle radioterapie a pro predikci úspěšnosti léčby byla zavedena veličina TCP (Tumour Cure/Control Probability) - pravděpodobnost vyléčení nádoru. Radiobiologický účinek i chování buněčných populací má stochastický (pravděpodobnostní) charakter, řídí se Poissonovou statistikou. Pravděpodobnost, že po ozáření nedojde k opětovnému dělení klonogenních buněk a růstu nádoru, je dána exponenciálním vztahem TCP = e^-N, kde N je počet přežilých klonogenních buněk v ložisku po ozáření *). Dosadíme-li za N z LQ modelu, dostáváme pro závislost TCP na dávce D dvojitý exponenciální vztah:
              TCP(D) = e^{-No.e-(a.D + b.D2)} = e^{-No.e-a . BED} ,
kde N_o je původní počet klonogenních buněk v tumoru před ozářením (N_o se pohybuje řádově kolem 10¹⁰-10¹² buněk). Graf této funkce má esovitý tvar - pro nízké dávky do asi 20-30Gy je TCP blízké nule (téměř žádný terapeutický účinek), pak stoupá přibližně lineárně a pro dávky nad 80-100Gy se postupně dosahuje "stavu nasycení" TCP®1 (100% účinek) - červená křivka TCP na obr.3.6.0b; konkrétní hodnoty jsou ovšem různé pro jednotlivé druhy nádorové tkáně, závisejí na radiosenzitivitě (na hodnotách a,b).
*) Tento pozoruhodně jednoduchý vztah vyplývá ze složitějších zákonitostí matematické statistiky. Celkové přežívání buněk je stochastickou náhodnou veličinou binomického charakteru, řídící se Poissonovým statistikým rozdělením. Máme-li střední počet klonogenních buněk N, pak pravděpodobnost P(n) náhodného jevu, že přežije n buněk, je dána vztahem P(n) = (Nⁿ/n!).e^-N. Pro n=0 dostáváme P(0) = (N⁰/0!).e^-N = e^-N. Právě pokles počtu zbylých klonogenních buněk na n=0 lze považovat za záruku definitivní likvikace tumoru; jeho pravděpodobnost tedy je TCP = e^-N.
  Pro vyjádření nežádoucích biologických účinků na normální zdravou tkáň při radioterapii se dále zavádí analogická veličina NTCP (Normal Tissue Complication Probability) - pravděpodobnost komplikací z poškození normální tkáně NT, především kritických orgánů (viz níže). NTCP vychází ze stejných Poissonových stochastických zákonitostí radiačního usmrcení a přežití buněk jako TCP, aplikovaných však na okolní zdravou tkáň, ozářenou určitým zlomkem tumorózní dávky D. Při dosazení z LQ modelu je třeba, kromě příslušných parametrů N_o,a,b,l,T_2r pro danou tkáň NT, zahrnout i objemový faktor, s ohledem na sériový či paralelní typ tkáně:
            NTCP(D,V) = e^{-No.V-k.e-(a.D + b.D2)} = e^{-No.V-k.e-a . BEDNT} ,
kde V[%/100] je relativní podíl objemu ozářené normální tkáně, parametr k popisuje objemový efekt (k=0-1; paralelní orgány s velkým objemovým efektem mají vyšší hodnotu k než sériové orgány s malým objemovým efektem), BED_NT je biologická efektivní dávka pro normální tkáň NT. V parametru N_o (který zde již nemá bezprostřední význam počátečního počtu buněk, jak je tomu u TCP) je implicitně zahrnut požadavek na minimální počet přeživších buněk (resp. jejich procento; jedná se o kmenové klonogenní buňky) v NT, aby jejich deficit nevedl k překročení funkční rezervy příslušného kritického orgánu a zůstala zachována jeho potřebná funkce. Závislost NTCP(D) na dávce má podobný esovitý tvar jako TCP(D), je ale vodorovně posunuta k vyšším dávkám D (normální tkáň obdrží jen menší část tumorózní dávky D, resp. je ozářena jen určitá část objemu NT) - zelená křivka NTCP na obr.3.6.0b. Při radiobiologickém modelování v radioterapii je pak snaha maximalizovat TCP (®1) a minimalizovat NTCP (®0), i když je to často velmi obtížné....
Funkční modelování TCP a NTCP 
Místo primárních shora odvozených 2-exponenciálních funkcí se sigmoidální průběh křivek dávkové závislosti TCP(D) a NTCP(D) v praxi modeluje pomocí "sekundárních" tzv. probit-funkcí (z angl. probability) Gaussovského tvaru
               F(D,D₅₀,m,V) = (1/Ö2p)_-Ąň^{[(D/D50.V-k) - 1]/m}e^-x2/2dx ,
kde D₅₀ je hodnota dávky s 50% pravděpodobností studovaného efektu (likvidace nádoru či vzniku komplikace v normální tkáni) a m je parametr strmosti křivky TCP(D) nebo NTCP(D) v lineárním úseku (maximální hodnota derivace podle dávky D). D₅₀ a m hrají úlohu form-faktorů sigmoidálního tvaru křivek. V je relativní podíl objemu ozářené tkáně, k popisuje volumový efekt. Pro TCP je parametr k=0 (takže V⁰=1 - volum se neuplatňuje), v případě NTCP hodnota parametru k>0 modeluje normalizaci dávky D na objem, s ohledem na sériový či paralelní typ kritické tkáně (výše zmíněný objemový efekt, "šesté R"). V případě nerovnoměrného ozáření kritické tkáně NT (jak je tomu v praxi) se pro stanovení NTCP provádí vhodná korekce - místo dávky D se zavádí tzv. ekvivalentní uniformní dávka EUD, přepočítávající efekt ozáření jednotlivých sub-objemů V_i (celkového počtu N, tj. _i=1S^NV_i = V_tot = 1) parciálními dávkami d_i na rovnoměrné (uniformní) ozáření celého kritického orgánu: EUD = (_i=1S^NV_i.d_i^k)^1/k (vážený součet příspěvků parciálních volumů daného orgánu NT s objemovým faktorem k). Modelování radioterapeutického efektu pomocí TCP a NTCP poprve zavedli J.T.Lyman, G.J.Kutcher a C.Burman v 80.letech (LKB model).
Metodologická poznámka: Jednotná koncepce TCP a NTCP 
Z hlediska radioterapie jsou TCP a NTCP nezávislé veličiny, vztahující se k různým tkáním s odlišnými parametry radiosenzitivity a s protichůdnými požadavky radiobiologického efektu. V odborné literatuře se proto většinou zavádějí jako oddělené modely. Základní ideové aspekty však TCP i NTCP mají společné: stejný radiobiologický mechanismus přežití a usmrcení buněk (kvantifikovaný v LQ modelu) a pravděpodobnostní charakter s Poissonovým rozdělením. Zde jsme se pokusili nastínit sjednocenou teorii, odvozující TCP i NTCP ze stejných výchozích "prvotních principů", kterými zde jsou Poissonovské statistické rozdělení a LQ model dávkové závislosti buněčného přežití. Základní přístup je pak úplně stejný, jen u NTCP se zavede procento ozářeného objemu NT a objemový faktor dané tkáně NT. Model TCP a NTCP se tím sjednocuje do jedné koncepce. Otevřeným problémem v tomto přístupu ale zůstává vyjádření minimálního množství (procenta) klonogenních buněk v NT, které musí přežít pro zachování dlouhodobé funkčnosti kritických tkání a orgánů - s ohledem na funkční rezervu příslušných NT, jejich paralelní či sériový charakter s různou velikostí a organizací funkčních podjednotek.

Obr.3.6.0. Některé radiobiologické aspekty v radioterapii - grafické znázornění (modelové příklady). a) Základní LQ model závislosti biologického účinku na dávce. b) Grafické znázornění závislosti TCP, NTCP a UTCP na dávce D. c) Kvantifikace úspěšnosti radioterapie při konvenčním ozařování (nahoře) a konformní radioterapii IGRT (dole).

Pro posouzení celkové radioterapeutické optimalizace se veličiny TCP a NTCP někdy kombinují. Zavádí se tzv. pravděpodobnost nekomplikované léčby UTCP (Uncomplicated Tumour Cure Probability):
                     UTCP = TCP.(1-NTCP) ;
V případě ozáření několika kritických tkání NT₁,NT₂,...,NT_n, sousedících s cílovým objemem, vystupují pravděpodobnosti NTCP_i komplikací u i-tého kritického orgánu v součinu koeficientů (1-NTCP_i):
                   UTCP = TCP. _i=1Pⁿ(1-NTCP_i) .
Křivka závislosti UTCP(D) na radiační dávce má zvonový tvar (modrá křivka na obr.3.6.0 uprostřed) - je nulová při malých (nedostatečných) dávkách, roste k maximu při optimální dávce D_opt a pak klesá zase k nule pro příliš vysoké dávky, poškozující zdravé kritické tkáně. Dávka D_opt, odpovídající maximu UTPC, vyjadřuje optimální dávku z hlediska vztahu dosažené pravděpodobnosti TCP likvidace nádoru a přijatelné hladiny pravděpodobnosti NTCP poškození zdravé tkáně NT. Poloha a výška tohoto maxima UTCP výrazně závisí na preciznosti ozařovací metodiky: s použitím konformní radioterapie IGRT či stereotaktické radioterapie (popsané níže) se maximum UTCP posouvá k vyšším dávkám, díky snížení objemu ozáření kritických tkání ® zmenšení NTCP, lepší tolerance okolních tkání (obr.3.6.0c).
  Pro optimalizaci radioterapie se všechny uvedené odvozené dávkové funkce získávají přepočtem z dávkově-volumových histogramů DVH při 3D plánování radioterapie (viz níže "Plánování radioterapie"), za použití speciálních počítačových softwarů; plochy pod křivkami DVH představují relativní "parciální objemy" ozářených tkání NT. Rovněž výše zmíněný terapeutický poměr TR se někdy vyjadřuje pomocí poměru těchto hodnot: TR_TCP = TCP/NTCP. Hodnocení všech těchto parametrů není vždy jednoznačné, názory na "váhu" likvidace tumoru a vedlejších účinků na zdravou tkáň se někdy liší. Vzhledem k nebezpečnosti nádorových onemocnění je však třeba připomenout, že (s výjimkou fatálního poškození důležitých kritických orgánů) nejzávažnější komplikací je recidiva nádoru!
Časový faktor - vliv buněčné reparace a repopulace  
Do odvozených biofyzikálních dávkových veličin BED a TCP, používaných v radioterapii, lze v principu "zabudovat" i vliv časových faktorů - vliv buněčné reparace a repopulace v průběhu ozařování na výsledný biologický účinek. Nahrazením zjednodušené rovnice LQ modelu -ln(N/N_o) = a.D + b.D² obecnou rovnicí s Lea-Cathesidovým faktorem buněčné reparace a aditivním repopulačním členem dostaneme pro BED a TCP obecnější výrazy:
            BED = D.[1 + {2.[1-(1-e^-l.t/l.t)]/l.t}.d/(a/b)] - T.ln2/(a.T_2r) ,®   TCP = e^{-No.e-a . BED} .
Podobně pro NTCP. Příliš velký počet parametrů - a tím i stupňů volnosti - však komplikuje radiobiologické modelování a činí jej mnohdy nejednoznačným. V praxi zpravidla vystačíme s jednoduchými zákonitostmi, doplněnými empirickou zkušeností (srov. výše uvedenou pasáž "Frakcionace v praxi")...
  Buněčná reparace způsobuje, že aplikujeme-li dvě radiační frakce o dávce d, je radiobiologický efekt nižší než při jednom ozáření dávkou 2d. Např. [N/N_o](2´2Gy)<[N/N_o](4Gy).
  
  Při ozařování probíhá buněčná reparace ve zdravé tkáni i v nádoru, avšak s rozdílnou rychlostí. Pro nižší dávky je zpravidla usmrceno více nádorových buněk, než buněk normální (pozdně reagující) tkáně. Při vysokých jednorázových dávkách může dojít ke "křížení" křivek normální a nádorové tkáně, účinek na zdravou tkáň může být vyšší. Při frakcionované terapii se dosahuje vyššího účinku na nádorovou tkáň a nižšího na zdravou tkáň, přičemž tento žádoucí rozdíl se s počtem frakcí stále zvyšuje.
  U frakcionované radioterapie se dále může projevit buněčná repopulace nádorových buněk mezi jednotlivými frakcemi, neboť celková doba léčby je poměrně dlouhá. Pro frakcionovanou terapii nádorové tkáně s koeficienty a,b a zdvojovacím poločasem repopulace T_2r, s celkovou dávkou D rozdělenou na frakce d během celkové doby léčby T, vychází pro biologickou efektivní dávku BED z LQ modelu (bez reparace, ale s repopulací) vztah: BED = D.[1+d/(a/b)] - T.ln2/(a.T_2r). Časový faktor repopulace tedy snižuje biologický účinek ozařování, zvláště pro rychle rostoucí nádorové buňky (zde se snížení BED odhaduje na 0,5 Gy/den), což je potřeba kompenzovat navýšením celkové dávky.
  Model plynulé exponenciální repopulace s pevným zdvojovacím poločasem T_2r během celého ozařování je jen přibližný, ve skutečnosti dochází v ozařované tkáni k výše zmíněnému efektu redistribuce buněk (čtvrté "R") se složitou časovou dynamikou, zahrnující progresívní repopulaci. Jeho přesné zahrnutí je obtížné, aditivní člen by měl tvar integrálu, modelově např. (ln2/T_2r).₀ň^T(1-k.e^-v.t)dt, s časově proměnným rychlostním koeficientem v(t) změny rychlosti repopulace. Pro praxi však postačuje jednodušší přístup. Důležitý je čas T_acc od začátku terapie, kdy dojde k zahájení akcelerované repopulace kmenových klonogenních buněk (označuje se někdy jako zpožďovací čas akcelerované repopulace Tdelay). Snížení radiobiologického efektu po uplynutí této doby lze pak zjednodušeně zapsat pomocí vztahu E ş -ln(N/N_o) = D.(a+b.d) - K.(T-T_acc), kde empirický faktor K (podle předchozího teoretického přístupu K=ln2/(a.T_2r)) vyjadřuje míru snížení biologického účinku - zároveň má význam denní dávky [Gy], potřebné ke zničení nově vzniklých buněk za tento den, tj. dávky potřebné ke kompenzaci repopulace klonogenních buněk. Pomocí BED (şE/a) lze tento vztah zapsat ve tvaru BED = D.[a+d/(a/b)] - K.(T-T_acc)/a. U nádorů v oblasti hlavy a krku se čas T_acc pohybuje kolem asi 28 dnů, přičemž při prodlužování celkové doby terapie T dochází ke ztrátě biologické účinnosti záření o zhruba 0,8Gy za každý den. Uvedený vztah se někdy používá i pro kratší časy T<T_acc, kde se ekvivalentní dávka naopak relativně zvyšuje.
  Každopádně je třeba mít na paměti přibližnost tohoto přístupu. Parametr K patrně není konstantní v průběhu terapie, na začátku je malý a s časem se zvyšuje - progresívní repopulace. Čas T_acc nástupu akcelerované repopulace závisí na aplikované radiační dávce a jejím časovém rozvržení (frakcionaci). A obě tyto veličiny jsou samozřejmě různé pro různé druhy ozařované buněčné populace.
Strategický cíl radioterapie 
Ozařování se někdy vhodně kombinuje s chemoterapií (konkomitantní - průvodní, doplňující terapie), která může za určitých okolností zvyšovat účinek radioterapie (tzv. potenciace) - zvyšovat radiační citlivost ozařovaných tkání buď přímo, nebo inhibicí reparačních mechanismů DNA, či vhodným časovým ovlivněním buňečného cyklu do fáze citlivější k záření (např. G2). Popř. se před ozářením aplikuje neoadjuvantní chemoterapie pro redukci rozsahu nádoru, aby bylo možno nádorové ložisko selektivněji ozářit při dostatečném šetření okolních kritických tkání a orgánů.
  "Strategickým cílem" radioterapie je tedy selektivní likvidace nádorového ložiska při co nejmenším poškození okolních zdravých tkání. Ozáření okolních tkání se přitom nikdy nedá zcela vyhnout, je však třeba dodržet tzv. toleranční dávku v kritických tkáních a orgánech *). Do cílové oblasti je třeba zavést dostatečně vysokou dávku záření, pro nádorové buňky letální - tumorózní kanceroletální dávku (cca 50-150Gy) takovým způsobem, aby okolní zdravé tkáně nebyly enormně poškozeny. Úkolem radioterapie v klinické praxi je najít optimální kompromis mezi těmito dvěma protichůdnými požadavky. V této kapitole si z fyzikálního hlediska stručně popíšeme, jak je základního strategického cíle radioterapie dosahováno různými metodami ozařování.
*) Kritickým orgánem či tkání rozumíme takovou strukturu v organismu, jejíž radiační poškození by mělo vážné zdravotní následky, či v případě životně důležitých orgánů dokonce smrt. Při radioterapii proto nesmí být překročena určitá tzv. toleranční dávka v těchto kritických orgánech, aby nedošlo k jejich ireverzibilnímu poškození. O různé radiační citlivosti tkání a orgánů a jejich rozdělení na sériové a paralelní viz §5.2, pasáž "Lokální radiační účinky tkáňové a orgánové".
  Podle základního způsobu či cesty, jakou se záření "dopravuje" do požadovaného cílového místa (postižené tkáně či orgánu), se radioterapie metodicky dělí na tři oblasti:
n Teleterapie - ozařování "na dálku" svazky záření z vnějšího ozařovače (označuje se též jako EBRT - external beam radiotherapy).
(Název teleterapie zde však příliš nepoužívám pro jeho zavádějící podobnost se šarlatánskými metodami "teleterapie"="léčení na dálku")
n Brachyterapie - ozařování "na blízko" - aplikace uzavřených radionuklidových zářičů do cílové tkáně či do její těsné blízkosti.
n Radioisotopová terapie - aplikace otevřených radionuklidů ve vhodné chemické formě přímo do organismu (nejčastěji metabolickou cestou).
  O těchto třech základních radioterapeutických metodách bude níže pojednáno z fyzikálního hlediska.

Vnější ozařování zářením gama a X (teleradioterapie)
Nejčastější způsob radioterapie je ozařování kolimovaným svazkem pronikavého záření z vnějšího ozařovače. Rentgenové (X) záření vyšších energií (cca 100 keV) se používalo zvláště v minulosti *), nyní se využívá např. pro ozařování kožních lézí. Radioterapie vysokoenergetickými těžkými částicemi bude probrána níže v samostatném odtavci "Hadronová radioterapie". Zde se budeme zabývat především ozařováním vysokoenergetickým zářením gama.
*) Hlavním nedostatkem rentgenové terapie byla nemožnost dosažení dostatečné dávky záření v hlouběji uloženém nádorovém ložisku, aniž by byly enormě radiačně zatíženy zdravé mělce uložené tkáně, především kůže. Tento nedostatek byl do značné míry vyřešen použitím pronikavého záření o podstatně vyšších energiích několika MeV, kdy kůže a povrchové tkáně přestaly být limitujícím faktorem, protože maximum dávky se posunulo do hloubky. Nejprve to byly kobaltové a cesiové ozařovače (byly zavedeny v 50.letech), později tvrdé záření generované betatrony a posléze lineárními urychlovači.
Gama - ozařovač 
Radioterapie se v současné době provádí především pronikavým zářením gama, produkovaném buď radioisotopovými ozařovači ¹³⁷Cs (g 662 keV) a ⁶⁰Co (g 1173+1322 keV) (o radionuklidech viz §1.4 "Radionuklidy"), nebo vznikajícím jako brzdné záření *) při dopadu vysokoenergetických elektronů urychlených v betatronu či lineárním urychlovači (na energie E_e cca 4-40MeV) na vhodný brzdný terčík z těžkého kovu (obr.3.6.1b) - zde se energie záření pohybují v jednotkách až desítkách MeV (viz §1.5 "Elementární částice", část "Urychlovače nabitých částic"). Terčík je zhotoven většinou z wolframu, na destičce tloušťky cca 2-3cm je v místě dopadu elektronového svazku ztenčen na cca 3mm - pracuje v "transmisním" režimu, využívá se brzdné záření vycházející z terčíku ve směru původního elektronového paprsku. Robustní provedení destičky zajišťuje odvod tepla (většina kinetické energie elektronů se přeměňuje v teplo). V současné době byly betatrony již zcela vytlačeny vysokofrekvenčními lineárními urychlovači elektronů - LINAC, které jsou menší, flexibilnější a poskytují vysokou intenzitu záření - obr.3.6.1b,c. U větších urychlovačů pro energie kolem 20MeV je z geometrických důvodů LINAC umístěn kolmo na gantry a elektronový svazek je elektromagneticky vychylován do transverzálního směru ozařování (obr.3.6.1b). Vychylovací elektromagnet slouží zároveň jako energetický filtr elektronů, který do požadovaného směru vychyluje jen elektrony požadované energie (hybnosti - ostatní elektrony končí na stěnách trubice). Menší urychlovače do 6MeV mohou mít i kompaktní "přímočaré" provedení bez vychylování elektronového svazku (náznakově je vidět níže na obr.3.6.4a,c).
*) Terminologická poznámka: záření X nebo g ?
V §1.2 "Radioaktivita", část "Radioaktivita gama", jsme uvedli terminologickou dohodu, že fotonové záření emitované z atomových jader se nazývá záření g (i v případě, když má nízkou energii několika keV), zatímco záření vznikající přeskoky elektronů v atomovém obalu a brzdné záření elektronů se nazývá záření X (rentgenové - i tehdy, když má vyšší energii desítky a stovky keV). U brzdného záření vznikajícího v urychlovačích při energiích několika MeV by však taková terminologie (jakési "megavoltové X-záření") byla zavádějící, i když se někdy používá. Toto záření leží hluboko v g-oblasti klasifikace elektromagnetického spektra, má dokonce podstatně vyšší energii než obvyklé záření g z radionuklidů. Proto budeme toto vysokoenergetické brzdné záření nazývat záření gama.

Spojité spektrum brzdného záření gama vznikajícího dopadem elektronů energie E_e 6MeV a 18MeV z lineárního urychlovače na terčík

Brzdné fotonové záření, vznikající dopadem elektronů o energii E_e na terčík, má spojité energetické spektrum s převahou nižších energií (do 1/3 E_e), které od svého plochého vrcholu (kolem 1/8 E_e) plynule klesá a posléze končí u maximální energie těsně pod hodnotou energie elektronů E_e. Je třeba si uvědomit, že střední energie tohoto záření je podstatně nižší než původní energie svazku elektronů z urychlovače. Např. při použití elektronů urychlených na energii E_e=6MeV je ve spektru brzdného záření maximum kolem 500keV, střední energie cca 1,5MeV, zatímco podíl fotonů s maximální energií blížící se 6MeV je již velmi malý (jednotky %); obvyklé tvrzení že "ozařujeme energií 6MeV" je tedy poněkud zavádějící.
  Účinný průřez pro produkci brzdného záření je obecně dán značně komplikovaným Bethe-Heitlerovým vzorcem (odvozeným v rámci kvantové teorie záření, s korekcí Sauterovým a Elwertovým faktorem Coulombovského stínění elektronového obalu). Pro ne příliš široké rozmezí energií dopadajících elektromů E_e a protonových čísel Z terčíkového materiálu (středně těžké až těžké materiály) lze celkovou účinnost produkce brzdného záření h aproximovat zjednodušeným vzorcem:
                           h = E_e[kev] . Z . 10^-6 [fotonů/elektron] .
Jen poměrně malá část (pouze cca 1%) původní kinetické energie dopadající částice se při zabrzdění v látce mění na brzdné záření. Většina energie se mnohonásobným Coulombovským rozptylem nakonec přenáší na kinetickou energii atomů látky - mění se na teplo.
  Je logické, že účinnost produkce brzdného záření je vyšší pro vysoké Z - v okolí takových jader působí velké elektrické Coulombovské síly, způsobující prudké změny vektoru rychlosti dopadajících elektronů, které se dostanou blízko k jádru. Účinnost vzniku brzdného záření [počet fotonů/elektron] roste i s energií E_e dopadajících elektronů. Celková energetická účinnost - poměr sumární energie emitovaných fotonů ku energii dopadajících elektronů - je však pro vyšší energie nižší (vzhledem k vyššímu procentuálnímu zastoupení nízkoenergetických fotonů). A tepelné ztráty v terčíku jsou vyšší.
Kontaminace fotonového svazku elektrony a neutrony 
Vzniklý svazek vysokoenergetického brzdného g-záření je vždy poněkud kontaminován elektrony, uvolňujícími se při interakcích fotonů s materiálem terčíku, homogenizačního filtru, clon a kolimátorů. Dochází ke Comptonovu rozptylu, fotoefektu, tvorbě elektron-pozitronových párů. Při všech těchto procesech jsou z materiálu emitovány rychlé elektrony. Při vyšších energiích, nad cca 10MeV, dochází i k fotojaderným reakcím a uvolňování neutronů.
Homogenita ozařovacího svazku 
Svazek brzdného g-záření, rozbíhající se kuželovitě z interakčního místa v terčíku, má v centrálním směru podstatně vyšší intenzitu než v částech okrajových (vyzařovací diagram brzdného záření má tvar "laloku" ve směru dopadu vysokoenergetických elektronů - §1.6, část "Interakce nabitých částic - přímo ionizující záření"). Pro dosažení homogenní distribuce záření v celé potřebné šířce svazku se do cesty záření vkládá homogenizační filtr *) - kovový absorbátor diskovitého uprostřed silně ztluštěného tvaru, který vyšší absorbcí v centrální části vyrovnává intenzitu záření napříč průřezem svazku (detail z ozařovací hlavice na obr.3.6.1b'). Svazek brzdného záření je dále kolimován soustavou pevných tvarovacích clon (primární clona hned za terčíkem a sekundární clona za homogenizačním filtrem).
*) Homogenizační filtr se nepoužívá u kybernetického gama-nože, kde se ozařuje úzkou centrální částí svazku brzdného záření (obr.3.6.4c).
Kolimace a monitorování ozařovacího svazku 
Součástí ozařovací hlavice je i radiační monitorovací systém, který pomocí ionizačních komůrek indikuje dávkové příkony v ozařovacím poli. Nakonec je svazek kolimován ("modulován") do požadovaného výsledného tvaru systémem pohyblivých clon - nejdokonalejším kolimačním systémem je tzv. MLC kolimátor (viz níže, obr.3.6.3). Pro vizuální zaměření a nastavení ozařovaného pole je v hlavici instalován světelný lokalizační systém - světlo z žárovečky je optickou projekcí vedeno přes kolimační systém ozařovače tak, aby bylo dosaženo shody viditelného světelného pole a pole radiačního.
Hloubkový efekt tvrdého fotonového záření 
  U fotonového záření je radiační dávka způsobena sekundárními elektrony, vznikajícími fotoefektem, Comptonovým rozptylem a při vyšších energiích i tvorbou elektron-pozitronových párů (viz §1.6 "Ionizující záření", část "Interakce záření gama a X"). Při použití vysokoenergetického záření g mají sekundární elektrony převážně směr primárního svazku a též vysokou energii; způsobují další a další ionizaci. Jak tedy vysokoenergetické záření prochází tkání, přibývá počet sekundárních elektronů a narůstá ionizace. Pro tvrdé fotonové záření proto maximální radiační dávka není již na povrchu (jak je tomu u měkkého záření), ale posunuje se poněkud do hloubky (tzv. build-up efekt - náběh dávky s hloubkou), v závislosti na energii záření. Hloubky maximální dávky v tkáni pro různé energie fotonového záření jsou přibližně: 1MeV...4mm; 5MeV...1cm; 10MeV...2,5cm; 25MeV...5cm. Tohoto efektu samotného sice nelze použít pro selektivní hloubkové ozařování z jednoho směru, ale má významný vliv na šetření kůže a povrchových tkání (skin-sparing efekt) při izocentrické radioterapii.
  Ve větších hloubkách pak již nastává rovnovážný stav ionizace a dávka D (dávkový příkon) klesá s hloubkou d podle standardní exponenciální závislosti D~e^-m.d s lineárním absorbčním koeficientem m(r,E_g) daným hustotou tkáně r a energií záření E_g - čím vyšší energie, tím pomalejší pokles (je odvozeno v §1.6 "Ionizující záření", část "Absorbce záření v látkách", obr.1.6.5).
  Vysokoenergetické tvrdé záření g *) má tedy výhodu menší absorbce (a to i v kostech) a tím lepší "geometrickou" možnost dostat požadovanou dávku záření selektivně do hlouběji uloženého cílového místa, při relativně nižší absorbci a radiační zátěži ostatních tkání, především kůže. Pro formování tvaru svazku záření (a tím i isodosních křivek) se často používají různé absorbční filtry, clony, klíny (obr.3.6.1b') či speciální kolimátory (viz níže), pro ovlivnění energetického spektra záření se používají vhodné filtry.
*) Shora je však optimální energie fotonového záření omezena cca 20MeV, neboť při vyšších energiích dochází k častým fotojaderným reakcím (viz §1.6, část "Interakce záření gama a X"), vlivem nichž je svazek kontaminován neutrony. Tyto neutrony se v tkáni rozptylují a způsobují radiační zátěž i mimo směr původního svazku.
Ozařování elektrony 
  Pro ozařování povrchových a mělce uložených lézí se používá i primární elektronový svazek z urychlovače (energie jednotky MeV). V uspořádání podle obr.3.6.1b elektrony z urychlovače nedopadají na terčík, který je odsunutý (odsunutý je i homogenizační filtr), ale jsou vedeny přes kolimující tubus přímo do těla pacienta. Úzký elektronový svazek (průměru cca 3mm) je, místo na terčík, veden na rozptylující fólii k rozptýlení elektronů na celé ozařovací pole. U některých systémů je elektronový svazek rozmítán na požadovanou šířku pomocí elektromagnetických vychylovacích cívek (podobně jako elektronový paprsek v klasické obrazovce). Ozařování elektrony je vhodné u ložisek na povrchu nebo v nevelké hloubce pod povrchem (do cca 5cm), které můžeme ozářit jen z jednoho přímého směru (pole) a kde v hloubce pod ozařovaným ložiskem se nacházejí tkáně či orgány, které nesmějí být ozářeny vyšší dávkou záření. Ve srovnání se zářením gama je u elektronového svazku prudký pokles dávky směrem do hloubky tkáně (dosah elektronů v tkáni v centimetrech je přibližně dán 1/2 použité energie v MeV). Pro vysoké energie elektronů se projevuje analogický mechanismus "hloubkového efektu" (srov. níže obr.3.6.5a), který byl výše zmíněn pro tvrdé fotonové záření.
Ozařovací pole 
  Z geometrického hlediska může být záření pro terapii rozděleno do jedné či několika oblastí o určitých tvarech a intenzitách a z různých směrů - tzv. ozařovacích polí. U povrchových lézí stačí zpravidla jedno ozařovací pole měkčího záření (či elektronů), u lézí uložených v hloubce se používá většího počtu vhodně tvarovaných ozařovacích polí (sbíhavá či protilehlá pole, "křížový oheň" čtyř polí a řada dalších kombinací *). Nejdokonalejší hloubková ozařovací technika je izocentrické ozařování vysokoenergetickým zářením s vhodným tvarováním a modulací ozařovacího svazku (IGRT, IMRT), popř. stereotaktické ozařování úzkými ostře kolimovanými svazky záření, nejsložitější je pak hadronová radioterapie; tyto metody jsou postupně popisovány níže.
*) Popdrobnější popis ozařovacích technik tohoto druhu leží mimo rámec našeho fyzikálního pojednání. Z fyzikálního hlediska nejsou příliš zajímavé a navíc jsou postupně stále více vytlačovány pokročilejšími technikami IMRT a IGRT - viz níže.

Izocentrická radioterapie
  Hlavního strategického cíle radioterapie - účinného selektivního ozáření nádorového ložiska při co nejmenším poškození okolních tkání - je zde dosahováno tím, že nádorové ložislo se ozařuje kolimovaným svazkem z více směrů *) tak, aby průsečík svazků, tj. ohnisko čili izocentrum, kde se dávky sčítají, bylo lokalizováno do místa tumoru - obr.3.6.1a. Okolní zdravé tkáně pak dostávají přiměřeně nižší dávku, rozdělenou na větší oblast. Zjednodušeně lze říci, že zdravá tkáň (její jednotlivá místa) je ozářena jen jednou, zatímco nádor pokaždé.
*) Ozařovač je pro tento účel upevněn na speciálním stojanu, tzv. gantry, umožňujícím pomocí elektromotorků řízenou rotaci zdroje záření kolem pacienta.

Obr.3.6.1. Pohybová izocentrická radioterapie kolimovaným svazkem záření gama.
a) Základní ideové schéma ozařování rotujícím ozařovačem. b) Uspořádání ozařovače s lineárním urychlovačem. c) Příklad moderního ozařovače IGRT.

Kolimovaná pole a svazky záření pro radioterapii
  Z obecně fyzikálního hlediska byly vlastnosti ionizujícího záření popsány v §1.6 "Ionizující záření" (pole a svazky záření pak byly zmíněny v části "Pole a svazek záření, intenzita záření"). Primární záření z urychlovače (elektronové záření, popř. protonové záření pro hadronovou terapii) vylétá zpravidla přesně definovaným směrem, v úzkém svazku (který se pak příp. dále upravuje, filtruje a tvaruje). Záření g (a popř. X), vznikající v radionuklidech (cesiu či kobaltu), nebo buzené jako sekundární brzdné záření po dopadu primárního elektronového svazku z urychlovače na terčík (obr.3.6.1b), je však emitováno prakticky do všech směrů (vysokoenergetické brzdné záření má v centrálním směru pouze vyšší intenzitu, což se koriguje homogenizačním filtrem). Pro vznik ozařovacího svazku pro cílenou (tele)radioterapii je třeba naprostou většinu tohoto difuzního záření odstínit a propustit jen záření v požadovaném směru - provést kolimaci záření. Nejjednodušší kolimace je zhruba znázorněna již na obr.3.6.1a - kolimátor tvaru tubusu. Pro přesné tvarování ozařovacího svazku se používají složitější kolimační systémy, z nichž nejdokonalejší jsou elektronicky tvarovatelné MLC kolimátory popsané níže ("Modulace ozařovacích svazků").
  Ve střední části (homogenizovaného) svazku záření vymezeném kolimátorem je přibližně homogenní distribuce intenzity. U okrajů neklesá intenzita náhle k nule, jak by vyplývalo z idealizované geometrické konfigurace, ale snižuje se plynule. Absolutně ostré kolimace totiž v praxi nelze dosáhnout, nejen z geometrických důvodů (nenulová velikost primárního zdroje). U pronikavého vysokoenergetického záření g dochází v okrajových hranách kolimátoru k částečnému prozařování, což v okrajových částech kolimovaného svazku vytváří jakýsi "polostín". Vedle tohoto geometrického polostínu se uplatňuje i rozptyl svazku záření v tkáni (tento rozptyl je výrazný zejména u elektronového svazku). Tyto dva efekty - geometrický a rozptylový - vytvářejí v dávkové distribuci v tkáni výsledný dávkový polostín v okrajových částech svazku záření, s nímž je třeba počítat při plánování radioterapie, může výrazně ovlivňovat isodosní křivky.
 Technická poznámka: Ozařovací svazky jsou na obrázcích 3.6.1 a 3.6.2d pro jednoduchost znázorněny čarami (šipkami) konstantní šířky. Ve skutečnosti však ozařovací svazky mají rozbíhavou geometrii - se vzdáleností od zdroje záření se rozšiřují.

Plánování radioterapie
  Kombinace fyzikálních a biologických faktorů ve většině případů umožňují dostatečně účinné a selektivní ozáření patologického ložiska. V klinické radioterapii vlastnímu ozařování pacienta vždy předchází velmi důležitý a náročný proces plánování radioterapie, jehož výsledkem je tzv. ozařovací plán, obsahující všechny konkrétní detaily ozařovacího procesu pro daného pacienta. Správně vytvořený ozařovací plán je základním předpokladem úspěšné radioterapie.
  Hlavním podkladem pro tvorbu ozařovacího plánu jsou podrobné rentgenové snímky ozařované oblasti - v současné době se jedná o snímky tomografické (CT). Tyto snímky slouží jednak pro přesnou lokalizaci nádorového ložiska spolu se stanovením jeho velikosti a tvaru, jednak jako podrobná anatomicko-denzitní mapa rozložení hustot tkání a umístění orgánů.
Simulátor radioterapie 
Při exaktním plánování radioterapie se používá tzv. simulátor - přístroj, který napodobuje celý proces ozařování a umožňuje jeho optimalizaci. Simulátor je diagnostický rentgenový přístroj se zesilovačem obrazu, jehož rentgenka je upevněna na otočném izocentrickém rameni a je vybavena systémem nastavitelných clon, umožňujících napodobení svazku záření takového, jaký se pak bude používat na vlastním terapeutickém ozařovači. Simulátor umožňuje lokalizaci cílového objemu a topometrii nádorových ložisek, zaměřování svazku paprsků a modelování geometrie polí a ozařovacích parametrů, zakreslení orientačních a referenčních bodů na těle pacienta. Pro pokročilé ozařovací technologie (IMRT, IGRT) se nyní často používá tzv. virtuální simulátor - rtg zobrazovací přístroj CT vybavený speciálním softwarem pro dávkové plánování. Plánovací software nejdříve zkonvertuje Hounsfieldovy jednotky obrazu CT na elektronovou denzitu jednotlivých tkání. Dále se na obrazech vyznačí cílové objemy a kritické orgány. Pak se obrazy překryjí charakteristikou svazků záření (energie, distribuce dávky - isodosní křivky). Vyznačené struktury se pak zobrazují v transformovaném režimu BEV (Beam’s Eye View) - z pohledu svazku záření. Při konvenčním plánování se pak na těchto překrytých obrazech hledají nejvýhodnější ozařovací podmínky pro dopravení požadované dávky do cílového objemu. Nastavuje se počet ozařovacích polí a jejich tvar, dávkový příkon, úhly a další parametry pro optimalizaci ozařovacího plánu. Tzv. inverzní plánování bude zmíněno níže v souvislosti s technikou IMRT a IGRT.
  Obrazy z CT vyšetření jsou tak přímo zahrnuty do plánování terapie - 3D-plánování, na něž navazuje tzv. 3D konformní radioterapie (3D CRT), nebo ještě dokonalejší terapie s modulovanými svazky IMRT-IGRT. Přenos dat z CT, přes plánovací počítač do počítače řídícího ozařovač, poskytuje možnost tvarování ozařovacích polí na základě přesné prostorové znalosti vnitřní anatomie v okolí cílové tkáně daného pacienta; svazky záření jsou tak přizpůsobeny cílovému objemu a ochraně okolních kritických tkání.
  Z těchto údajů a z požadované dávky záření v cílové tkáni (tato dávka závisí na druhu nádoru - na jeho radiosenzitivitě), jakož i maximální toleranční dávky v okolních kritických orgánech, se vypočítá intenzita, energie a geometrické parametry svazku záření, včetně přesného nastavení ozařovacích pozicí a úhlů. Dále se stanoví frakcionování dávky. Celý proces plánování a následné radioterapie je nyní již do značné míry automatizován za použití počítačového softwaru, který pracuje v několika základních etapách (obr.3.6.2):

Obr.3.6.2. Některé základní etapy počítačového plánování radioterapie.
a) Diagnostický rtg (CT) obraz ozařované oblasti. b) Vykreslení zájmových oblastí cílového objemu a kritických tkání, zvolení ozařovacího postupu, počtu a tvarů svazků a intenzit záření (polí). c) Optimalizace ozařovacího plánu pomocí dávkově-objemových histogramů DVH. d) Řízení funkce a pohybů ozařovače výsledným ozařovacím předpisem.

l Analýza diagnostických dat, volba strategie léčby - kurativní či paliativní terapie, kombinace s chirurgií a chemoterapií, lokalizace cílového objemu nádorového ložiska.
l Zpracování výchozích rtg obrazů z CT (obr.3.6.2a). Hustota tkání (vyjádřená na CT v Hounstfieldových jednotkách) se převádí na elektronovou denzitu. To zohledňuje nehomogenitu tkání (různou elektronovou denzitu měkkých tkání, vody, vzduchu, kostí) při průchodu a intrerakci ozařovacího svazku. Elektronové hustotě látky je přímo úměrný lineární přenos energie LET (velikost ztráty energie na jednotku dráhy) a tím i lokální ionizace v tkáni a absorbce záření - distribuce radiační dávky. Pro zpřesnění ozařovacího plánu je vhodné zohlednit i gamagrafické obrazy PET (např. metodou počítačové fúze obrazů CT+PET), které mapují viabilitu nádorové tkáně - bylo rozebíráno výše v části "Diagnostika nádorových onemocnění".
l Zakreslení oblastí zájmu ROI (region of interest) do obrazu - především cílového objemu, dále pak rizikových kritických tkání a orgánů (obr.3.6.2b). Tyto oblasti zájmu se kreslí v jednotlivých transverzálních řezech, program si je spojí (s použitím interpolace) do trojrozměrného objemu. Při kreslení ROI lze využívat i kolmé řezy frontální a sagitální.
Cílový objem nádorového ložiska - GTV, CTV, PTV
  Pro úspěšnou kurativní radioterapii je zapotřebí aplikovat letální dávku záření nejen do vlastního objemu makroskopicky zjištěného nádorového ložiska (tzv. GTV - Gross Tumor Volume), ale i do těch sousedních oblastí, v nichž by již mohl být mikroskopický rozsev nádorových buněk. Ozařovaný cílový objem proto zvětšujeme o tzv. bezpečnostní lem (vzniká tzv. klinický cílový objem CTV - Clinical Target Volume). V důsledu fyziologických změn polohy cílového objemu (např. vlivem dýchání, peristaltiky, plnění dutin) a očekávané reprodukovatelnosti polohy pacienta při frakcionovaném ozařování bývá někdy potřeba dále rozšířit klinický cílový objem o tzv. polohový lem. Vzniká tím výsledný plánovaný cílový objem PTV (Planning Target Volume), který se zakresluje do ozařovacího plánu.
l Zadání požadované dávky záření v cílové tkáni a maximální přípustné dávky v kritických tkáních.
l Zvolení základního způsobu ozařování - počet a geometrická konfigurace ozařovacích polí, energie a intenzita svazku, její modulace.
l Výpočet distribuce lokální dávky v takto zmapované tkáni - konstruují tzv. isodosní křivky (náznakově jsou vidět na obr.3.6.2d). Svazek záření v praxi není nikdy homogenní, stejně jako absorbce záření v tkni, takže prostorová distribuce intenzity záření a radiační dávky má většinou složitý průběh (nejvyšší dávka bývá v centrální části svazku, směrem k okrajům klesá). Prostorové rozložení radiační dávky se často mapuje pomocí tzv. isodosních křivek - myšlených čar, představujících spojnice bodů se stejnou dávkou. Většinou se zakreslují isodosní křivky pro určitá procenta z místa s maximální dávkou, např. isodosy 80%, 50%, 20% a pod. (připomíná to vrstevnice na mapě).
l Optimalizace ozařovacího plánu. Pro tento účel se často konstruují objemové histogramy dávky, tzv. DVH - Dose Volume Histogram (obr.3.2.6c). Tyto histogramy poskytují znázornění 3-D dávkové distribuce pomocí přehledného 2-D zobrazení křivkami. Každá vyznačená zájmová oblast má svou křivku DVH. Na vodorovné ose je dávka (v Gy nebo v % max. dávky), na svislé ose je objem (v % objemu vyznačené struktury). DVH znázorňují dávkovou expozici cílového objemu a vyznačených kritických orgánů.
Dávkově-volumové histogramy DVH
  Dávkově-volumové histogramy udávají, jaká část objemu cílové nebo kritické tkáně obdrží určitou dávku. Z hlediska základní strategie radioterapie je žádoucí, aby co největší objem cílové (nádorové) tkáně obdržel co nejvyšší procento požadované dávky (ideálně 100%). A zároveň co nejmenší objem kritické zdravé tkáně obdržel co nejnižší část dávky. Tato dávková expozice cílového objemu a vyznačených kritických orgánů je přehledně znázorněna na dávkově-objemovém histogramu DVH. Optimalizace radioterapie zde spočívá v optimalizaci ploch pod křivkami DVH - co největší plocha pod křivkou cílového objemu PTV a co nejmenší plocha pod histogramy kritických orgánů NT (podíly ploch NT/PTV pod křivkami DVH představují relativní "parciální objemy" ozářených tkání NT).
  Při podrobnější analýze můžeme optimalizaci radioterapie ještě zdokonalit převedením hodnot dávky a dávkové distribuce ze standardního DVH na veličiny BED, nebo na TCP + NTCP a z nich odvozené UTCP (tyto veličiny byly definovány a diskutovány výše v části "Fyzikální a radiobiologické faktory v radioterapii", pasáž "Predikce radioterapeutického efektu - TCP, NTCP").
l Přenesení dat do souřadnicového systému ozařovače.
l Vytvoření ozařovacího předpisu, podle nějž se pak při vlastním ozařování řídí funkce a pohyby ozařovače (symbolicky na obr.3.6.2d) - především úhlové pozice ozařovače, časy expozice, geometrie svazku záření pomocí modulace kolimátorem MLC.
  Současné plánovací výpočetní systémy jsou schopné realizovat i tzv. inverzní plánování (viz níže), při kterém plánovací systém vypočítá parametry a pohyby ozařovače tak, aby bylo dosaženo požadované dávkové distribuce v cílovém objemu (ložisku) a nebyly překročeny toleranční dávky v okolních tkáních.
  Pro zajištění potřebné přesnosti radioterapie je dále zapotřebí tzv. verifikační systém. Pro dozimetrickou verifikaci se používají nejčastěji ionizační komůrky nebo diodové detektory v lineárním nebo dvojrozměrném maticovém uspořádání. Umisťují se do ozařovacího svazku buď přímo ("do vzduchu") pro mapování intezity svazku, nebo se vkládají do vhodných vodních či plastových fantomů, modelujících typické anatomické struktury pro ozařování. Monitorování dávky se provádí též "in vivo", přímo při ozařování pacienta. Ojediněle se používají i systémy 3-D gelové dozimetrie, umožňující stanovit prostorovou distribuci dávky v ozařovaném objemu (gel je naplněn ve fantomu modelujícím ozařovanou strukturu). Tato metoda je poměrně náročná jak ve stádiu vytvoření fantomu, tak i z hlediska vyhodnocení (podrobnější popis je v §2.1, pasáž "3-D gelové dozimetry").
  U moderních ozařovacích systémů je ozařovací a verifikační technologie integrována do jednoho ozařovacího přístroje. Vysoké nároky jsou kladeny na přesnost a reprodukovatelnost geometrické polohy pacienta vůči svazku záření - aby ozařovaný cílový objem byl přesně nastaven v souřadnicovém systému ozařovače. Používají se pro to různé značky (markery) zakreslené či umístěné na povrchu těla a laserové zaměřovače. Naproti ozařovači jsou v gantry zabudovány detektory (zobrazovací panely) umožňující při prozařování vytvořit tzv. portálové snímky; ještě dokonalejší je systém IGRT, viz níže následující kapitolu. U klasické stereotaktické radioterapie se pro přesné zaměření cílového ložiska používá stereotaktický rám, u kybernetických ozařovačů speciální stereoskopické rtg zobrazovací a zaměřovací systémy - viz níže část "Stereotaktická radioterapie. Gama - nůž.".
  Pro správnou souhru celého tohoto složitého "technologického řetězce" je zapotřebí spolupráce zkušeného radiologického fyzika.

Modulace ozařovacích svazků
Radioterapie s modulovanou intenzitou svazku - IMRT
  K dosažení lepší homogenity ozáření nádoru se do svazků záření vkládají vhodně tvarované filtry (klínové, vykrývací bloky) a clony či kolimárory vymezující velikost pole. Rozdělením těchto clon na samostatně pohyblivé segmenty byl zkonstruován velmi flexibilní mnoholamelový kolimátor MLC (Multi Leaf Collimator), nasazený na výstup svazku z urychlovače - obr.3.6.3. Kolimátory MLC mají větší počet lamel (cca 60-120) tloušťky 5-10mm, které se pomocí elektromotorků mohou nezávisle posunovat. Tím je možno pro svazek záření vytvořit otvor libovolného tvaru, popř. několik otvorů, rozdělujících svazek do několika částí. Okraje lamel bývají vhodně tvarovány, aby kopírovaly rozbíhavý ozařovací svazek pro omezení "polostínu". Celý kolimátor se dále může otáčet. Elektromotorky pohánějící lamely jsou počítačově řízeny - MLC kolimátor je elektronicky tvarovatelný.
  Ozáření se provádí z několika směrů, přičemž se během ozáření pomocí elektromotorků mění pozice jednotlivých lamel kolimátoru - dochází k modulaci intenzity svazku a tím i dávky v jednotlivých částech ozařovaného objemu. Kombinací více takto modulovaných polí z různých směrů se dosahuje optimálnějšího rozložení dávky, selektivního ozáření cílové tkáně při lepším šetření okolních tkání a kritických orgánů (které se vycloní vhodným tvarováním MLC). Metoda se označuje zkratkou IMRT (Intensity Modulated Radio Therapy) - radioterapie s řízenou (modulovanou) intenzitou svazku. Zajišťuje to konstrukce speciálních kolimátorů MLC, které upravují - tvarují, modulují - svazek záření při výstupu z ozařovače (lineárního urychlovače).

Obr.3.6.3. Mnoholamelový kolimátor MLC pomocí motoricky posunovaných stínících lamel umožňuje flexibilně tvarovat (modulovat) svazek záření z urychlovače. a) Standardní provedení MLC pro radioterapii s modulovaným svazkem IMRT. b) Mikro-MLC (mMLC) - miniaturizovaný MLC jako nástavec ke standardní ozařovací hlavici s MLC, pro terapii úzkými ostře kolimovanými svazky. c) Binární (bipolární) MLC pro tomoterapii.

Z hlediska časového řízení může modulace ozařovacího svazku probíhat ve dvou režimech:
l Přerušovaný režim (step-and-shoot), kdy lamely kolimátoru jsou v pohybu jen v přestávkách mezi ozařováním. Kolimátor LMC vytvaruje požadovaný otvor, přes nějž se provede ozáření. Pak se lamely přesunou do další pozice, kolimátor se pootočí nebo se změní úhel na gantry a proběhne další dávka ozáření.
l Kontinuální režim (dynamický) - lamely kolimátoru se plynule pohybují během ozařování. Pohyb lamel kolimátoru v synchronizaci s otáčením kolimátoru a celého ozařovače na gantry je elektronicky řízen pomocí příslušného softwaru. Podle ozařovacího plánu tak při otáčení ozařovače na gantry (postupně o 360°) se mění dávkový příkon a je ozařováno modulovaným svazkem. Tento způsob se někdy označuje jako Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT) - intenzitně modulovaná úhlová radioterapie.
  Další zdokonalení tohoto systému se označuje jako AMCBT (Arc-Modulated Cone Beam Therapy) - úhlově modulovaná terapie kuželovými svazky, nebo VMAT (Volumetric Modulated Arc Therapy) - objemově modulovaná oblouková terapie. Obsahuje ozařovací svazek řízeně modulovaný MLC-kolimátorem a řízenou rotaci ozařovače kolem pacienta. U některých systémů je průběžně modulována i primární intenzita svazku pomocí regulace toku elektronů v lineárním ozařovači. Je možný rovněž řízený posun lehátka s pacientem a natáčení gantry ozařovače. Díky dalšímu, úhlově-intenzitnímu stupni volnosti (je k dispozici větší počet jemně nastavitelných úhlů ozařovacího paprsku s individuálně nastaveným tvarem a intenzitou svazku) se dosahuje dalšího zlepšení selektivity radiační dávky dopravené do cílové tkáně a též zkrácení ozařovacího času.
Vedle standardního kolimátoru MLC se používají jeho dvě modifikace: 
Mikro-MLC (mMLC) - miniaturizovaný mnoholamelový kolimátor pro ozařování úzkými ostře kolimovanými svazky při tzv. stereotaktické radioterapii (viz níže). Používá se většinou jako nástavec upevněný na standardní ozařovací hlavici s MLC pro radioterapii s modulovaným svazkem IMRT (obr.3.6.3b).
Binární MLC (Binary MLC) tvaru štěrbiny s větším počtem (64) lineárně řazených lamel, které se otvírají a zavírají, čímž modulují svazek v rovině transverzálního řezu (obr.3.6.3c). Používá se při tzv. tomoterapii (viz níže, obr.3.6.4a). Lamely u binárních MLC se pohánějí elektromagneticky nebo pneumaticky, čímž se dosahuje velmi ryché odezvy otvírání a zavírání lamel (desetiny sekundy).

Radioterapie řízená obrazem - IGRT
  Ještě pokročilejší ozařovací technologií je IGRT (Image-Guided Radiation Therapy) - radioterapie řízená obrazem, která kombinuje ozařovací techniku IMRT se zobrazovací technikou (obr.3.6.1b,c). Ozařovač je vybaven přídavným RTG zobrazovacím systémem, tzv. OBI (On-Board Imager System), který se využívá pro přesnou kontrolu polohy pacienta a cílové tkáně před ozařováním (před každou ozařovací frakcí). Před ozářením se na ozařovači provede CT zobrazení s široce kolimovaným kónickým svazkem X-záření, to se srovná s výchozím CT snímkem ze simulátoru a v případě potřeby se provede příslušná korekce polohy, při větších rozdílech i změna v ozařovacím plánu. Umožňuje to eliminaci chyb v polohování pacienta mezi jednotlivými ozařovacími frakcemi, příp. i změn polohy a velikosti cílové tkáně a okolních anatomických poměrů v průběhu radioterapie. Rtg zobrazení poskytuje aktuální obrazy orgánu před ozařovací procedurou a na jejich základě se řízenou IMRT optimalizuje přesnost radoioterapie.
  IGRT může být vybavena i systémem korekce na dýchací pohyb, tzv. Respiratory Motion Technology či Real-Time Position Management (RPM), umožňujícím sledování změny polohy cílového objemu v závislosti na dýchacím cyklu pacienta - toho se využívá pro selektivní ozáření cílového objemu pouze ve zvolené části dýchacího cyklu, tzv. respiratory gating. Všechny tyto postupy se nyní integrují do systému DART (Dynamic Adaptive Radiotherapy), který umožňuje vyhodnocovat výsledky získané při IGRT a na jejich základě operativně adaptovat parametry ozařovací procedury tak, aby distribuce dávky byla optimální.
Biologicky řízená radioterapie - BGRT
Do ozařovacího procesu se čím dál více zahrnují anatomické i funkčně-biologické multimodalitní zobrazovacíc metody, spolu s modelováním molekulárně-buněčné radiační odezvy tumoru a zdravé tkáně. Souhrn těchto přístupů umožňuje postupně dosáhnout "biologicky řízené" radioterapie BGRT (Biologically Guided Radiation Therapy), přizpůsobené individuálním podmínkám, specifickým pro daného pacienta a tkáň.

Hybridní integrace zobrazovacích a ozařovacích technologií
Přesnost lokalizace anatomických struktur při zobrazení CT a NMRI, jakož i zacílení izocentra v ozařovačích, je již velmi vysoká, pod 1 milimetr. Využití této přesnosti pro reálné zacílení dávky do požadovaného ložiska však může bránit variabilita polohy pacienta a pohyblivost orgánů uvnitř, jakož i změny jejich velikostí a anatomických proporcí (viz níže "Konformní radioterapie"). Je proto žádoucí průběžně on-line monitorovat polohu pacienta a vnitřních anatomických struktur pomocí zobrazovacího systému přímo na ozařovači. Vznikají tak obrazy orgánů a anatomických struktur v souřadnicovém systému ozařovače, na které může modulovaný ozařovací svazek ve zpětné vazbě reagovat modifikací a korekcí ozařovacích podmínek tak, aby bylo dosaženo přesně požadované distribuce dávky v cílovém objemu a okolních tkáních. Radioterapie řízená obrazem (IGRT) a tomoterapie tedy vyžaduje sloučení zobrazovacího a ozařovacího přístroje do jediného hybridního systému - obr.3.6.1c a obr.3.6.4a,c. Před každým ozářením lze pak pořídit "denní snímky" cílové tkáně a okolí, podle nichž je možno provést příp. korekci polohy, operativní aktualizaci ozařovacího předpisu, či korekci ozařovacího plánu.
  V systémech IGRT je hybridní kombinace [LINAC+CT] již standardní. Ve stádiu vývoje jsou hybridní kombinace ozařovače se zobrazovacím systémem nukleární magnetické rezonance NMRI (princip NMRI byl popsán výše - "Nukleární magnetická rezonance"). Od této kombinace se očekává lepší zobrazení struktur (cílového tumoru i okolních tkání a kritických orgánů) - zvláště měkkých tkání - na NMRI, s jehož pomocí by bylo možné provést dokonalejší přizpůsobení a zacílení radiační dávky z ozařovače. Jedná se tedy o dvoumodalitní technologii MR-IGRT. Byl již vyzkoušen systém [⁶⁰Co+NMRI] - dva nebo tři kobaltové ozařovače (opatřené MLC kolimátory) kombinované se současným zobrazením magnetickou rezonancí. U velmi žádoucí kombinace [LINAC+NMRI] je zatím značným technickým problémem vzájemné negativní ovlivňování obou modalit - ovlivňování činnosti lineárního urychlovače silným magnetickým polem supravodivého elektromagnetu NMRI a rušení zobrazení NMRI silnými elektromagnetickými signály vznikajícími při činnosti urychlovače. Rovněž rychlé sekundární elektrony, generované v tkáni interakcí primárního g-záření, budou mít v silném magnetickém poli své dráhy odkloněné od původního směru (působí na ně Lorentzova síla ve směru kolmo k pohybu a kolmo k příčnému magnetickému poli), což může narušit směrovost výsledného radiačního účinku ozařovacího paprsku (právě tyto sekundární elektrony vyvolávají v tkáni požadovanou radiační dávku).
  Pro primární nádorovou diagnostiku je velmi vhodná scintigrafická metoda pozitronové emisní tomografie PET (viz kap.4 "Scintigrafie", část "Kamery PET"), především s využitím radiofarmaka ¹⁸FDG. Zobrazuje se metabolická buněčná aktivita tkání. Tato metoda je však vhodná i pro monitorování odezvy nádorové tkáně na radioterapii, neboť se pomocí ní zobrazuje metabolicky aktivní nádorová tkáň, na rozdíl od buněk inaktivovaných. Je m.j. schopna rozpoznat recidivu nádoru od jiných procesů (např. od následků dřívější léčby nádoru). Toto sledování úspěšnosti radioterapie lze provádět off-line, avšak je možná i hybridní kombinace [LINAC + PET] radioterapeutického ozařovače se zobrazením PET.
  Další zajímavou hybridní kombinací, která se v budoucnu může realizovat, je kombinace [hadronový ¹²C-ozařovač + PET], kde distribuce dávky ze svazků urychlených uhlíkových jader je monitorována prstencově uspořádaými detektory kamery pozitronové emisní tomografie (PET), zobrazující anihilační fotony vznikající v oblasti Braggova maxima z pozitronů b⁺-radioaktivního ¹¹C - viz níže "Hadronová radioterapie", pasáž "Radioterapie těžšími ionty", obr.3.6.6. A ve vzdálenější budoucnosti možná hybridní kombinace [antiprotonový ozařovač + PET], kde kamera PET namontovaná na gantry antiprotonového ozařovače by mohla monitorovat distribuci dávky v tkáni pomocí detekce anihilačního záření z pozitronů, vznikajících sekundárně při interakcích antiprotonů v tkáni (viz níže "Antiprotonová radioterapie").

Tomoterapie
Speciální moderní variantou radioterapie modulované CT obrazem je tzv. tomoradioterapie. Předpona "tomo" vjadřuje skutečnost, že ozařování probíhá postupně v řadě úzkých tranzverzálních řezů kolmých k podélné ose pacienta, vymezených paprskem z obíhajícího urychlovače (obr.3.6.4a). Diagnostická zobrazovací a terapeutická ozařovací technologie je zde integrována do jednoho systému. CT zobrazení poskytuje aktuální obrazy cílové tkáně a okolních struktur před každou ozařovací procedurou a na jejich základě se řízenou modulací intenzity svazku optimalizuje přesnost radoioterapie.
Zajímavou variantou tomoterapie je zařízení, používající tentýž lineární urychlovač jako zdroj záření pro zobrazování i pro terapeutické ozařování:
¨ CT zobrazení je realizováno jako transmisní g-CT, kde místo rentgenky je lineární urychlovač s terčíkem, produkujícím v režinu "low dose" (se sníženou energií a hlavně s mnohonásobně nižší intenzitou svazku) fotonové záření ("megavoltové X-záření") vějířovitě kolimované ("Cone Beam"), které prozařuje pacienta a je v protilehlém směru registrováno soustavou detektorů (uspořádaných do kružnicové výseče) stejně jako u klasického CT. Podobně jako u CT diagnostiky, spolu s rotací urychlovače a detektorů se posouvá i lehátko s pacientem (helikální či spirální skenování), s následnou rekonstrukcí denzitních obrazů.
¨ Tentýž lineární urychlovač po přepnutí do výkonového "high dose" režimu rotuje kolem pacienta a ozařuje cílovou tkáň, lokalizovanou v předchozím diagnostickém CT kroku. Toto ozařování přitom může probíhat s modulovaným svazkem za použití kolimátoru MLC *): pro různé úhly může být intenzita g-svazku větší či menší (popř. záření zcela vypnuto), či svazek vhodně tvarován tak, aby se dávka záření vyhýbala kritickým tkáním. Stejně jako v předchozím kroku, spolu s rotací urychlovače a detektorů se řízeně posouvá i lehátko s pacientem - je prováděna helikální či spirální tomoterapie.
*) Jelikož tomoterapeutické ozařování probíhá jen v úzkém paprsku rotujícím v rovině kolmé k ose translace, je třeba ozařovací svazek intenzitně modulovat jen v jednom směru (rovině). Používá se zde proto speciální poněkud jednodušší mnoholamelový kolimátor MLC, zvaný někdy binární (bipolární) MLC, který má ale rychlejší odezvu otvírání a zavírání lamel (obr.3.6.3c).
  Během výkonového ozařování zatím musejí být detektory CT vypnuty či odsunuty, neboť vysoký tok záření by je zahltil a mohl je i poškodit. V dalším vývoji se očekává, že detektory budou zapnuty i během ozařování a budou moci průběžně modulovat intenzitu svazku ve zpětné vazbě.
  Tento elegantní, přesný a vysoce integrovaný systém se někdy označuje jako "HI-ART" ("Highly Integrated Adaptive Radiation Therapy") - "vysoce integrovaná adaptivní radiační terapie".

Konformní radioterapie, inverzní plánování
  Všechny tyto postupně se rozvíjející metody vedou k lepší selektivitě ozáření - vyšší dávce v cílové tkáni a snížení dávky na okolní zdravé tkáně. Umožňují lepší distribuci dávky v cílovém objemu - tzv. konformní radioterapii (conform = přizpůsobit), označované též jako třídimenzionální konformní radioterapie (3DCRT). Při této technice je trojrozměrně definovaný cílový objem selektivně a homogenně ozářen požadovanou vysokou radiační dávkou, která mimo cílový objem prudce klesá, takže okolní zdravé tkáně jsou ozářeny podstatně nižší dávkou. Velikost a tvar ozařované oblasti je přizpůsoben i nepravidelnému objemu nádorového ložiska. Distribuce dávky může být přizpůsobena pro nádorová ložiska různých tvarů, včetně situace, kdy nádorové ložisko těsně sousedí, popř. částečně obklopuje, kritické orgány a tkáně. IMRT používá většího počtu ozařovacích polí pod různými úhly, které se přizpůsobují tvaru ložiska a "kopírují" jeho obrys. Modulace ozařovacího svazku umožňuje částečně vykrýt určité části cílového objemu, které interferují s kritickým orgánem, na nějž může tumor naléhat (či jej částečně obklopovat). Radiační dávka v cílové tkáni je přitom kompenzována silnějším ozářením z dalších polí. Výsledně lze tak dosáhnout dostatečné a téměř homogenní ozáření nádorového ložiska při výrazném šetření sousedících kritických orgánů (isodosní křivky mohou být konkávně "zakřiveny" kolem kritického orgánu). Tohoto výsledku je v IMRT přitom dosahováno nehomogenním dopravením dílčích radiačních dávek do ložiska, přizpůsobeném nepravidelnému tvaru nádoru a anatomické situaci v okolí.
  To umožňuje selektivně zvýšit dávky v cílové tkáni. Souhrn těchto metod se též někdy nazývá adaptivní radioterapie (ART) - ozařování je přizpůsobeno každému pacientovi individuálně, mění se s konkrétními anatomickými poměry (a to i v čase u téhož pacienta *).
*) Ozařovaný pacient totiž není nehybný a neměnný objekt! Probíhá v něm mnoho dějů, které mohou poněkud změnit vnitřní anatomické proporce pacienta. Probíhají dýchací pohyby, střevní peristaltika, změny objemů tkání v důsledku dynamiky onemocnění a vlivu vlastní terapie. Mohou tím vznikat rozdíly v uložení cílových objemů až o jednotky centimetrů. To může mít výrazný vliv na přesnost selektivní radioterapie; bez korekce na tyto skutečnosti by se při ozařování cílová léze mohla částečně "minout" a ozářit se místo ní zdravá tkáň..!.
  Uvedený komplexní způsob plánování radioterapie, kdy výchozím požadavkem je distribuce radiační dávky a počítačový plánovací systém určí optimální tvary, intenzity a ozařovací doby jednotlivých modulovaných ozařovacích polí, se někdy označuje jako "inverzní plánování".
Inverzní plánování
Název pochází z toho, že některé etapy jsou zde "obráceny" ve srovnání s dřívějšími konvenčními plánovacími postupy. Nejprve se přesně vyznačí cílové objemy a struktury kritických tkání a orgánů na jednotlivých řezech CT. Po zadání požadované dávky do cílové tkáně a maximálně přípustné dávky pro okolní zdravé tkáně a kritické orgány vzniká 3D-model dávky. Plánovací systém potom navrhne počet a tvar ozařovacích polí, dávkové příkony, časy, úhly ozařovače na gantry; to se při konvenčním plánování dělalo ručně. Důležitou součástí počítačového ozařovacího plánu jsou údaje o pozici lamel a natočení MLC kolimátoru. Všechny tyto údaje jsou přeneseny do ozařovacího počítače, který podle nich elektronicky řídí veškeré pohyby gantry, lamel kolimátoru, výkon urychlovače a další ozařovací parametry.
  Vedle vysoké pořizovací ceny (i vyšších provozních nákladů) určitou nevýhodou všech těchto pokročilých radioterapeutických metod je větší časová náročnost ozařovacího procesu a poněkud vyšší celotělová dávka záření (i mimo přímo ozařovanou oblast), vznikající v důsledku častějšího diagnostického a monitorovacího prozařování.

Obr.3.6.4. Některé speciální ozařovací techniky gama (nahoře princip, dole přístroj). a) Tomoterapie. b) Leksellův gama-nůž. c) Kybernetický gama-nůž.

Stereotaktická radioterapie. Gama - nůž.
Stereotaktická radioterapie je velmi přesné vysokodávkové ozáření malého cílového objemu se strmým úbytkem radiační dávky mimo cílový objem. Pomocí tzv. stereotaktického zaměření se vymezí cílový objem přenesením diagnostického obrazu do 3-rozměrného souřadnicového systému (bez přímé vizuální kontroly). Na základě souřadnic, jež lokalizují dané místo, je možno dosáhnout vysoce selektivního ozáření i malého cílového ložiska vysokou dávkou záření, při relativně nízkém poškození okolních tkání. Pro tuto svou vysokou přesnost se metoda někdy označuje jako stereotaktická radiochirurgie *). Tato metoda je vhodná tam, kde klasická operace je obtížná nebo neřešitelná (např. jemné struktury v mozku). Toto cílené ozáření "gama-nožem" pak může nahradit klasický operační zásah - bez operačního zatížení a chirurgických komplikací (krvácení, infekce). Ozáření se provádí většinou jednorázově, nebo s malým počtem frakcí (2-3).
*) Ostatně, tato metoda je používána nejen pro nádorovou terapii, ale i pro "radiochirurgické" odstranění vaskulárních malformací nebo neuro-patologických (např. epileptických) ohnisek v mozku.
Terminologická poznámka: Termín stereotaxe vznikl spojením slov: stereo=prostorový a taxe=zásah na správném místě (lat. tactio=dotek,hmat). Používá se i pro přesné chirurgické zákroky.
Leksellův gama-nůž 
Nyní již klasickým zařízením pro velmi precizní izocentrické ozařování je Leksellův gama-nůž. Radioterapie se odehrává pomocí přesně zacíleného ozáření patologického místa v mozku zářením gama ze stabilních 201 radioaktivních zdrojů ⁶⁰Co (g 1,173+1,332 MeV), jejichž kolimované paprsky se soustřeďují v patologickém okrsku mozkové tkáně. Zářiče jsou uspořádány na polokulové ploše a jsou opatřeny kolimátory, směřujícími (propouštějícími) svazky záření g do centra (obr.3.6.4bnahoře). Definitivní přesná kolimace se provádí sekundárními kolimátory ve speciálních kolimačních helmicích (v příslušenství přístrojů jich je několik typů, příp. jejich segmenty je možno motoricky posunovat), upevněných na hlavu pacienta, spolu se stereotaktickým zaměřovacím rámem (obr.3.6.4b dole).
Leksellův g-nůž má dvě nevýhody:
¨ Svou konstrukcí je v podstatě jednoúčelový - uzpůsobený pro terapii mozkových lézí.
¨ Radioaktivní zářiče ⁶⁰Co mají poločas rozpadu 5,27 let, postupně slábnou a je třeba je vyměňovat. To je značně nákladná záležitost.
Přesto však na větších pracovištích, specializovaných na onemocnění centrálního nervového systému, je Leksellův gama-nůž intenzívně používán.
Univerzální a kybernetický gama-nůž 
S technickým zdokonalováním "klasické" izocentrické radioterapie IGRT s použitím g-záření (generovaného elektrony z lineárního urychlovače) je i zde umožněno precizní ozařování úzkými svazky záření se submilimetrovou přesností. Je tím postupně dosahováno vlastností gama-nože pro univerzální použití, pro různé ozařované lokalizace, nejen mozek *). Vedle přesně pracujících ozařovačů IGRT s kolimátorem MLC, resp. mMLC (mikro-multileaf kolimátor - obr.3.6.3b) - v klasickém, VMAT, nebo tomoterapeutickém uspořádání, se používají i "kybernetické (robotické)" stereotaktické ozařovače s ostře kolimovaným svazkem.
*) Pro přesné stereotaktické ozařování je však mozek nejvhodnějším objektem, neboť je uzavřen v lebce, kterou lze dobře zafixovat a zajistit tak dostaečnou přesnost (<1mm) zacílení svazků do cílového ložiska. U ostatních lokalizací je problémem pohyblivost struktur v důsledků dýchacích pohybů, peristaltiky, plnění a vyprazdňování dutin, svalové pohyblivosti atd. Na některé tyto pohyby se u pokročilých ozařovacích technologií provádějí korekce (např. respiratory gating u dýchacích pohybů).
Takový precizně fungující kybernetický ozařovač je složitý počítačově řízený systém, sestávající z několika základních komponent (obr.3.6.4c):
¨ Zdroj záření g - kompaktní lineární urychlovač (LINAC) elektronů o energii cca 6MeV, opatřený terčíkem konvertujícím energii elektronů na brzdné g-záření.
¨ Úzké kolimátory pro nastavení různých průměrů ozařovacího svazku. Používá se buď sada mechanicky výměnných kolimátorů s různě velkými otvory, nebo kolimátor může být opatřen proměnnou irisovou clonou, jejíž elektricky pohyblivé segmenty umožňují automatické on-line nastavení různých apertur - průměrů ozařovacího svazku (MLC ani homogenizační filtr se zde nepoužívá, ozařuje se úzkým centrálním svazkem brzdného záření) během ozařování.
¨ Kybernetické rameno: pohyby ozařovače zajišťuje speciální stojan - "kybernetická (robotická) ruka" se servomotorky řízenými počítačem (obr.3.6.4c). Pomocí těchto servomotorků se ozařovač flexibilně pohybuje kolem pacienta se všemi stupni volnosti - může se posunovat, natáčet, rotovat kolem lehátka - a cíleně ozařuje nádorové ložisko velkým počtem úzkých paprsků, pod nejrůznějšími úhly, příslušnými dávkami záření. U některých nových systémů se "roboticky" pohybuje nejen ozařovací hlavice, ale i lehátko s pacientem, které přebírá část pohybů ("stupňů volnosti") ozařovače (obr.3.6.4c dole).
¨ Stereotaktický RTG zobrazovací systém, osazený dvěma ortogonálně umístěnými rentgenkami (jedna z nich je vidět na obr.3.6.4c) a zobrazovacími flat-panely, snímkuje ozařovanou oblast, přičemž stereoskopické RTG snímky skeletu mohou být využity jako stereotaktická základna (vztažná soustava). Není tedy nutný pevný stereotaktický rám jako u klasické stereotaktické radioterapie: jako "stereotaktický rám" slouží kostra pacienta. Průběžné snímkování a porovnávání aktuálních snímků s výchozími umožňuje operativně korigovat polohu ozařovače, aby i při změně polohy (např. pohyb pacienta) ozařovací svazek stále mířil přesně na cílové ložisko. On-line integrace ozařovače se zobrazovacím rtg zařízením do jednoho systému tak zajišťuje optimální obrazem řízenou úhlově-dávkovou modulaci ozařovacích svazků (IGRT). Kromě toho může být systém vybaven zařízením pro synchronizaci a korekci na dýchací pohyby (respiratory gating) pomocí optického laserového systému s čidly uchycenými na hrudník pacienta. I u kybernetických ozařovačů je žádoucí jejich on-line integrace se zobrazovacím zařízením CT do jednoho systému ("In-Room CT"), pro přesné zobrazení a zaměření cílového ložiska a okolních kritických tkání bezprostředně před vlastním ozářením.
  Flexibilita pohybů ozařovače umožňuje ozařovat cílový objem velkým počtem úzkých paprsků z nejrůznějších směrů, v úhlovém rozsahu prakticky 360°. Dosahuje se tím vyšší přesnosti a selektivity radiační dávky dopravené do cílové tkáně, s možností respektovat tvarové a anatomické anomálie - dobře se vyhýbat kritickým tkáním. Obecně jsou všechny tyto precizní stereotaktické techniky vhodné pro radioterapii malých nádorových ložisek, do cca 3cm. Stojí za zmínku, že na rozdíl od ostatních výše uvedených teleterapeutických metod, kybernetický gama-nůž není izocentrickou technikou: ozařovač nemá rotační gantry a jeho paprsek může být nasměrován pod libovolnými úhly. Nejdokonalejším zařízením tohoto druhu je v současné době CyberKnife (obr.3.6.4c dole).
  Pro stereotaktickou radioterapii lze použít i protonový svazek, nebo svazek těžších iontů, s využitím efektu Braggova maxima hloubkové dávky (viz níže).

Hadronová radioterapie
Při konvenčním ozařování fotonovými svazky je nejvíce energie předáváno tkáním nacházejícím se na povrchu a v malých hloubkách v těle *), přičemž s rostoucí hloubkou průniku do tkáně dochází k pomalému exponenciálnímu poklesu - černá křivka na obr.3.6.5a; podobně by tomu bylo i při ozařování elektronovými svazky (červená křivka).
*) "Hloubkový efekt" vysokoenergetického g-záření (zmíněný výše v úvodu části "Vnější ozařování zářením g a X") je relativně malý a zde se jím již nezabýváme.
  V každém jednotlivém fotonovém svazku z daného směru jsou tedy místa ležící před cílovou tkání ozařována dokonce poněkud více než vlastní ložisko a jen o málo menší radiační zátěži jsou vystavena i místa ležící za cílovou oblastí. Ozařováním z více směrů sice převáží radiační dávka v cílovém místě, avšak gradient a selektivita dávky nemusí být vždy dostatečná, zvláště při ozařování nádorů ležících v těsné blízkosti důležitých tkání a orgánů. Existují však fyzikální mechanismy *), umožňující tuto selektivitu ozáření zvýšit dosažením lepší bilance v hloubkovém rozložení dávky: je to tzv. "hadronová terapie" - ozařování protony, těžšími jádry (ionty), p^--mezony či neutrony (v budoucnu možná i antiprotony). Nejdříve zmíníme protonovou radioterapii.
*) Uplatňují se zde i faktory radiobiologické. Biologický efekt záření souvisí s hustotou ionizace danou ztrátou energie záření na jednotku dráhy, tzv. lineární přenos energie LET (§5.1 "Účinky záření na látku. Základní veličiny dozimetrie."). Elektronové a fotonové záření má nízký LET, je to záření řídce ionizující. Naproti tomu rychlé protony, těžší ionty, piony, neutrony, jakož i produkty jaderných reakcí v tkáni, mají vysoký LET - vykazují "hustou" ionizaci a silné radiobiologické účinky. Tato radiační účinnost je navíc doprovázena možností jejího lepšího "zacílení" do požadované lokalizace.

Obr.3.6.5. Hadronová radioterapie protonovými svazky.
a) Braggovy křivky hloubkové závislosti efektivní dávky záření v tkáni při ozařování zářením gama, vysokoenergetickými elektrony a urychlenými protony. b) Selektivní ozáření nádorového ložiska pomocí svazku protonů o takové energii, při níž Braggovo maximum leží v hloubce lokalizace tumoru. c) Principiální schématické znázornění protonového radioterapeutického pracoviště.

Protonová radioterapie
  Ozařujeme-li tkáň svazkem urychlených protonů (o energii cca 200MeV), má křivka hloubkové závislosti dávky, tzv. Braggova křivka (viz §1.6 "Ionizující záření", pasáž "Interakce nabitých částic"), zcela jiný tvar než pro záření gama, jak je vidět na obr.3.6.5a (modrá křivka). Při průletu nabité částice látkou je lineární přenos (ionizační) energie přímo úměrný elektronové hustotě látky (která roste s hustotou r a protonovým číslem Z látky) a nepřímo úměrný druhé mocnině rychlosti nabité částice, zde protonu. Rychlé protony při vstupu do tkáně proto ionizují zpočátku poměrně málo. Jak se protony brzdí a klesá jejich rychlost, ionizační účinky rostou - při pomalejším pohybu protonu roste efektivní čas elektrického Coulombovského působení na elektrony v atomech, takže se stačí předat více energie a vytrhnout více elektronů.
  Rozložení dávky v závislosti na hloubce má tedy charakteristický tvar: při průchodu rychlých protonů tkání je zpočátku absorbovaná dávka poměrně nízká a téměř konstantní, až do blízkosti konce doletu protonů v tkáni. Ke konci doletu dávka prudce vzrůstá, dosahuje maxima a pak následuje velmi rychlý pokles k nule. Největší část své energie předávají urychlené protony v úzké hloubkové oblasti tzv. Braggova píku, těsně před svým maximálním doběhem; zde dochází k nejhustší ionizaci a největší radiační dávce. Tkáně ležící před tímto maximem jsou ozářeny výrazně menší dávkou, tkáně ležící za tímto maximem nedostanou dokonce téměř žádnou radiační dávku, neboť tam protony vůbec nedoletí; po zabrzdění je proton neutralizován záchytem elektronu (vznikne vodík) a další ionizace již nepokračuje. Hloubka, v níž nastává Braggovo maximum v určité látce, je dána energií protonů; pro protony energie 200MeV činí tato hloubka v tkáni asi 25 cm.*) Změnou energie svazku částic lze velmi přesně nastavovat hloubku, v níž dochází k maximální radiační dávce.
*)Pozn.: Braggovo maximum je poměrně velmi ostré, šířka Braggova píku pro monoenergetické protony je jen cca 2cm, což je často mnohem méně než velikost nádoru. Pro dostatečné ozáření celého nádoru můžeme postupovat dvěma způsoby. Buď tak, že cílenou oblast ozařujeme z každého směru vhodným meandrovým "skenováním", přičemž měníme energii svazku částic a posouváme tak maximum dávky do různých hloubek ("aktivní skenování"); postupně je tak ozářen celý cílový objem. Nebo použitím vhodných "deceleračních" filtrů (klínového nebo schodovitého průběhu tloušťky) rozptýlíme energeticky svazek tak, abychom dosáhli rozšíření Braggova vrcholu do požadovaných rozměrů (metoda se označuje jako "pasivní rozptyl"). K ozáření větších objemů tkání se též používá kombinace hadronového ozáření s konvenčním fotonovým ozářením.
  Zdrojem protonového svazku - a tedy nejdůležitější částí hadronového terapeutického systému (obr.3.6.5c) - je urychlovač. Je jím nejčastěji buď synchrotron, nebo cyklotron (o urychlovačích viz §1.5, část "Urychlovače nabitých částic "), v budoucnu lze očekávat nasazení výkonných lineárních urychlovačů protonů. I když podle klasifikace v §1.5. se jedná o "malý urychlovač", zaujímá laboratoř urychlovače poměrně velké prostory - jednu velkou místnost (halu) s vlastní vakuovou urychlovací trubicí obklopenou silnými elektromagnety, dále několik menších místností se vzduchotechnikou, napájecí a řídící elektronikou.
  Urychlené protony se pomocí elektromagnetů vyvádějí z urychlovače a vakuovou transportní trubicí se přivádějí do ozařovny. Na jeden urychlovač může být napojeno několik ozařoven, kam jsou jednotlivé dílčí svazky vedeny transportními trubicemi opatřenými vychylovacími elektromagnety - obr.3.6.5c (je zde zakreslena jen hlavní trubice, větvící se transportní trubice do ozařoven nejsou z důvodu místa zakresleny). V koncové ozařovací hlavici*) v ozařovně se pomocí dalších precizně řízených elektromagnetů protonový svazek tvaruje a vstupuje do ozařované tkáně.
*) Ozařovací hlavice bývá často upevněna na speciálním stojanu, tzv. gantry, umožňujícím řízenou rotaci kolem těla pacienta pro izocentrickou radioterapii (srov. výše obr.3.6.1). Rotace protonového ozařovacího svazku se dá provádět pomocí kombinace mechanického pohybu gantry a řízených magnetických polí elektromagnetů (jedná se o velmi složité zařízení).
  Podobně jako v běžné radioterapii se i zde často používá frakcionované ozařování z více směrů. Výhodou hadronové radioterapie je možnost pro každý svazek hloubkově nastavit oblast maximální předávané energie do nádorového ložiska. Při dané energii doletí všechny těžké nabité částice (platí pro protony i těžší urychlená jádra) zhruba do stejného místa (hloubky) v tkáni, kde se zastaví a předají maximum své energie. Díky této zvýšené selektivitě lze zvýšit ložiskovou dávku (s tím zvýšit pravděpodobnost účinné likvidace nádorových buněk), aniž by došlo k vážnějšímu poškození okolních tkání.
  Jednou z příznivých fyzikálních vlastností svazků těžkých částic je též jejich minimální bočný rozptyl. Proton, jehož hmotnost je 1836-krát větší než elektronu, je při interakcích s elektronovými obaly atomů jen minimálně odchylován, letí v jednom směru "vpřed" *). I tato vlastnost přispívá k lepšímu zacílení radiační dávky do požadovaného místa.
*) V tomto směru primárního svazku je nasměrována i větší část sekundárních elektronů uvolněná při interakci těžkých rychlých částic s látkou.
Radioterapie těžšími ionty 
  Pro hadronovou terapii se v současné době nejčastěji používají urychlené protony (energie do 250MeV). Podobný a ještě větší účinek však mají i těžší urychlené částice - částice alfa či ionty lithia, berylia, bóru, uhlíku a pod., jejichž širší využití lze v budoucnu očekávat - označuje se jako hadronová radioterapie těžkými ionty. Uspořádání je v zásadě podobné jako na obr.3.6.5c, technologie je ještě náročnější než u protonové radioterapie.
  Z těžších jader jsou pro radioterapii zvláště vhodná urychlená jádra uhlíku ¹²C (uhlíkové ionty). Poměrně snadno se získávají v iontovém zdroji (ionizací plynného oxidu uhličitého pomocí elektronů) k urychlení a vykazují vysoký radiační kontrast v oblasti Braggova maxima. Kromě toho při jaderných reakcích jader ¹²C v tkáni vznikají jádra ¹¹C, která vykazují b⁺-radioaktivitu, umožňující scintigrafické monitorování dávkové distribuce v ozařované tkáni pomocí PET (viz níže pasáž "Jaderné reakce při hadronové terapii a možnosti gamagrafického monitorování"). Podobné vlastnosti mají i urychlená jádra kyslíku ¹⁶O, včetně vzniku b⁺-radioaktivních jader ¹⁵O, vhodných pro PET monitorování dávkové distribuce.
Radioterapie mezony p^- 
Zvláště výrazné radiační maximum ke konci svého doběhu v látce mají mezony p^- (záporné piony - o jejich vzniku a vlastnostech viz kap.1.5, část "Vlastnosti a interakce elementárních částic", pasáž "Mezony p a K"). Kromě obvyklého mechanismu Braggova píku (delší efektivní doba interakce pomalejší nabité částice s atomovým obalem látky) k tomuto účinku přispívá to, že na konci své dráhy jsou p^--mezony zachyceny v jádrech atomů (v tkáni např. v jádrech uhlíku ¹²C, kyslíku ¹⁶O, dusíku ¹⁴N). Při tomto záchytu p^--mezonu jádrem se jeho reakcí s protonem (p^- + p⁺ ® n^o + 140MeV) uvolní energie cca 140MeV, která je vyšší než vazbová energie, takže excitované jádro se rozštěpí zpravidla na a-částice, deuterony, neutrony a protony (u těžších jader se mezi fragmenty vyskytují i ⁶Li nebo ¹²C). Např. u uhlíku dochází k reakci p^- + ¹²C ® 2a + 3n + p, přičemž částice a odnášejí kinetickou energii cca 30MeV a neutrony cca 70MeV (zbylých 40MeV se spotřebuje na překonání vazbové energie jádra). Zabrzděním těchto fragmentů se v daném místě předá značná ionizační energie, tj. dávka záření, účinně likvidující nádorové buňky.
  Mezony p^- se získávají při ostřelování jader terčíku (např. uhlíku nebo berylia) protony urychlenými na vysoké energie, větší než cca 500MeV, ve velkém urychlovači (např. synchrocyklotronu). Určitým problémem je velmi krátká doba života těchto částic cca 10^-8 sekundy, takže je nelze rozvádět do vzdálenějších ozařoven. Dosah pionů o energiích 50-100MeV v tkáni činí cca 10-25cm. Pro vysokou technickou náročnost a nákladnost je tato metoda dosud ve stádiu experimentálního zkoušení v několika málo největších světových centrech.
Antiprotonová radioterapie 
Dalšími neobvyklýmu částicemi, které by potenciálně mohly být výhodné pro cílenou radioterapii, jsou antiprotony p' neboli záporné protony p^- (jejich vlastnosti byly popsány v §1.5, část "Vlastnosti a interakce elementárních částic"). Urychlené antiprotony po vstupu do tkáně ionizují podobným způsobem jako normální protony - zpočátku nízká hustota ionizace pomalu roste a těsně před zabrzděním je výrazný nárust ionizace v Braggově píku. Po zabrzdění však navíc dochází k anihilaci antiprotonu s protonem nebo neutronem v atomovém jádře ozařované látky (tkáně) za vzniku p-mezonů, typicky: p'+p®2p⁺+2p^-+p^o. Mezony p^- se mohou chovat způsobem popsaným výše v předchozím odstavci; obecně se kladné a záporné piony rychle rozpadají na miony a neutrina, neutrální pion na dvě kvanta gama (tyto částice většinou uniknou z místa interakce). Další kvanta mohou být emitována z "postižených" jader (pokud to nejsou jádra vodíku) mechanismem jaderných reakcí. Antiprotonovou anihilací se tak v místě Braggova píku uvolní další energie až několik stovek MeV, která výrazně zvyšuje radiační účinek v místě Braggova maxima (asi 3-krát ve srovnání s protony). Doprovodným jevem při interakcích jsou i pozitrony, jejichž anihilační gama-fotony energie 511keV lze detekovat pomocí PET kamery a monitorovat tak skutečné rozložení radiační dávky v tkáni (podobně jak je níže zmíněno u radioterapie jádry uhlíku ¹²C) - obr.3.6.6. Určitou nevýhodou antiprotonové terapie je poněkud vyšší radiační dávka mimo cílový objem (včetně dávky celotělové), způsobená pronikavými piony, neutrony a g, rozlétajícími se ve všech směrech od místa interakce antiprotonů.
  Antiprotony p' je možno připravit ostřelováním jader terčíku urychlenými protony při reakcích p+p®2p+p+p' a p+n®2p+n+p'. Kinetická energie protonů musí být nejméně 5,6GeV, ale pro dosažení většího výtěžku přes 20GeV, čehož lze dosáhnout jen na velkých urychlovačích. Vzniklé antiprotony vylétají se značně vysokými kinetickými energiemi několika GeV, takže pro radioterapeutické účely je nutno je zpomalit na energie cca 100-200MeV v decelerátorech. Tato výsledná energie určuje dolet antiprotonů v tkáni a tím hloubku Braggova maxima radiační dávky. Metoda je ve stádiu laboratorního zkoušení v největších nukleárních laboratořích (CERN, FERMILAB); vzhledem k neobyčejné náročnosti a nákladnosti lze snad očekávat zavedení této zajímavé metody do klinické praxe až ve vzdálené budoucnosti.

Jaderné reakce při hadronové radioterapii a možnosti "in-beam" gamagrafického monitorování
Při ozařování vysokoenergetickými hadrony (protony, piony, rychlými neutrony, antiprotony) dochází s jádry atomů v tkáni k řadě jaderných reakcí, při nichž vznikají různé sekundární částice a fragmenty jader. Z hlediska monitorování průchodu svazku záření látkou (tkání) jsou zajímavé zvláště takové reakce, které vedou ke vzniku pozitronů: buď jsou e⁺ emitovány přímo, nebo vznikají jádra vykazující pozitronovou b⁺-radioaktivitu. Anihilace pozitronů s elektrony je doprovázena emisí dvojic protilehlých kvant anihilačního záření g o energii 511keV. Tyto fotony pak mohou být detekovány metodou pozitronové emisní tomografie PET (viz "Kamery PET" v kap.4 "Radionuklidová scintigrafie") - obr.3.6.6a. Nejčastějšími pozitronovými radionuklidy, vznikajícími při vysokoenergetickém ozařování, jsou: ¹¹C (T_1/2=20,3min.), ¹⁵O (T_1/2=122s.) a v menší míře ¹⁰C (T_1/2=19,3s.). Jelikož existuje určitá korelace *) mezi radiační dávkou a indukovanou pozitronovou radioaktivitou (či přímou emisí pozitronů a anihiačního záření), umožňuje to scintigrafické monitorování dávkové distribuce v ozařované tkáni pomocí PET - "zviditelnit neviditelné", a to on-line, in situ (dolní části obr.3.6.6b,c).
*) Tato korelace může být negativní i pozitivní, jak je znázorněno křivkami na obr.3.6.6b,c. Závisí to na mechanismu reakcí a kinetické bilanci ozařovacích částic a indukovaných radioaktivních jader. U protonové terapie vznikají zmíněné tři radionuklidy vyrážením neutronů z jader uhlíku a kyslíku v oblasti s vysokou energií protonů, před Braggovým maximem; korelace je negativní - největší aktivita je indukována v oblasti nízkého LET, v oblasti Braggova maxima není žádná (obr.3.6.6b). Při ozařování jádry ¹²C dochází ke strip-reakcím dvojího druhu: 1. Z prolétajícího jádra ¹²C je stržen neutron, čímž vzniká b⁺-radioaktivní ¹¹C, které pokračuje v letu a zastaví se v místě Braggova maxima - pozitivní korelace mezi dávkou z ¹²C a indukovanou b⁺-radioaktivitou (obr.3.6.6c). 2. Rychle letící jádro ¹²C vyrazí neutron z uhlíkového či kyslíkového jádra v tkáni, čímž vzniká ¹¹C, ¹⁵O nebo ¹⁰C, které zůstává v místě svého vzniku mimo Braggovo maximum - opět negativní korelace. Pozitivní korelace mezi distribucí dávky a intenzitou anihilačního g-záření je i v případě jaderné reakce antiprotonů či pionů p^- v místě jejich zastavení (Braggově maximu).
  Pro PET monitorování dávkové distribuce je vhodný jen případ pozitivní korelace, a to ještě za podmínky dostatečně vysoké indukované b⁺-aktivity. U negativní dávkově-aktivitní korelace jsou PET obrazy málo kvalitní, lze monitorovat jen průchod svazku tkání mimo cílový objem (obr.3.6.6b dole). b⁺-radioaktivní isotopy jsou indukovány i při klasickém ozařování svazky g s energií vyšší než cca 10MeV, avšak aktivity jsou velmi malé, nedostačující ke gamagrafickému zobrazení.

Obr.3.6.6. a) Možnost gamagrafického "in-beam" monitorování hadronové radioterapie pomocí pozitronové emisní tomografie. b) Negativní korelace mezi distribucí dávky D a indukovanou b⁺-radioaktivitou u protonového svazku. c) Pozitivní korelace mezi distribucí dávky D a indukovanou b⁺-radioaktivitou u ozařování urychlenými jádry uhlíku.

  Typickým příkladem jaderných reakcí, umožňujících PET-monitorování s pozitivní dávkovou korelací, je radioterapie urychlenými jádry (ionty) uhlíku, kdy při jaderných reakcích *) v tkáni z části jader ¹²C vznikají b⁺-radioaktivní jádra ¹¹C, která pokračují v letu a zastaví se, stejně jako základní jádra ¹²C, v místě Braggova maxima (obr.3.6.6a,c). Gamagrafickým PET-zobrazením takto indukované pozitronové radioaktivity získáme obraz rozložení míst, v nichž se jádra ¹²C+¹¹C zastavila a odevzdala maximum radiační dávky. PET kamerou instalovanou na ozařovači tak můžeme monitorovat rozložení dávky v cílové tkáni a v okolí - tím kontrolovat průběh radioterapie podobně jako u metody IGRT (zmíněné výše). Tato metoda se nazývá in-beam PET monitoring - monitorování přímo v ozařovacím svazku pomocí PET - obr.3.6.6a.
*) Uplatňují se zde především "periferní" jaderné reakce, tzv. strip-reakce (viz část "Mechanismy jaderných reakcí" v §1.3 "Jaderné reakce"), při nichž je z letícího jádra ¹²C při interakci s jádrem v tkáni odtržen neutron ¹²C ® ¹¹C + n. Vzniká tím neutron-deficitní uhlíkové jádro ¹¹C (pokračující v pohybu), které je b⁺-radioaktivní: ¹¹C ® ¹¹B + e⁺ + n s poločasem T1/2=20,3min.; rozpadá se až po zastavení v místě Braggova maxima. Následně dochází k anihilaci pozitronu e⁺ s elektronem: e⁺+e^- ® 2g, přičemž tato dvě protisměrně se rozlétající kvanta g o energiích 511keV mohou být použita k PET scintigrafii (která musí být provedena bezprostředně po ozáření, vzhledem ke krátkému poločasu rozpadu ¹¹C). Zobrazí se tím distribuce míst zastavení jader ¹²C+¹¹C, což jsou zároveň místa největší radiační dávky v Braggově maximu.
  Scintigrafické zobrazení PET je ostatně velmi vhodné i pro monitorování biologické odezvy nádorové tkáně na radioterapii obecně (jak na hadronovou, tak na konvenční se zářením g), neboť je schopné monitorovat buněčnou aktivitu tkáně - rozlišit zbylé (či recidivující) viabilní nádorové buňky.

Neutronová terapie
Pro radioterapii lze použít i svazky neutronového záření. Buď jsou to rychlé neutrony, které srážkami s jádry v tkáni, především s jádry vodíku, vytvářejí urychlené protony, které mají silně ionizační účinky. Rychlé neutrony mají vysoký LET a radiobiologickou účinnost, avšak hloubkové rozložení dávky v tkáni není výhodnější než u záření gama. Navíc se svazek neutronového záření obtížně kolimuje a moduluje, dále vykazuje v tkáni značný rozptyl "do stran" od původního směru.
  Zajímavějším nekonvenčním postupem pro zvýšení selektivity ozáření nádorového ložiska je tzv. neutronová záchytová terapie (NCT - Neutron Capture Therapy) pomocí pomalých neutronů. Při tomto terapeutickém postupu se do nádorového ložiska pomocí vhodné sloučeniny, která se přednostně vychytává a akumuluje v nádorové tkáni, naváží vhodné atomy, jejichž jádra mají vysoký účinný průřez pro záchyt neutronů (viz §1.3., 1.6). Používá se bór ¹⁰B, jehož speciálně vyvinuté sloučeniny (BSH -merkaptododekarborát, či BPA- dihydroxyboralfenylalanin), se do zdravé mozkové tkáně dostávají jen v nepatrné míře, avšak v buňkách nádorové tkáně, která má porušenou hemato-encefalickou bariéru, se selektivně vychytávají.
  Takto připravené nádorové ložisko se pak ozáří svazkem nízkoenergetických neutronů (s energiemi cca 1eV-10keV), které se při průchodu tkání dále zpomalují (moderují) na tepelnou energii a jsou pak zachycovány v jádrech bóru, přičemž dochází reakcemi (n, a): ¹n + ¹⁰B ® ¹¹B* ® ⁷Li + ⁴He k rozpadu jádra bóru a emisi jader hélia (tj. alfa částic) a lithia. Vzniklé alfa částice a lithiová jádra, odnášející značnou energii uvolněnou v reakci, mají v tkáni velmi malý dolet, cca 10 µm od místa reakce, takže ionizační energie je předávána prakticky přímo uvnitř příslušných nádorových buňek, které mohou být efektivně likvidovány, bez radiačního poškození okolních tkání. Popsaná metoda je zatím experimentálně zkoušena u mozkových nádorů glioblastomů (a též mozkových metastáz kožního melanoblastomu), s poměrně slibnými výsledky.
  Zdrojem neutronů pro radioterapii může být buď jaderný reaktor (§1.3, část "Jaderné reaktory"), v laboratorních podmínkách jsou však výhodnější neutronové generátory, speciální malé urychlovače nabitých částic, většinou deuteronů, s tritiovým terčíkem, (§1.5, část "Urychlovače nabitých částic ", pasáž "Neutronové generátory"), nebo radioisotopové zdroje tvořené směsí a-zářiče s lehkým prvkem (jako je směs americia s beryliem, dochází k reakci a,n), či těžkým transuranovým radionuklidem (nejčastěji kalifornium 252), při jehož spontánním štěpení se uvolňují neutrony (§1.3, "Transurany"). Pro záchytovou terapii se neutrony nejprve zpomalují v moderátoru.

Společné aspekty hadronové radioterapie
Poněkud nezvykle znějící název "hadronová terapie" vznikl proto, že se zde využívá částic, které interagují silnou interakcí - tzv. hadronů (viz §1.5 a 1.6). Při vlastním terapeutickém účinku se zde však uplatňuje především elektromagnetická interakce vedoucí k ionizaci látky; silná interakce se projevuje u p, antiprotonové a neutronové záchytové terapie. Pro dané použití je důležité to, že v konečném důsledku se jedná o částice těžké a elektricky nabité, s vysokými radiobiologickými účinky a specifickou hloubkovou distribucí radiační dávky. U terapie částicemi p^-, neutrony či antiprotony lze s trochou nadsázky říci, že na konci dráhy částice, uvnitř cílové nádorové tkáně, dochází k jakési miniaturní "jaderné expolzi", jejíž energie účinně likviduje nádorové buňky, s minimalizovaným radiačním poškozením okolních tkání.
  Vztah dávky a biologického účinku je i zde v zásadě dán standardním lineárně-kvadratickým (LQ) modelem zmíněným výše (podrobně je analyzován v §5.2, část "LQ model"), od něhož se však vyskytují určité odchylky. Vedle druhé mocniny je třeba zahrnout menší opravy obsahující i vyšší mocniny dávky, mající svůj původ ve vícečetných interakcích hustě ionizujícího záření se strukturou DNA.
  Všechny shora nastíněné "hadronové" metody - protonová terapie (+ iontová, mionová či antiprotonová) a neutronová záchytová terapie, které jsou zatím ve stadiu laboratorního zkoušení, zde uvádíme především proto, že jsou velmi zajímavé z hlediska jaderné a radiační fyziky.

Brachyradioterapie
Pro ozařování menších objemů cílové tkáně lze někdy s výhodou použít tzv. brachyterapii *) - metodu lokální radioterapie, při níž zdroj záření má těsný kontakt s nádorovým ložiskem. Podmínkou použitelnosti brachyterapie je mechanická dostupnost léze. Radionuklidový zdroj záření se zavádí (punkcí či implantací) buď přímo do nádorového ložiska (intersticiálně), přikládá se na povrch nádoru (tzv. muláž), nebo se intrakavitárně zavádí do tělesných dutin (např. do dělohy), či intraluminárně do trubic, orgánů postižených nádorovým onemocněním.
*) Řecky brachys = krátký - jedná se o ozařovaní z krátké vzdálenosti, "na blízko", na rozdíl od teleterapie jakožto ozařování "na dálku". Z tohoto hlediska sem lze zařadit i terapii otevřenými radionuklidy, která je "úplně na blízko" - na buněčné úrovni; viz následující odstavec.
  Selektivní ozáření nádorového ložiska je dosaženo tím, že intenzita záření je nejvyšší v bezprostřední blízkosti zářiče, zatímco ve větších vzdálenostech prudce klesá (ve vakuu by to bylo přibližně s druhou mocninou vzdálenosti, v tkáni je to ještě rychlejší vzhledem k exponenciální absorbci záření). Na nádorové ložisko je proto možné koncentrovat značně vysokou dávku záření, většinou bez nebezpečí závažnějšího poškození okolních zdravých tkání. Z časového hlediska se brachyterapie dělí na dočasnou a trvalou (permanentní) brachyterrapii.
Dočasná brachyterapie 
Uzavřené radionuklidové zářiče delšího poločasu jsou do cílové tkáně zavedeny na určitou stanovenou dobu T. Této době aplikace je pak úměrná radiační dávka D - zjednodušeně vyjádřeno: D ~ G.A.T, kde G je radiační dávková konstanta pro daný druh záření resp. radionuklidu, A je aktivita radioforu (kterou vzhledem k dlouhému poločasu můžeme po dobu expozice považovat za konstantní).
  Jako zdrojů záření pro brachyradioterapii se dlouhou dobu používalo rádium ²²⁶Ra, jehož rozpadové produkty (jako je ²¹⁴Pb, ²¹⁴Bi, ²¹⁴Po, ...) jsou intenzívními gama-zářiči. Rádium mělo některé nevýhody, např. při jeho rozpadu vzniká radon, dále nízká intenzita g-záření vedoucí k dlouhým expozičním dobám (cca 2 dny) - jednalo se o LDR brachyterapii (Low Dose Rate - nízký dávkový příkon, <2Gy/hod.). Proto se rádium postupně nahradilo některými jinými umělými radioisotopy: ⁶⁰Co, ¹³⁷Cs, ¹⁹²Ir. Při dostatečně vysokých aktivitách (cca 400GBq, většinou ¹⁹²Ir) se expoziční doba zkracuje i na desítky minut - HDR brachyterapie (High Dose Rate - vysoký dávkový příkon, >10Gy/hod.). Ojediněle se používá tzv. pulzní brachyterapie PDR (Pulsed Dose Rate), při níž je radiační dávka dodávána frakcionovaně během jedné brachyterapeutické aplikace: radiofor se pohybuje v sekvenci opakujících se kroků - v "pulsech".
  Radiobiologický účinek brachyterapie lze rovněž popsat obecným lineárně-kvadratickým (LQ) modelem (uvedeným výše v pasáži "Závislost radiačně biologického účinku na dávce a jejím časovém rozvržení"), ovšem při zahrnutí specifických faktorů prostorové a časové distribuce dávky u různých druhů brachyterapie:
l HDR brachyterapie, při níž jednotlivé aplikace trvají několik minut (až desítky minut), se z hlediska časové distribuce dávky podobá frakcionované zevní radioterapii EBRT. Reparace během frakce se neuplatňuje, faktor dávkového příkonu je zanedbatelný. Může se však projevit buněčná repopulace nádorových buněk mezi jednotlivými frakcemi, celková doba léčby je poměrně dlouhá. Pro HDR terapii nádorové tkáně s koeficienty a,b a zdvojovacím poločasem repopulace T_2r, s celkovou dávkou D rozdělenou na frakce d během celkové doby léčby T, vychází pro biologickou efektivní dávku BED z LQ modelu (bez reparace, ale s repopulací) vztah: BED = D.[1+D/(a/b)] - T.ln2/(a.T_2r).
l U LDR brachyterpie, při níž probíhá kontinuální expozice nízkým dávkovým příkonem s poměrně krátkou celkovou dobou léčby, je výrazně omezená repopulace nádorových buněk (probíhá konstantní dávkový příkon do cílového objemu). Pro LDR expozici nádorové tkáně s koeficienty a,b a rychlostní konstantou reparace l, s dávkovým příkonem R a časem T, vychází pro biologickou efektivní dávku BED z LQ modelu (s reparací, ale bez repopulace) zjednodušený vztah: BED = R.T.[1+2R/(l.(a/b)].(1-1/l.T). Případ permanentní LDR brachyterapie je rozebrán níže.
  Zářiče, neboli radiofory, pro brachyterapii jsou uzavřené zapouzdřené radioisotopy, jejichž obaly mají tvar jehel, tub, drátů či válečků. Významné zdokonalení techniky brachyterapie představuje tzv. afterloading (angl. afterloading = dodatečné zatížení, zavedení): do cílové oblasti či tělesné dutiny se nejprve zavede neaktivní aplikační trubička či hadička, která se přesně nastaví. Pro přesné nastavení, jakož i pro plánování dávkové distribuce, se provádí navigace rtg zobrazením (nejčastěji C-rameno, min. 2 kolmé projekce pro získání prostorově-volumového obrazu), popř. CT, ultrasonografie či NMRI. Do této trubičky se pak na stanovenou dobu zavádí vlastní zářič tvaru malého válečku (upevněný na vodící drátek), který se po skončení expozice vrací zpět do stíněného boxu. Dřívější manuální afterloading byl nyní nahrazem automatickým afterloadingem, při němž jsou zářiče zaváděny a vraceny zpět pomocí elektronicky řízených motorků. Stíněný kontejner může obsahovat větší počet radioforů *), které lze zavádět buď postupně nebo současně do různých transportních cest - obr.3.6.7 vlevo. Pohybem zdrojů v aplikákátoru řídíme čas, po který se zdroj nachází v určitých pozicích, čímž dosahujeme požadované distribuce radiační dávky v cílovém objemu. Automatický afterloading podstatně zpřesňuje terapeutický efekt a výrazně snižuje (či dokonce zcela eliminuje) radiační zátěž pracovníků při provádění brachyradioterapie.
*) Na ideovém schématu v levé části obr.3.6.7 jsou pro obecnost znázorněny všechny možnosti. Současné přístroje HDR afterloadingu však obsahují zpravidla jen jeden silnější zdroj ¹⁹²Ir. Je to z ekonomických a technických důvodů: zářiče jsou drahé a rozpadají se (je třeba je obměňovat); mechanismus pro současné zavádění více zářičů je technicky komplikovaný. Tento intenzívní radiofor se v případě potřeby postupně zavádí do různých transportních cest k dosažení požadované dávkové distribuce v cílovém objemu, do něhož jsou jednotlivé aplikátory zavedeny; toto zavádění je dostatečně rychlé. Pro přesné rovnoměrné zavedení aplikátorů v požadované geometrii podle ozařovacího plánu se někdy používá speciální mřížková šablona (template), podobná jako je schématicky znázorněná v pravé části obr.3.6.7.
  Perspektivními zářiči Pro brachyterapii by mohly být miniatirní elektronické rentgenové zdroje s nastavitelným dávkovým příkonem a volitelnou efektivní energií X-záření. Mají též výhodu v lepší radiační bezpečnosti a nepřítomnosti radioaktivního odpadu.

Obr.3.6.7. Dvě základní techniky současné brachyradioterapie.
Vlevo: Při dočasné brachyterapii jsou z otvorů hlavice stíněného boxu afterloadingu zářiče vedeny hadičkami do cílové oblasti a po expozici zase vraceny zpět do kontejneru. Vpravo: Při permanentní intersticiální brachyterapii jsou drobné radiofory pomocí aplikátorů trvale implantovány do cílové tkáně.

Permanentní brachyterapie
Zářiče o kratším poločasu (dny až desítky dnů) jsou zavedeny do cílové tkáně trvale a působí dlouhodobě až do svého rozpadu a vyzáření. Dávkový příkon R klesá exponenciálně s poločasem rozpadu T_1/2 použitého radionuklidu: R(t) ~ G.A(t) = G.A_o.e^{-(ln2/T1/2).t}, celková radiační dávka je dána časovým integrálem D ~ G.₀ň^ĄA(t)dt = G.₀ň^ĄA_o.e^{-(ln2/T1/2).t}dt ~ G.A_o.T_1/2. Celková radiační dávka je tedy dána počáteční aplikovanou aktivitou A_o implantovaných zářičů.
  Radiobiologický účinek je obecně vyjádřen rovnicí LQ modelu (uvedenou výše v pasáži "Závislost radiačně biologického účinku na dávce a jejím časovém rozvržení") obsahující časové faktory buněčné reparace a repopulace. V počátečních stádiích permanentní brachyterapie prakticky nedochází k buněčné repopulaci v důsledu neustále dodávaného dostatečně vysokého dávkového příkonu. Z takto redukované rovnice LQ modelu (s reparací, ale bez repopulace) pak plyne pro biologickou efektivní dávku BED při permanentní brachyterapii nádorové tkáně s koeficienty a,b a rychlostní konstantou reparace l, pomocí radioforu o poločasu rozpadu T_1/2 a počátečním dávkovém příkonu R_o, zjednodušený vztah: BED = R_o.(T_1/2/ln2).{1+R_o/[(l+ln2/T_1/2).(a/b)]}. Počáteční dávkový příkon je zde úměrný počáteční aplikované aktivitě: R_o ~ G.A_o.
  Díky exponenciálnímu poklesu dávkového příkonu s časem je radiační účinek nejvyšší v počáteční fázi. Po uplynutí cca 3-4 poločasů poklesne dávkový příkon natolik, že reparační mechanismy buněk stačí příslušné změny eliminovat - deterministické radiační účinky vymizí, pokračující (a stále slábnoucí) radiační dávka je již terapeuticky neúčinná *) a "zbytečná" ("wasted dose" - "odpadní" či "jalová" dávka) - srov. s diskusí efektu dávkového příkonu v §5.2., část "LQ model".
*) Podíl neúčinné (zbytečné) dávky může být poněkud nižší (a terapeutický efekt tím přiměřeně vyšší), než by vyplývalo z LQ modelu, v důsledku dvou okolností:
1. Pokud během iradiace dochází k regresi tumoru, může se nádorová tkáň "scvrkávat" a zbylé nádorové buňky se dostanou do větší blízkosti radioforů, čímž se na ně zvýší dávkový příkon.
2. Pokud existuje hypersenzitivita k nízkým dávkám (viz §5.2, část"LQ model", pasáž "Odchylky od LQ modelu", obr.5.2.4c), mohou deterministické radiační účinky skrytě pokračovat i při nízkých dávkách.
  Permanentní intersticiální brachyterapie spočívá v implantaci většího počtu (několik desítek) drobných radioforů pomocí vhodných jehlových aplikátorů manuálního afterloadingu (pod rtg nebo ultrazvukovou kontrolou), příp. s použitím šablony tvaru pravidelné mřížky (template), přímo do cílové tkáně - obr.3.6.7 vpravo. Používají se např. zrna *) obsahující ¹²⁵I (g 35keV, X 27keV), každé o aktivitě cca 10-20MBq, nebo ¹⁰³Pd (X 21keV), příp. ¹³¹Cs (X 33keV). Zlato ¹⁹⁸Au má sice krátký poločas 2,7dne, ale příliš vysokou energii g 412keV, proto se již nepoužívá. Ozařování je poměrně dlouhodobé (poločas rozpadu ¹²⁵I je 60dní, ¹⁰³Pd má T1/2=17dní, u ¹³¹Cs je T1/2 9,7dne), z hlediska dávkového příkonu se jedná o LDR (či dokonce VLDR - Very Low Dose Rate) brachyterapii, přičemž vzhledem k nízké energii fotonového záření je radiační zátěž okolí minimální, prakticky veškeré záření se absorbuje v tkáni. Metoda je vhodná pro pomalu rostoucí nádory, používá se především u karcinomu prostaty. Pro ozařování malých ložisek ve složitějších strukturách, např. v oftalmologii, se vedle ¹²⁵I používají i beta-zářičee jako je ¹⁰⁶Ru(®¹⁰⁶Rh, poločas 174dní, max. energie 3,5MeV).
*) Několik zrn radioforu může být spojeno dohromady pomocí speciálního vlákna (tzv. strand). Při postupném vysunování z jehlového aplikátoru se zrna uspořádají lineárně ve stejné vzdálenosti, což zajišťuje homogennější prozáření cílové oblasti a též zabraňuje individuálním posunům (migraci) jednotlivých zrn v cílové tkáni, nebo dokonce jejich úniku mimo cílovou tkáň.
  I pro brachyterapii jsou v současné době používány počítačové plánovací systémy (i když ne tak komplikované jako u IGRT), které na základě snímků polohy zdroje (simulovaného značkami v aplikátoru afterloadingu) stanoví dávkovou distribuci v cílové tkáni a řídícímu systému afterloadingu určí časy a pohyby zdroje (popř. aktivity a polohy trvale aplikovaných radioforů) takové, aby v ozařovaném cílovém objemu byla dosažena požadovaná dávková distribuce. K účinnějšímu prozáření nádorové tkáně by částečně mohl přispívat i tzv. bystander efekt (viz §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření", část "Účinky záření na buňky"), který by snad mohl poněkud korigovat vliv mírných nehomogenit v prozáření nádorové tkáně - zvyšovat účinek v podexponovaných částech cílové tkáně.

Radioisotopová terapie otevřenými zářiči - nejtěsnější možná "brachyterapie"
Aplikujeme-li do organismu radioaktivní látku, vstoupí do metabolického procesu způsobem, který je dán chemickou formou látky - její farmakokinetikou. Podaří-li se nám označit vhodným radionuklidem látku, která se selektivně vychytává a akumuluje v nádorové tkáni, můžeme dostat velmi efektivní způsob radiační likvidace tumoru "zevnitř". Pro většinu nádorových procesů bohužel takovou vhodnou látku nemáme. Aplikace otevřených radionuklidů se používá i pro nenádorovou terapii v radionuklidové synovektomii (viz níže). Z hlediska výše uvedeného členění metod radioterapie (podle způsobu "zacílení" radiační dávky do postižené tkáně) je radioterapie pomocí otevřených radionuklidů nejtěsnější možnou brachyterapií (permanentní) - na buněčné úrovni.
  Pro terapii otevřenými radionuklidy je vhodné pouze záření s malou pronikavostí (krátkým doletem), především záření beta (jehož dosah v tkáni je zpravidla menší než 4mm), popř. alfa. Krátký dolet tohoto záření v tkáni zajišťuje, že účinek záření je lokalizován na orgán či oblast tkáně, v níž se radioaktivní látka vychytala. Záření gama má u této metody jen malý terapeutický účinek a jeho přítomnost naopak způsobuje nežádoucí ozáření i jiných orgánů a tkání než cílové tkáně. U smíšených zářičů beta-gama však záření gama může být s výhodou využito pro scintigrafické zobrazení distribuce radiofarmaka v organismu a monitorování průběhu terapie - viz kap.4 "Radioisotopová scintigrafie". Takovými smíšenými terapeutickými radionuklidy s použitelnou složkou záření g jsou především ¹³¹I [g 364keV(81%)], dále ¹⁵³Sm [g 70keV(5%) a 103 keV(28%)], ¹⁸⁶Re [g 137keV(9%)], ¹⁷⁷Lu [g 113keV(3%) a 208keV(6%)], ¹⁶⁶Ho [g 48-58keV(9%) a 81keV(6%)], nebo ²²³Ra [řada linií g 0,15-1 MeV].
  Optimální dávkování aktivity terapeutického radionuklidu vychází z kompromisu mezi maximálním požadovaným radiačním účinkem v cílové tkáni a radiotoxicitou preparátu, který se často vychytává a radiačně zatěžuje i jiné tkáně a orgány. Na základě důkladných laboratorních a klinických zkoušek je pro každé terapeutické radiofarmakum stanovena doporučená aplikovaná aktivita, většinou přepočítaná buď na váhu pacienta, nebo na plochu povrchu těla pacienta (empirický vzorec z výšky a váhy pacienta); výjimkou je aplikace do kloubů (viz níže), kde hodnoty doporučené aplikované aktivity jsou dány velikostí kloubu.
Pozn.: Stojí za povšimnutí, že základní požadavek "co nejvíce beta, co nejméně gama" na radionuklidy pro terapii je opačný než na radionuklidy pro diagnostiku (scintigrafii), kde hlavní složkou musí být záření gama a záření beta by mělo být zastoupeno co nejméně, nebo vůbec (jak je tomu ideálně u ^99mTc) - viz kap.4 "Radioisotopová scintigrafie".

Terapie štítné žlázy radiojódem ¹³¹J
Významnou výjimkou (kde "vhodnou selektivně vychytávanou látku máme") je karcinom štítné žlázy, kde si thyroidální nádorové buňky zpravidla zachovávají schopnost vychytávat a akumulovat jód, stejně jako zdravé buňky štítné žlázy (tak je tomu především u nádorových buněk diferencovaného karcinomu štítné žlázy). Aplikujeme-li tedy radioaktivní jód ¹³¹J (T1/2=8dnů, E_bmax=606keV, g 284keV(6%), (364keV(81%), 637keV(7%), 723keV(2%); aplikace perorálně ve formě roztoku jodidu sodného), vychytává se tento radionuklid v nádorových buňkách štítné žlázy (stejně jako neaktivní jód, chemické vlastnosti jsou stejné, buňky to "nepoznají"), a to i ve vzdálených metastázách. Záření beta ¹³¹J, které má v tkáni poměrně krátký dolet (max. 3 mm, efektivní dolet R₉₀ činí jen cca 0,8mm), likviduje svými ionizačními účinky nádorovou tkáň "zevnitř", a tedy selektivně, při minimální radiační zátěži okolních zdravých tkání. Pro terapii karcinomu štítné žlázy se aplikuje aktivita cca 3-7 GBq radiojódu.
Před vlastní radionuklidovou terapií karcinomu štítné žlázy se nejprve provádí chirurgické odstranění štítné žlázy (totální thyroidektomie). Následuje aplikace tzv. eliminační dávky radiojódu (cca 3GBq), která zlikviduje případnou funkční tkáň štítné žlázy, zbylou po chirurgickém výkonu (pacient pak musí trvale užívat thyroxin, hormon štítné žlázy). Pro zjištění metastáz se provede scintigrafie po aplikaci diagnostické aktivity ¹³¹J (a příp. hormonální stimulaci). Pak se teprve aplikuje hlavní terapeutická aktivita radiojódu, jejíž příslušná část se již může "nerušeně" vychytat v metastázách a způsobit tam požadovaný terapeutický efekt. Prostřednictvím záření gama 364keV lze průběžně radiometricky a scintigraficky monitorovat průběh terapie - vylučování aktivity z organismu a rozmístění akumulujících metastáz. Terapeutické aplikace radiojódu se v případě potřeby (na základě scintigrafického vyšetření) provádějí opakovaně.
  Tato metoda radiosotopové terapie karcinomu štítné žlázy, prováděná na pracovištích nukleární medicíny, je patrně vůbec nejúspěšnější radioterapeutickou metodou nádorového onemocnění, vedoucí k trvalému vyléčení - úspěšnost se pohybuje kolem 80%! Bohužel však jen u zcela speciálního a poměrně řídkého druhu nádorového onemocnění - diferencovaného karcinomu štítné žlázy.
  Vedle terapie karcinomu štítné žlázy nachází léčba radiojódem ¹³¹J uplatnění i při "méně radikální" terapii méně závažných onemocnění štítné žlázy. Je to především hypertyreóza (tyreotoxikóza) - patologicky zvýšená činnost štítné žlázy, při níž je do organismu vylučováno nadměrné množství hormonu štítné žlázy, které působí škodlivě (toxicky) zejména na srdeční činnost. Zde se pacientům aplikuje cca 200-600 MBq, ojediněle i více než 1000MBq, ¹³¹J (opět perorálně ve formě roztoku jodidu sodného), který se vychytává ve štítné žláze a radiačními účinky záření b eliminuje část buněk štítné žlázy, čímž se její funkce dostává do normálu. Hodnotu aktivity ¹³¹J k aplikaci je zde potřeba poměrně přesně individuálně stanovit pro každého pacienta na základě akumulace štítné žlázy a její geometrické velikosti (při nižší aplikované aktivitě by byl terapeutický efekt nedostatečný, při vyšší aktivitě ¹³¹J by bylo eliminováno nadměrné množství buněk a štítná žláza by se dostala naopak do hypotyreózy - patologického snížení funkce). Obdobným způsobem se provádí i terapie autonomního adenomu štítné žlázy, přičemž aplikovaná aktivita (opět individuálně dávkovaná) je zpravidla vyšší (až 3GBq) a doba terapie delší (cca 10 dnů).

Léčba hematologických onemocnění radiofosforem ³²P
Pro léčbu polycytemie (polycythaemia vera - vyznačuje se nadměrnou produkcí červených krvinek s hyperplazií hematopoetické tkáně) se používal radioaktivní fosfor ³²P (T1/2=14,3dne, E_bmax=1,7MeV, i.v. aplikace cca 200-500MBq ve formě fosfátu), který se částečně váže v kostní dřeni, kde záření beta svými radiačními účinky působí v profázi dělení mateřských buněk červených krvinek a snižuje tím hematopoézu. Účelem léčby je předcházet cévním mozkovým příhodám a dalším nepříznivým příznakům, podmíněným zvýšením celkového objemu červených krvinek. Radiofosfor ³²P se zkoušel podávat i u chronických myeloidních leukémií, lymfogranulomu, lymfosarkomu, mnohočetného myelomu - u části pacientů se projevil paliativní účinek. Celkově je však léčba radiofosforem již prakticky opuštěná; kromě relativně malého terapeutického efektu (při celkově vysoké radiační zátěži) je jedním z důvodů i riziko výskytu akutní leukemie při této terapii.

Radionuklidová terapie nádorů a metastáz
Otevřené b-radionuklidy se někdy používají pro paliativní radioterapii u pokročilých stádií nádorových onemocnění, zvláště u metastatického postižení skeletu, častého např. při karcinomu prostaty, prsu či plic. Další možnosti tzv. radioimunoterapie jsou zmíněny níže.
  Podmínkou úspěšnosti této paliativní terapie skeletu je přítomnost osteoblastické aktivity u metastáz - zjišťuje se pozitivním nálezem na scintigrafii skeletu. Po aplikaci vhodného osteotropního radiofarmaka značeného b-radionuklidem se toto radiofarmakum poměrně selektivně vychytává v osteoblasticky reaktivní zóně obklopující metastatický kostní proces. Lokální absorbce radiační dávky z b-záření způsobuje lokální inhibici nervových zakončení a tím požadovaný analgetický účinek. Bohužel nedochází zpravidla k výraznějšímu zmenšení velikosti vlastního tumoru (metastázy) - účinek není kurativní, ale jen paliativní.
  V minulosti (50.-60.léta) byl pro tento účel zkoušen výše zmíněný radioaktivní fosfor ³²P (cca 500MBq, ve formě fosfátu), avšak pro vysokou radiační zátěž kostní dřeně se již pro paliativní terapii metastáz nepoužívá. Nejčastěji používanými radionuklidy jsou zde nyní následující tři:
Stroncium ⁸⁹Sr
(T1/2=50,5dne, E_bmax=1,5MeV; aplikace cca 150MBq, chlorid)
Stroncium má podobný metabolismus jako kalcium a proto je ⁸⁹Sr intenzívně ikorporováno do anorganické složky kostní hmoty. V metastatických kostních lézích je akumulace až 10-krát větší než ve zdravé kostní tkáni.
Samárium ¹⁵³Sm
(T1/2=2dny, E_bmax=800keV, g 70keV(5%) a 103 keV(28%); aplikace cca 2GBq, chemická forma EDTMP - ethylene diamine tetra methylene phosphonate)
Chelátový komplex ¹⁵³Sm-EDTMP se váže na hydroxyapatit a selektivně se akumuluje v kostní tkáni, zvláště v oblastech jeho zvýšeného obratu - v kostních metastázách je cca 5-krát větší akumulace než ve zdravé kostní tkáni.
Rhenium ¹⁸⁶Re
(T1/2=3,8dne, E_bmax=1,07MeV, slabé g 137keV(9%); aplikace cca 1500MBq, chem. forma HEDP - hydroxy ethyliden diphosphonate)
Tento komplex se rovněž váže na hydroxyapatitové krystalky. Pozn.: Ve stejné chemické formě HEDP se zkušebně používá i rhenium ¹⁸⁸Re (T1/2=0,7dne, E_bmax=2,12MeV; získává se z generátoru ¹⁸⁸W/¹⁸⁸Re).
   Ve stádiu zkoušení jsou některé další radionuklidy:
Lutetium ¹⁷⁷Lu (T1/2=6,7dne, E_bmax=0,497MeV, g 113keV(3%) a 208 keV(6%); aplikace cca 1,5GBq, chem. forma ¹⁷⁷Lu-EDTMP nebo ¹⁷⁷Lu-J591 - značená monoklonální protilátka na specifický membránový prostatický antigen)
Rádium ²²³Ra (T1/2=11,4dne, rozpadová řada ²²³Ra (11,4 d., a) ® ²¹⁹Rn (4 s., a) ® ²¹⁵Po (1,8 ms., a ) ® ²¹¹Pb (36,1 min., b^-) ® ²¹¹Bi (2,2 min., a ) ® ²⁰⁷Tl (4,8 min., b^-) ® ²⁰⁷Pb (stabilní), E_a: 5,7MeV, 6,8MeV, 7,4MeV, 6,6MeV, E_bmax=1,4MeV, E_g: 0,15-1 MeV; aplikace cca 5MBq, chem. forma chlorid ²²³RaCl₂).
Astat ²¹¹At (T1/2=7,2hod., E_a: 5,8MeV,....., chem. forma ²¹¹At-cMAb U36 - značená chimerická monoklonální protilátka U36 s afinitou k nádorům z dlaždicových buněk v oblasti hlavy a krku).
   Účinnost terapie výše uvedenými radiofarmaky lze zlepšit současným podáním některých cytotoxických látek (např. mytomycin nebo cisplatina) - cytostatik, které zde působí jako radiosenzibilizátory. Velikost aplikované aktivity, a tím i terapeutického účinku, je limitována nežádoucími toxickými účinky, především hematologickými.
   I když paliativní terapie nevede zpravidla k vyléčení nádorového onemocnění, její význam spočívá v tom, že u vysokého procenta pacientů podstatně zlepšuje kvalitu života po dobu mnoha měsíců (při opakované terapii i několika let). Je určitá naděje, že v budoucnu se podaří na podobném principu provádět i účinnou kurativní terapii, např. specifickými protilátkami proti nádoru s navázaným radionuklidem. Při radioimunoterapii monoklonální protilátka "donese" zářič přímo k nádorovým buňkám, takže radiace je soustředěna především na nádorovou tkáň, s minimálními radiačními účinky na normální tkáně. Podobně může být cíleně dopraveno k nádorovým buňkám chemoterapeutikum - cytostatická látka.
Radioimunoterapie
Slibnou metodou, jak "dopravit" terapeutický radionuklid i do drobnějších nádorových ložisek rozesetých v těle, je označení vhodné protilátky k danému typu tumoru zářičem b nebo a a její aplikace do organismu. Imunitní mechanismus nádorových buněk zajistí, že takovéto (monoklonální) protilátky jsou schopny "najít" příslušné antigeny a selektivně se na ně navázat. Do nádorového ložiska je takto vnesen radioaktivní isotop a nádorová tkáň obdrží příslušnou dávku záření, která může vyvolat žádoucí terapeutický efekt. Jedná se o cílenou radioterapii vedenou pouze proti konkrétním druhům buňek (to ovšem bohužel jen teoreticky, ve skutečnosti je selektivita jen relativní, v praxi se optimálních výsledků zatím zdaleka nedosahuje).
Rutinně používanými radioimunoterapeutiky tohoto druhu je Ibritumomab Tiuxetan značený ⁹⁰Y (Zevalin), což je monoklonální protilátka proti non-hodgkinovským folikulárním lymfomům z B-lymfocytů, a Tositumomab značený ¹³¹I (Bexxar). Ve stádiu zkoušení je řada dalších přípravků, např. ¹³¹I-anti-CD45 (BC8) při akutní leukemii, ¹³¹I-81C6 anti-tenascin proti maligním mozkovým nádorům, ⁹⁰Y-anti-CD66 proti akutní leukemii, ....atd...(...přijde doplnit). Společným problémem je zatím poměrně nízká specificita a neúnosně vysoká cena.

Radionuklidová synovektomie
Radionuklidová synovektomie (zvaná též někdy radiosynoviortéza - RSO) se používá pro léčbu některých chronických koubních onemocnění, u nichž dochází k nadměrné tvorbě nitrokloubní tekutiny (hydropos) v hyperplasticky zmnožené synoviální výstelce kloubu. Je to především revmatiodní artritida, recidivující výpotky v kloubu, recidivující dekompenzovaná artróza, artritis psoriatica a další. Do dutiny kloubní se vstřikuje vhodný b-radionuklid v inertní formě koloidu (vodní suspenze citrátu nebo sulfidu)*), který se prakticky všechen absorbuje na povrchu synoviální membrány (koloidní částice jsou fagocytovány povrchově uloženými makrofágy v synoviální membráně) a svými radiačními účinky způsobuje fibrotizaci a nekrózu povrchové vrstvy synoviální membrány. Díky krátkému dosahu záření b se ozáření omezí pouze na synoviální výstelku, aniž dojde k poškození chrupavky. Výsledkem této terapie je omezení nadměrné tvorby nitrokloubní tekutiny, odstranění otoku a vymizení bolestivosti kloubu - lokální zastavení zánětlivého procesu (většinou dočasně, někdy i trvale).
*) Z hlediska výše uvedeného rozdělení radioterapeutických metod lze radionuklidovou synevektomii označit za permanentní intrakavitární brachyterapii s použitím otevřeného radionuklidu.
  Pro dosažení optimální radiační dávky při různých tloušťkách synoviální membrány u různých kloubů je vhodné aplikovat radionuklidy s různou energií záření b a tím různou penetrací - doletem záření (čím větší kloub, tím vyšší energie b), o aktivitě podle velikosti kloubu. Pro terapii kolenního kloubu se používá ytrium ⁹⁰Y (T1/2=2,7dne, E_bmax=2,28MeV; aplikace cca 200MBq ve formě citrátu), pro loket, rameno, zápěstí, kotník se používá rheium ¹⁸⁶Re (T1/2=3,7dne, E_bmax=1,08MeV, slabé g 137keV(9%); aplikace cca 50-200MBq ve formě sulfidu), pro malé klouby rukou a nohou pak erbium ¹⁶⁹Er (T1/2=9,4dne, E_bmax=352keV; aplikace cca 20-80MBq ve formě citrátu). Pro teraii kolenního a ramenního kloubu se někdy používá i holmium ¹⁶⁶Ho (T1/2=27hodin, E_bmax=1,8MeV, slabé g 48-58keV(9%) a 81keV(6%); aplikace cca 400MBq ve formě Fe-hydroxi-makroagregátů nebo boro-makroagregátů). Dříve používané koloidní zlato ¹⁹⁸Au (T1/2=2,7dne, E_bmax=961keV, g 412keV(96%) a 676keV(1%); aplikace cca 100MBq) mělo nevýhodné fyzikální vlastnosti (velmi silnou složku g) a je nyní již opuštěné.

Plánování a monitorování radionuklidové terapie
I při aplikaci téhož radiofarmaka se mohou u různých pacientů skutečné radiační dávky výrazně individuálně lišit, v závislosti na akumulační schopnosti nádorové tkáně, jakož i na funkčním stavu ledvin, kostní dřeně, jater, srdce a dalších orgánů. Pro zajištění optimálního průběhu a účinku radioisotopové terapie je proto vhodné sledovat, jakým způsobem se radiofarmakum vychytává v cílové tkáni (tumoru) a jak z ní postupně mizí. Pro minimalizaci nežádoucích účinků záření na zdravou tkáň je rovněž užitečné sledovat koncentraci radiofarmaka v jednotlivých dalších orgánech a tkáních (ledvinách, játrech, kostní dřeni, srdci, močovém měchýři atd.). Na základě tohoto monitorování distribuce radiofarmaka je v zásadě možno počítat (či odhadovat) efektivní radiační dávky - jak žádoucí v cílových tkáních, tak nežádoucí v jiných orgánech.
  Vlastní radionuklidové terapii předchází etapa plánování radioterapie, jejímž hlavním výstupem je stanovení aplikované aktivity daného radiofarmaka, popř. i časový plán opakovaných aplikací. Aplikovaná aktivita se nejčastěji stanovuje v podstatě paušálně, na základě doporučení vycházejících z experimentů a multicentrických studií v preklinické fázi zkoušení radiofarmaka. Ke stanovení radiačních dávek v jednotlivých orgánech z vnitřní distribuce radioaktivních látek se při těchto studiích často používá tzv. metoda MIRD (Medical Internal Radiation Dose), zahrnující řadu fyzikálních a biologických faktorů - viz §5.5, pasáž "Vnitřní kontaminace".
  Pro přesnější stanovení aplikované aktivity u konkrétních pacientů je v zásadě možno provádět monitorování individuální farmakokinetiky pacienta. Toto monitorování lze provádět jak v přípravné fázi plánování - aplikace diagnostické aktivity daného farmaka (značeného stejným nebo jiným, vhodnějším, radionuklidem g) a následné gamagrafické zobrazení, tak i v průběhu vlastní terapie.
Pro zevní monitorování vlastní radionuklidové terapie je výhodné, když použitý radionuklid má, vedle hlavní složky b či a, též nezanedbatelnou složku záření g - tak je tomu např. u radiojódu ¹³¹I nebo samária ¹⁵³Sm. Toto záření g volně (s určitou absorbcí) prochází tkání a jeho zevní dekekcí lze stanovit lokalizaci a v zásadě i aktivitu v tkáních a orgánech. U čistých radionuklidů b, jako je např. ⁹⁰Y, může být k detekci (gamagrafii) použito brzdného záření, avšak přesnost lokalizace a stanovení orgánové aktivity je podstatně horší.
............. doplnit ....+ obrázek..........

3.7. Technologické využití záření
Radiační technologie jsou procesy výroby a modifikace materiálů, založené na fyzikálních a chemických změnách vyvolaných ozářením ionizujícím zářením. Radiačně vytvořené ionty a radikály jsou chemicky velmi reaktivní, takže ozáření může v látkách "nastartovat" celou řadu chemických reakcí *). Při vhodné aplikaci tak lze ionizující záření využít k vyvolání žádoucích změn v ozařovaném materiálu.
*) Radiačně stimulované chemické reakce za spolupůsobení kosmického záření sehrály pravděpodobně velmi důležitou úlohu při syntéze molekul složitějších chemických látek, které posléze umožnily vznik a vývoj života - viz "Kosmické záření", část "Biologický význam kosmického záření". K těmto reakcím docházelo jak na Zemi, tak především ve vesmíru na částečkách mezihvězdného prachu, odkud se vzniklé látky mohly před více než 3 miliardami let dostat na Zemi při dopadu meteoritů z rozpadlých komet.
  Důležitou oblastí využití radiačních technologií je radiační chemie, která vyžívá chemických reakcí vyvolaných nebo iniciovaných ionizujícím zářením. Některé z těchto reakcí mají řetězový charakter - relativně ne příliš velká dávka záření iniciuje reakci, která pak již probíhá samovolně a přináší výrazný efekt. Příkladem takových řetězových reakcí je radiační polymerace. Výhodou takto radiačně připravených polymerů je mimo jiné to, že výsledný materiál není znečistěn chemickými katalyzátory či iniciátory (které by bylo nutno použít při klasických technologiích).
  Vysokými dávkami záření lze konzervovat a sterilizovat materiály a předměty - zahubit mikroorganismy (bakterie, spory, viry) na povrchu i uvnitř. Ozářením těchto materiálů, uzavřených v příslušných obalech, lze tak zabránit biologickému rozkladu potravin či připravit sterilní materiály (např. obvazové) pro medicínské použití. K radiační sterilizaci se většinou používá záření g ze silných radionuklidových ozařovačů s ⁶⁰Co nebo ¹³⁷Cs, ozařuje se dávkou min 25kGy a vyšší. Celý proces je nedestruktivní, může probíhat uvnitř obalu výrobku, lze jej použít i na teplotně labilní látky či unikátní předměty (konzervace exponátů v muzeu).
  Další radiačně-technologickou metodou je iontová implantace: Ionty vhodných atomů, urychlené na energice v rozmezí několika keV až MeV (podle hloubky implantace), se vstřelují do ozařovaných materiálů za účelem modifikace povrchových vlastností či dopování povrchů vhodnými příměsemi, především u kovů a polovodičů. Hlavní oblastí použití jsou součástky pro slaboproudou elektroniku.
...........přijde doplnit..............
................-doplnit

2. Detekce záření		4. Scintigrafie

Vojtěch Ullmann