Ionizující záření v medicínské diagnostice, v materiálové analýze a v radioterapii nádorových onemocnění

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 a přílišná zjednodušení 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.
• Záření může proniknout i do míst jinak nepřístupných. 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.

Vedle vyšší technické a cenové náročnosti může být určitou nevýhodou radiačních metod 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 "Biologické účinky záření - 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. Fotonové záření, X, gama, proletí látkou rychlostí světla (korpuskulární záření jen o něco pomaleji) a od okamžiku, kdy látku opustí se v ní již nevyskytuje. Mohou přetrvávat jen fyzikálně-chemické (příp. posléze biologické) účinky záření :
¨ 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 deexcitacím a rekombinacím a látka pak již vůbec nezáří. Toto záření se do určité míry chová jako světlo: když ukončíme ozařování ("zhasneme"), záření okamžitě vymizí (je "tma"). Nezáří tedy pacient po rtg vyšetření ani po běžném radioterapeutickém ozařování gama nebo X, 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 protože došlo k jaderné 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", část "Hadronová radioterapie"). A samozřejmě září pacienti po aplikaci radioaktivní látky v nukleární medicíně (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, radioisotopové, 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 u 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 se 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
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 pohybu částic (papsrku), které 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 především 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 a zobrazovacích 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 - radiografie
Samotný pojem zobrazování vychází ze schopnosti našeho zraku vnímat světlo, jeho intenzitu, vlnovou délku a prostorové rozložení, 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".
  Radiografie je souhrnný název pro měření množství a zobrazování distribuce záření ze studovaných objektů, které emitují záření buď primárně, nebo sekundárně při jejich ozařováním z vnějších zdrojů záření. Toto zobrazení se provádí pomocí fotochemických projevů ve fotografických emulzích, světélkování luminiscencí stínitek a především fyzikálních procesů v elektronických zobrazovacích detektorech. Patří sem řada metod z oblastí rentgenové diagnostiky, radiační defektoskopie, gamagrafie (scintigrafie) s využitím radiofarmak.
   O metodách zobrazování pomocí různých druhů záření je pojednáváno níže. O rentgenovém zobrazení hned v následujícím §3.2 "X-záření - rentgenová diagnostika" (včetně dodatku "Rentgenové teleskopy"). Autoradiografie - fotografické zobrazení distribuce beta-radioindikátoru ve zkoumaných preparátech při těsném kontaktu fotografické emulze se vzorkem je popsáno v §2.2 "Fotografická detekce ionizujícího záření", pasáži "Autoradiografie". 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 a kvantifikace časových změn v různých částech obrazu, odrážejících dynamiku příslušných procesů ve zobrazovaném objektu); tynto aspekty jsou podrobně rozebírány 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, lidově "rentgenování"). Z fyzikálního hlediska zde probereme přístrojovou techniku a metody RTG diagnostiky :

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 (viz též §1.1, část "Stavba atomů"). Tyto 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 náhodně vložil svou ruku, objevily se na stínítku slabé obrysy kostí. Bylo jasné, že z katodové trubice vycházejí neznámé pronikavé paprsky - "paprsky X", jak je nazval Roentgen (písmeno X jako symbol pro něco neznámého - neznámá proměnná v matematice, neznámá osoba v detektivce). Toto záření dovede 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.

Objev X - záření. Vlevo: Laboratoř W.C.Röntgena ve Würtzburgu. Uprostřed: Röntgen předvádí své X-záření. Vpravo: X-záření ve stejné době nezávisle objevili H.Jackson a A.A.Campbell-Swinton, nezabývali se však tehdy medicínkou aplikací.

  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. Roentgen se tak stal prvním rentgenologem (radiologem)...
  Roentgen i další badatelé si zpočátku mysleli, že pronikavé záření vzniká ve zředěném plynu katodové trubice. V dalších experimentech se ukázalo, že zdrojem X-záření není samotný výboj v plynu, ten pouze dodává elektrony, které se urychlují a při svém dopadu na anodu vzbuzují brzdné X-záření. Odstranění (vyčerpání) plynu a použití žhavené katody emitující elektrony zvýší účinnost vzniku rtg záření - během několika desítiletí se tak vyvinuly vakuové rentgenky (podrobně popsané 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. Princip rentgenové diagnostiky .
Vlevo: Základní principiální schéma rentgenového zobrazení. Uprostřed: Spektrum X-záření rentgenky (filtrované).
Vpravo: První rtg snímek pořízený samým Roentgenem - ruky jeho manželky i s prstenem (podle jiných pramenů se zde snad jednalo o ruku jeho přítele prof. anatomie A.Koellikera..?..).

Vznik a vlastnosti rentgenového obrazu
Při použití RTG záření k zobrazování (zvláště v medicíně) se využívá jeho základní vlastnosti pronikat i materiály neprůhlednými pro světlo. Základní principiální schéma rentgenového transmisního zobrazení je v levé části obr.3.2.1. Pronikavé elektromagnetické X-záření o energii fotonů cca 20¸150keV (vlnové délky cca 5 až 50 pikometrů), vznikající v rentgenové elektronce, prochází přes vyšetřovaný objekt (tkáň organismu), přičemž část záření se absorbuje v závislosti na tloušťce a hustotě tkáně, zatímco zbylá část prochází tkání a je zobrazována buď fotograficky, nebo na luminiscenčním stínítku, nověji pak pomocí elektronických detektorů. V těle je X-záření nejvíce pohlcováno kostmi, méně měkkými tkáněmi, nejméně tělními dutinami a vzduchem. Při expozici X-zářením vzniká tak rentgenový obraz vyšetřované tkáně, který je projekčním stínovým obrazem denzitním, zobrazujícím rozdíly v hustotě tkání *). Jinak řečeno, rtg obraz vzniká projekcí X-záření z ohniska anody, přes tkáňové struktury uvnitř organismu s různými absorbčními koeficienty a různými tloušťkami, na film či zobrazovací detektor. Různým absorbcím X-záření v různých tkáních jsou na obraze přiřazovány různé intenzity ve stupnici šedi; toto přiřazení je realizováno buď analogovým způsobem (zčernání filmu), nebo digitálně (elektronické zobrazovací detektory + počítač, viz níže). Vzniká tak obraz odrážející velikosti, tvary a uspořádání tkání a orgánů v organismu, včetně případných změn vyvolaných patologickými procesy.
*) Diferencovaná absorbce X-záření je základem vzniku RTG obrazu. Tato absorbce závisí na tloušťce vrstvy, hustotě a protonovém čísle prozařované látky. 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 v těchto místech méně intenzivní obraz či menší zčernání fotografického filmu. Na obr.3.2.1 vpravo je rtg obraz na fotografickém filmu.
  X-záření interaguje s atomy tkáně především dvěma procesy, podrobněji rozebíranými v §1.6, část "Interakce záření gama a X": fotoefekt a Comptonův rozptyl (tvorba elektron-pozitronových párů zde nenastává vzhledem k nízké energii fotonů používaných při rtg diagnostice; nevýznamnou výjimkou mohou být portálové a tomo-terapeutické snímky na radioterapeutických ozařovačích, viz §3.6 "Radioterapie"). Oba tyto procesy se podílejí na rozdílné absorbci záření v jednotlivých tkáních (a též na rozdílné absorbci v normálních a patologických okrscích v rámci téže tkáně), v závislosti na tloušťce, hustotě látky a protonovém čísle atomů. Právě na této rozdílné absorbci X-záření v různých tkáních, jakož i jejich fyziologických či patologických stavech, je založena rtg diagnostika.
Chemické (atomové-prvkové) složení tkání a orgánů ?
Různé tkáně a orgány se liší svým chemickým složením, což se může, ale nemusí, odrážet v jejich různých hustotách. Pokud mají dvě sousední struktury v organismu stejný nebo blízký absorbční koeficient (lineární součinitel zeslabení) pro použité X-záření, na RTG obrazech budou od sebe nerozlišitelné - budou se jevit jako identické, i v případě když jejich materiálové (chemické, prvkové) složení bude výrazně odlišné. Diferenciace či klasifikace různých typů tkání standardním RTG zobrazením je tedy velmi obtížná a často nemožné.
  Určitou možností aspoň částečného rozlišení materiálového složení zobrazovaných struktur je měření - zobrazení při různých energiích X-záření - spektrometrie X-záření. Těmito možnostmi se budeme zabývat níže v pasážích "Elektronické zobrazovací detektory X-záření" - "Photon-counting RTG zobrazení", "Detektory X-záření pro CT" a "CT s 2 rentgenkami - DSCT : Dual Source a Dual Energy CT".

Kvalita rtg obrazu 
Pro kvalitní rtg zobrazení a rozpoznání jemných struktur a anomálií jsou důležité především tři parametry:
¨ Ostrost a rozlišovací schopnost zobrazení
Pro ostrost projekčního obrazu je důležitý malý rozměr dopadového ohniska, z něhož je X-záření emitováno (viz níže "Konstrukční provedení rentgenky"). Pro klasickou rtg diagnostiku má ohnisko velikost cca 0,5¸2mm, pro rtg mikroskopii je však požadováno téměř bodové ohnisko o průměru řádově mikrometry. S ostrostí úzce souvisí prostorová rozlišovací schopnost zobrazení *). Ostrost a rozlišovací schopnost může být též ovlivněna vlastnostmi zobrazovacího média - fotografického filmu, zesilovacích fólií, elektronických zobrazovacích detektorů. Rozlišovací schopnost rtg zobrazení se pohybuje kolem cca 0,5-2mm, v závislosti na velikosti ohniska (u rtg mikroskopie může být i tisíckrát lepší!).
*) Rozlišovací schopnost je definována jako nejmenší vzdálenost dvou "bodových" objektů, při níž se tyto ještě zobrazí jako dvě oddělené struktury; nebo ekvivalentně jako pološířka profilu obrazu bodového objektu. Při menší vzdálenosti se již oba objekty zobrazí jako jeden, nejsou rozlišeny. Podobně jako ve fotografii se rozlišení často měří v maximálním počtu čar na milimetr [lp/mm], které lze ještě rozlišit; v praxi se reálné rozlišení pohybuje kolem 2-5 lp/mm. Kvalita RTG zobrazení z hlediska reálného rozlišení se někdy podrobně kvantifikuje pomocí tzv. modulační přenosové funkce MTF, udávající pomocí Fourierovské harmonické analýzy, jaké podrobnosti zkoumaného objektu lze s daným kontrastem zobrazit. Problematika rozlišení, kontrastu a rozpoznatelnosti lézí na rtg obraze je do značné míry podobná jako u scintigrafického zobrazení - je podrobně rozebíráno v §4.2, část "Kvalita scintigrafického obrazu a detekovatelnost lézí".
  K podstatnému zhoršení ostrosti a rozlišovací schopnosti dochází zvláště při rozmazání obrazu v důsledku pohybu pacienta během expozice - pohybová neostrost. Toto riziko se u moderních přístrojů minimalizuje zkrácením expoziční doby, díky současnému zvýšení intenzity X-záření. Rovněž pohyby určitých struktur uvnitř těla - tepání srdce či dýchací pohyby - vedou k rozmazání obrazu. Tento nepříznivý vliv se dá eliminovat hradlováním (trigrováním) a synchronizací obrazu v určitých fázích srdeční pulzace či dýchání - EKG-gating, respiratory-gating.
¨ Kontrast zobrazení,
vyjadřující gradient zobrazení rozdílů v absorbci X-záření pomocí stupnice šedi, je dán dvěma faktory. V prvé řadě je to poměr absorbčních koeficientů pro různé druhy zobrazované tkáně. Ten záleží především na rozdílnosti v hustotě (denzitě) jednotlivých okrsků tkáně; tam, kde je tento rozdíl nepatrný nebo žádný, si jej někdy můžeme zvýšit aplikací kontrastních látek (viz níže). Kontrast v absorbci dále závisí na energii X-záření. Pro tenší vrstvy měkké tkáně je vhodnější měkké X-záření (cca 20keV), které interaguje především fotoefektem se strmějším rozdílem absorbce v závislosti na denzitě (největší kontrast se dosahuje pro energie X-záření blízké vazbové energii elektronů na K nebo L slupkách atomů vyšetřovaného materiálu). Pro zobrazení tlustších vrstev a hutnějších materiálů (třebas struktury skeletu) je zapotřebí tvrdšího X-záření (cca 80¸100keV). Kontrast je negativně ovlivňován Comptonovsky rozptýleným zářením (viz níže "sekundární clony"). Významným geometricko-anatomickým faktorem, podstatně zhoršujícím kontrast rtg obrazu a celkovou rozpoznatelnost lézí, je prozařování a superpozice X-záření z jednotlivých vrstev tkání a orgánů v různých hloubkách, obecně s různými denzitami. Tento nepříznivý efekt je do značné míry eliminován u tomografického zobrazení CT.
  U digitálních přístrojů lze kontrast dodatečně zvýšit počítačovým zpracováním (post-processing) - vhodnou jasovou modulací obrazu. Při takovém zpracování je důležitá tzv. bitová hloubka - počet bitů, v němž je obraz vytvářen v procesu analogově-digitální konverze (ADC) z elektronického detektoru X-záření do obrazové matice v počítači. Při zobrazení pak bitová hloubka udává maximální počet odstínů šedi, které jsme schopni na snímku zobrazit - čím větší je tento počet stupňů šedi, tím prokreslenější se nám zobrazují zvláště malé rozdíly denzity a jemné detaily. Vyšší počet bitů v obraze umožňuje zdůraznit detaily v obrazu pomocí vhodných zobrazovacích oken jasové modulace - roztažení určitého malého rozmezí jasových hodnot v obraze na celou škálu.
Vztah mezi nejčastěji používanou bitovou hloubkou a maximálním počtem odstínů šedé je následující (je dán mocninou 2^b):
2 bity = 2 odstíny (jen bílá a černá); 4 bity = 16 odstínů; 8 bitů = 256 odstínů; 12 bitů = 4096 odstínů; 14 bitů = 16384 odstínů; 16 bitů = 65536 odstínů; 24 bitů = 16777216 odstínů.
Velký počet odstínů (desítky a stovky tisíc) sice již oko přímo nerozliší, avšak umožňuje to použít úzká zobrazovací okna pro zdůraznění gradientů denzity.
¨ Počet fotonů v obraze - statistický šum
Pro získání kvalitního dobře exponovaného obrazu je třeba určitý optimální počet fotonů X-záření. U filmů a luminiscenčních stínítek je tento počet fotonů dán především citlivostí použitého materiálu, aby obraz nebyl podexponovaný nebo přeexponovaný. U digitálních zobrazovacích detektorů můžeme sice jas obrazu dodatečně upravit, avšak kvalita obrazu je přesto dána následujícím faktorem: Emise X-záření, jeho interakce i zobrazovací detekce je podřízena stochastickým kvantovým zákonitostem, vedoucím ke kvantovým statistickým fluktuacím toku fotonů. Při nedostatečném počtu fotonů X-záření je obraz "zašuměný", složený z rušivých arteficielních jasnějších a tmavších skvrnek a shluků bodů, v nichž mohou jemné struktury a detaily zanikat. Máme-li v daném elementu (pixelu) obrazu registrovaný počet N fotonů X-záření, pak lokální statistické fluktuace - rozptyl, relativní chyba - činí SD = 1/ÖN. Pro získání dobře prokresleného obrazu se statistickými fluktuacemi menšími než 3% je třeba v každém elementu obrazu zaznamenat více než 1000 fotonů, pro 1% fluktuace musí být více než 10 000 impulsů/element. U digitálních zobrazovacích detektorů - flat panelů (popsaných níže) - závisí kvalita rtg obrazu z hlediska šumu na citlivosti senzoru: ta se udává pomocí detekční kvantové účinnosti DQE (Detection Quantum Efficiency), což je procentuální množství fotonů X-záření dopadlých na detektor, které je skutečně detektorem zaznamenáno a využito k tvorbě snímku (zbytek je neužitečně pohlcen vstupním okénkem či materiálem detektoru bez scintilační či elektrické odezvy). U digitálních rtg obrazů, především CT, se statistický šum obrazu vyjadřuje v Hounsfieldových jednotkách HU (zavedených níže v části "Rentgenová tomografie -CT", pasáž "Vznik denzitního obrazu"); v kvalitním obraze by šum SD neměl přesahovat cca 20-30 HU. Celkový počet fotonů pro expozici daného snímku se nastavuje pomocí součinu proudu rentgenkou a expozičního času (viz níže část "Rentgenka", pasáž "Brzdné X-záření") - "miliampér-sekundy" [mAs]; může být též elektronicky regulován pomocí expoziční automatiky - viz níže "Nastavení parametrů X-záření", pasáž "Expozice".
¨ Artefakty na rtg obrazu
Za určitých okolností se na rtg obrazech mohou objevit některé struktury, které nemají svůj původ ve zobrazovaném předmětu - jsou to falešné artefakty. Mohou být způsobeny nehomogenitami, defekty nebo nečistotami na fotografickém filmu či zesilovacích fóliích, nehomogenitami v detektorech flat-panelu, nežádoucími předměty (např. kovovými) ve svazku X-záření. U CT zobrazení se mohou uplatnit i tzv. strukturní artefakty, vznikající při rekonstrukci transverzálních řezů v místech s ostrými rozdíly denzity, především na přechodu kosti a měkké tkáně.

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. Má tedy dvě kovové elektrody :
--> Katoda
tvořená tenkým kovovým drátkem, svinutým do úzké spirálky. Pro žhavené vlákno katody je vhodný takový kov, který je teplotně velmi odolný - má vysoký bod tání, je pevný a mechanicky stabilní, má nízkou výstupní práci emise elektronů. Nejčastěji se používá wolfram, který má vysokou teplotu tání 3300 °C. Je to v zásadě podobné jako u wolframových vláken klasických žárovek (kde však jde o emisi světla, nikoli elektronů).
  Na tuto kovovou spirálku se přivádí elektrický proud (několika Ampér), čímž se vlákno rozžhaví na teplotu cca 2000 °C. Termoemisí pak dochází k uvolňování elektronů z kovu - žhavená katoda emituje elektrony. K uvolňování elektronů dochází tehdy, když elektrony při svém termálním pohybu získají kinetickou energii vyšší než je výstupní práce elektronů z daného kovu. S rostoucí teplotou kovu pak výrazně narůstá hustota termoemise elektronů. Závislost intenzity termoemise J na teplotě kovu T je popsána Richardsonovým vzorcem :
        J   =   F . T² . e^-w/(k.T)   ,
 kde J je hustota proudu emitovaných elektronů [A/cm²] - proud na jednotku plochy emitujícího povrchu kovu, T je absolutní teplota kovu [°K], w je výstupní práce elektronů [eV], k=8,62.10^-5 eV/°K je Boltzmanova konstanta. Emise elektronů má stochastický charakter kvantového tunelového jevu (§1.1, pasáž "Tunelový jev").
  F je materiálově závislá konstanta [A/(cm².°K²)], pro wolfram má hodnotu F~ 60 A/(cm².°K²). Výstupní práce elektronů z wolframu je w=4,5 eV a začíná emitovat elektrony při zahřátí na teplotu vyšší než 2000 °C, k účinné emisi však dochází až při teplotách 2300-2500 °C.
Pro katodu rentenky se místo čistého wolframu někdy používá wolframové vlákno pokryté vrstvou thoria, které má nižší výstupní práci elektronů jen 2,6 eV. Malé množství thoria, přimíchané do wolframu, v drátku zahřátém na cca 2500°C driftuje do povrchové vrstvy, kde způsobuje účinnější termoemisi elektronů. Katoda z tohoto thoriovaného wolframu účinně emituje elektrony již při teplotě 1700-1900 °C. Touto nižší pracovní teplotou se asi trojnásobně prodlužuje životnost katody.
  Pokud by na anodě nebylo kladné napětí, emitované elektrony by utvořily elektronový oblak kolem katody a jejich odpudivá síla by další termoemisi zabránila (tak je tomu kolem vlákna žárovky). Při dostatečně vysokém kladném napětí (>60kV) na anodě jsou však termoemisní elektrony průběžně odváděny od katody a urychleně se pohybují směrem k anodě, elektronový oblak se nevytváří. Pokud je ale anodové napětí poměrně nízké (<40kV), část emitovaných elektronů již na anodu nedoletí a okolo katody zůstává větší či menší elektronový oblak, bránící silnější termoemisi elektronů. Silnější žhavení katody již pak nevede k vyšší termoemisi a k většímu elektronovému proudu rentgenkou.
 Katoda tvaru plochého emitoru
Některé nové rentgenky místo klasického spirálového vlákna mají žhavenou katodu řešenou technologií tzv. plochého emitoru (flat emitter). Je tvořena obdélníčkem žhaveného tenkého plechu, maskovaného několika otvory. Nastavením záporného napětí mezi štěrbinou katody a emitorem lze přesněji dosáhnout velmi ostře lokalizovaného dopadového ohniska na anodě.
--> Anoda
Elektrony emitované z katody jsou přitahovány k anodě *) s vysokým kladným napětím, přičemž jsou silným elektrickým polem urychlovány na kinetickou energii E = U.e, danou vysokým napětím U mezi katodou a anodou (tj. E = cca 20¸200keV) a nábojem elektronu e. Těsně před dopadem na anodu získá elektron s nábojem e a hmotností m_e značně vysokou rychlost v = Ö(2.e.U/m_e) (pro napětí U=60kV budou mít elektrony kinetickou energii 60keV a dopadovou rychlost v přibližně 150000km/s, což je poloviční rychlost světla). 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.
 Volt-ampérová charakteristika rentgenky
Pro elektronický provoz rentgenky je důležité, jak závisí proud elektronů [mA] rentgenkou na anodovém napětí [kV] - volt-ampérová charakteristika - a též na žhavicím proudu [A] katody. Při daném žhavení katody (např. proudem cca 5A, na teplotu cca 2300°C) se při zvyšování anodového napětí elektronový proud rentenkou postupně zvyšuje (stále další elektrony z oblaku kolem katody se dostávají na anodu) a pak dosáhne nasycení - všechny termoemisí uvolněné elektrony dopadají na anodu a již nejsou žádné další volné elektrony, které by při vyšším anodovém napětí mohly doletět na anodu.
  Důležitá je též katodová proudová charakteristika rentenky - závislost výsledného elektronového anodového proudu na žhavicím proudu katody. Tato charakteristika je různá při různém anodovém napětí. Obecně s rostoucím žhavicím proudem zpočátku roste i anodový proud, avšak pouze do určité hodnoty. Při nízkém anodovém napětí (<40kV) dochází k saturaci - zvyšování žhavicího proudu již nevede k růstu anodového proudu: elektrický potenciál není dostatečný, aby všechny termoemitované elektrony doletěly na anodu, vzniká elektronový mrak kolem katody. Pouze při vysokém anodovém napětí (>60kV) již všechny termoemisí uvolněné elektrony dopadají na anodu a efekt elektronovího oblaku a saturace nenastává.
--> 3. elektroda - mřížka ?
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).
Brzdné X-záření 
Brzdné záření je důsledkem zákonitostí Maxwellovy elektrodynamiky, podle nichž při každém nerovnoměrném ("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". Proto 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) - viz též §1.6, pasáž "Brzdné záření".
  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 kinetických energií E_e dopadajících elektromů (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] .
Převedením počtu elektronů n_e na proud I = n_e.q_e/t a dosazením hodnoty náboje elektronu q_e=1,6.10^-19C (=1,6.10^-16mAs) z tohoto vztahu plyne výsledný tok fotonů I_X [počet fotonů/s.] brzdného záření v závislosti na proudu rentgenkou I[mA] a anodovém napětí U[kV]:
                           I_X = U . I . (Z/1,6) . 10¹⁰   [fotonů/s]   ,
který bude použit níže v pasáži "Nastavení parametrů X-záření". 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 anody - mění se na teplo.
  Celkové energetické spektrum X-záření (brzdného+charakteristického), emitovaného z anody rentgenky, je nakresleno níže na obr.3.2.5 vpravo nahoře. Grafický tvar energetického spektra I(E) spojitého brzdného X-záření se přibližně aproximuje tzv. Kramersovým vzorcem :
                           I(E) = K . I . Z . (E_max - E)   ,
kde I(E) je relativní intenzita fotonů energie E, Kje konstanta, Z je protonové (atomové) číslo materiálu anody, E_max je maximální energie fotonů X-záření, daná kinetickou energií dopadajících elektronů. Je jasné, že I(E_max) = 0 a vzorec platí jen pro E<E_max .
  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. Elektrony nízké energie jsou většinou rozptylovány na vnějších slupkách atomů materiálu anody a vysílají měkké záření, které často ani nedosahuje rentgenového energetického oboru. Čím vyšší je energie dopadajících elektronů, tím vyšší je pravděpodobnost že proniknou hlouběji do atomů anody, až do blízkosti jádra, kde působí největší elektrické síly výrazně měnící vektor rychlosti elektronu, což vede k vyšší energii i účinnosti produkce brzdného X-záření. 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 hluboko do atomů 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 řadu fotonů brzdného (i charakteristického) záření o nízké energii; některé z nich spadají do oblasti měkkého X-záření, jiné do oblasti UV a viditelného světla (vznikající nízkoenergetické fotony se často absorbují v materiálu anody a nevyletí ven). 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 blíže k jádru, kde mohou být zabrzděny téměř jednorázově. V závislosti na impaktním faktoru jednotlivých elektronů vůči atomům anody, který je náhodný, 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. V tomto spojitém spektru jsou nejvíce zastoupeny fotony X-záření o nízkých energiích, jen velmi malé procento v koncové části spektra odpovídá vysokým energiím, blízkým energii dopadajících elektronů, danou vysokým napětím mezi katodou a anodou rentgenky (viz níže obr.3.2.5 vpravo nahoře).
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 60.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 *). A Kramerův vzorec pro spektrum se uváděl ve tvaru I(l) = K.Z.I.[(l/l_min) - 1]/l² (v tomto tvaru jej v r.1923 sestavil H.A.Kramers; tehdy se X-záření popisovalo pouze vlnovou délkou).
  Tento způsob byl značně nevýhodný a zavádějící, zvláště ve vztahu k mechanismu vzniku tohoto záření, kde vystupují hodnoty urychlujícího napětí v [kV]. Nyní je již dávno opuštěný, spektrum X-záření se vyjadřuje zásadně 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 brzdného 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.
  Pro vznik charakteristického X-záření je potřeba určité minimální (prahové) anodové napětí, vyšší než je vazbová energie elektronů na K-slupce atomů materiálu anody (pro wolfram je to cca 70keV, pro molybden 20keV). Pokud je anodové napětí nižší, vzniká v rentgence pouze spojité brzdné záření, při překročení prahového napětí obsahuje spektrum jak brzdné záření, tak píky charakteristického X-záření.
  Zastoupení charakteristického X záření v celkovém spektru rentgenky závisí na materiálu anody a anodovém napětí. Pro wolframovou anodu činí při napětí 100kV přibližně 30%, při napětí 200kV již jen cca 3%.

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 kilovoltů. 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 níže). Jedním z technických parametrů je maximální výkon rentgenky [kW] - špičkový elektrický příkon elektrického proudu rentgenkou, který rentgenka ještě "snese" aniž by se přehřála a tepelně poškodila.
  Nejčastěji 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. U rentgenek pro X-záření kolem 20keV pro mamografii je anoda z molybdenu.
  Rentgenky můžeme rozdělit do dvou hlavních skupin, kterými se řídí jejich konstrukční provedení (+ třetí skupina speciálních konstrukcí uvedených níže) :
¨ 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; anoda bývá aktivně chlazena průtoken chlacího média jejím vnitřkem.
¨ Rentgenky pro rtg diagnostiku
s fokusací elektronového svazku do ohniska a většinou s rotující anodou (pro zabránění lokálnímu přehřívání ohniska). Níže se budeme zabývat především těmito rentgenkami pro radiodiagnostiku. Terčíkovým materiálem anody je většinou wolfram, pro nízké energie X-záření (kolem 20-40keV) se jako terčíkový materiál anody používá molybden; rentgenka je navíc opatřena beryliovým výstupním okénkem - viz níže "Rtg mamografie".
¨ Speciální druhy rentgenových trubic 
 Mikroohniskové rentgenky (microfocus X-ray Tube) mají extrémně malé dopadové ohnisko elektronů na anodu, řádově pouze mikrometry. 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.

Obr.3.2.2. Speciální mikrofokusová rentgenka s transmisní anodou pro rentgenovou mikroskopii

Historický vývoj rentgenových trubic
Rentgenové trubice se prapůvodně vyvinuly z výbojek, což jsou plynem plněné skleněné trubice s elektrodami, na něž se přivádí napětí řádově stovky voltů. Další etapou byly Crookesovy katodové trubice - výbojky s velmi zředěným plynem, na jejichž elektrody se přivádí vysoké napětí jednotky až desítky kilovoltů. Klasický zářivý výboj zde již prakticky nenastává, ale ionizace atomů zředěného plynu uvolňuje elektrony, urychlované vysokým napětím směrem k anodě - katodové záření. Kromě světélkování baňky či vložených předmětů vzniká přitom i sekundární pronikavé fotonové záření - X-záření (objevené Röntgenem a nezávisle i jinými badateli), brzdné a charakteristické. Katodové trubice sehrály důležitou úlohu i v atomové fyzice, s jejich pomocí objevil J.J.Thomson elektrony, což umožnilo proniknout do stavby atomů.
  První rentgenky se "studenou katodou" byly vlastně Crookesovy katodové trubice se speciálně upravenými elektrodami. Důležitým mezníkem bylo vytvoření vakuové rentgenky se žhavenou katodou, kterou zkonstruoval W.D.Coolidge v r.1913 (je znázorněna na obr.3.2.1 vlevo). Později, při zvyšování výkonu, byla u rentgenek pro rtg zobrazovací diagnostiku doplněna rotace anody a též další technická zdokonalení a speciální konstrukce (viz níže). V současné době jsou prováděny experimenty s laserovými zdroji X-záření - ať již buzení charakteristického X-záření ve vysokoteplotní plasmě vytvořené laserovým paprskem, nebo brzdného X-záření při dopadu urychlených elektronů na terčík. Na okraj můžeme poznamenat, že za nejkomplikovanější speciální "rentgenky" (zdroje X-záření) můžeme považovat wigglery a undulátory elektronových synchrotronů (viz §1.5, část "Urychlovače nabitých částic").

Fokusace elektronů, ohnisko
Pro dosažení dobré ostrosti a rozlišení projekčního 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 - wolframová spirálka - 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.
*) Klasické 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.
  Některé nové rentgenky místo klasického žhaveného vlákna mají žhavenou katodu řešenu technologií tzv. plochého emitoru (flat emitter). Je tvořena obdélníčkem žhaveného tenkého plechu, maskovaného několika otvory. Nastavením záporného napětí mezi štěrbinou katody a emitorem lze přesněji dosáhnout velmi ostře lokalizovaného dopadového ohniska na anodě.
Asymetrie svazku X-záření z ohniska, heel efekt 
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 ke změně tvaru vyzařovací charakteristiky z terčíku na anodě, k určité úhlové asymetrii svazku X-záření vycházejícího ze zkosené anody: pro úhel cca 30° ve směru ke katodě je intenzita záření asi o 5% vyšší než ve středu (0°), v opačném směru (k disku anody) pak asi o 15% nižší. Toto tvarování vyzařovací charakteristiky se někdy označuje jako anodový heel efekt (anode heel effect), jakýsi "efekt paty", "zešikmení". Tento jev se může projevit určitou menší nehomogenitou rtg obrazu, zvláště při expozicích velkých zobrazovaných polí, nebo při rtg mamografii. Tato nehomogenita je plynulá a pozvolná, takže při vizuálním hodnocení nepůsobí rušivě; přesto však se u digitálního vyhodnocování někdy provádí její počítačová korekce.
 Chlazení a rotace anody
Jak bylo výše zmíněno, naprostá většina (téměř 99%) kinetické energie elektronů dopadajících na anodu se přeměňuje na teplo. Toto uvolňované teplo musí být účinně odváděno, aby nedocházelo k přehřívání anody. Při malých výkonech stačí pasivní infračervené sálání ze zahřáté anody do okolí. Rentgenky pro vysoké výkony (bez ohniska, např. v průmyslovém použití) mají anodu aktivně chlazenou - uvnitř anody je dutina, kterou protéká chladící kapalina.
   U diagnostických rentgenek dopadají elektrony do malého ostře lokalizovaného místa anody - dopadového ohniska - velikosti kolem 1 mm. Při vyšších výkonech se toto dopadové ohnisko na anodě může silně lokálně zahřívat. Je nutno zajistit, aby teplota ohniska byla nižší než bod tání materiálu anody (většinou wolframu). Lokálnímu přehřívání ohniska, kam dopadají elektrony, lze zabránit 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.3.2.3 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.
*) Rotace anody
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 (v rotoru se indukují vířivé elektrické proudy) otáčí válečkem a anodou uvnitř trubice (obr.3.2.3 vlevo). Z elektro-mechanického hlediska je taková rentgenka vlastně malý asynchronní elektromotor. Rychlost rotace anody je zpravidla 50otáček/sekundu (3000ot./min.), u retgenek vysokých výkonů se používá i 10-12 000 ot./min. Určitým problémem je opotřebování ložisek, na nichž je rotor anody ukotven. Tato ložiska jsou značně mechanicky a tepelně namáhaná, jsou uvnitř evakuovaného prostoru mimo možnosti údržby a mazání (je používáno jen "suché" mazání kovovým přáškem stříbra či olova) - jejich opotřebování bývá hlavním limitujícím faktorem životnosti rentgenky.
  U moderních rentgenek se někdy používá hydrodynamické mazání ložisek tenkou vrstvičkou vhodného roztaveného kovu (jakýsi "aqua-planing" hřídele v tekutém kovu, s minimálním třením). Jedním z vhodných kovů je galium, které má nízký bod tání cca 130°C a dostatečně vysoký bod varu 2204°C, takže i při poměrně vysokých teplotách několika set °C nedochází ke kontaminaci vakua jeho výpary. Takovou mazací kontaktní plochou v ložisku se dále účinně odvádí teplo z anody. Před vlastním provozem se po zapnutí přístroje ložisko nejprve ohřeje a teprve po roztavení mazacího kovu začne rotace anody, která se pak udržuje nepřetržitě i v době mimo expozice, až do vypnutí přístroje. Zahřátí ložiska a udržování potřebné teploty se děje účinkem vířivých proudů indukovaných v rotoru (jsou to tytéž vířivé proudy, které svou interakcí s točivým magnetickým polem statoru pohánějí rotaci anody). K mazání ložiska anody se používají i speciální tzv. eutektické slitiny kovů, které jsou kapalné i za normální teploty (např. galium, indium a cín ve slitině vhodného poměru, s teplotou tání -10°C).
  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 katody, druhý uprostřed pro upevnění druhého ložiska anody. Při oboustranném ukotvení rotační hřídele anody se gyroskopické síly rozdělí a ložiska jsou namáhána podstatně méně.

Obr.3.2.3. Konstrukční provedení rentgenových trubic používaných v radiodiagnostice.
Vlevo: Klasická rentgenka s rotující anodou. Vpravo: Rentgenka rotující jako celek, s čelní anodou v přímém styku s olejovou chladicí lázní a s magnetickým vychylováním elektronů z katody (typ STRATON).

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 zvenčí 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 rotující jako celek, s přímým chlazením anody. 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.3.2.3 vpravo. Vznikající teplo z dopadového ohniska je tak tak ihned odváděno pryč. 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 anodové 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.
*) Proud vychylovacími cívkami musí být přesně nastaven v závislosti na urychlovacím anodovém napětí: čím vyšší napětí [kV] na rentgence je nastaveno, tím větší proud musí protékat vychylovacími cívkami, aby elektronový paprsek byl patřičně ohnut a dopadal do požadovaného místa na okraji anody. Elektronickým řízením proudu ve vychylovacích cívkách lze tak nastavit požadovanou pozici dopadového ohniska elektronů na anodě. Regulací vychylovacího proudu lze definovat i více ohnisek, které mohou pracovat současně v multiplexním provozu. Efektivně tím vznikají další projekce ve směru osy z, částečně se překrývající, ....... ......
  Dále, rentgenky této konstrukce mohou být při stejném nebo vyšším výkonu podstatně menší a lehčí než klasické rentgenky s rotující anodou. To je velmi výhodné u nových technologií vysokorychlostních multi-slice CT přístrojů, kde je rotační mechanika silně namáhána odstředivými, gravitačními a gyroskopickými silami. Prvním typem rentgenky rotující jako celek je Straton (vyvinutý firmou Siemens v r.2004).
 Vysoce výkonné rentgenky s rotující anodou
Dalším novějším typem rentgenky je Vectron (od stejného výrobce), o vysokém výkonu - max. anodový proud 1300mA při napětí do 90kV a 800mA při 150kV. Na rozdíl od Straton se vrací k dřívějšímu Coolidgeovu klasickému provedení pevné rentgenky s rotující anodou, s mazáním ložisek pomocí roztavené kovové eutektické slitiny. Anoda má vysokou tepelnou kapacitu a chladí se infračerveným sáláním přes vakuum do chladicího média. Místo oleje se jako chladicí médium používá voda (vodou chlazené jsou i zdroje - generátory - vysokého napětí), která má vyšší specifickou tepelnou kapacitou než olej. Katoda je tvořena technologií plochého emitoru. Má velmi malé ohnisko na anodě 0,4×0,5 mm, nezávislé na nastavení kV, i při vysokém výkonu rentgenky. Elektronový paprsek se velmi rychle elektronicky vychyluje (4000-x za sekundu) a v multiplexním režimu vytváří dvě ohniska (vznikají tím dvě překrývající se projekce v z-ose).
  Vysoce výkonné rentgenky s vysokým rozlišením dodávají i další výrobci - GE (Performinx HDw), Philips (iIMRC), Toshiba (Megacool Vi).

Elektrické napájení rentgenky
Rentgenka, jakžto 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, dodávající 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").

Obr.3.2.4. Elektrické napájení rentgenky
Nahoře: Zdroj vysokého anodového napětí. Uprostřed: Střídavé napětí pro rotaci anody. Dole: Napětí pro žhavení katody.
Pozn.: Toto uspořádání rentgenky pod vysokým napětím, se žhavenou katodou, rotující anodou a emisí X-záření na "pracovním stole" předvádím jako experimentální demonstraci.

¨ 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 i více.
  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. Toto řešení vysokofrekvenčního oscilátoru a transformátoru, umožňující vysoce efektivní transformaci elektrické energie - výkonu, proudu, napětí - se v elektronice nazývá invertor.
  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 *), kdy k emisi záření dochází jen v kladné půlperiodě střídavého proudu.
*) 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.
   Dokonalejší bylo 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. Dříve se někdy využívalo 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.
   Všechna tato těžkopádná řešení silnoproudé elektrotechniky jsou zde již opuštěná, používají se zásadně vysokofrekvenční zdroje vysokého napětí. U těchto 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.
  Hodnota vysokého napětí na rentgence se vyjadřuje v tisících voltů - kilovoltech [kV]. Pokud se mezi anodu a katodu rentgenky přivádí pulzující napětí, je maximální energie emitovaného X-záření dána maximální kladnou hodnotou anodového napětí, která se vyjadřuje jako [kVp] - "počet kilovoltů v píku".
¨ Napájení pro rotaci anody,
což je střídavé napětí (v nejjdnodušším případě síťové 220/380V), přiváděné na cívky statoru, vytvářející točivé magnetické pole pro rotaci anody rentgenky. Při frekvenci 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. Na stator se nejprve přivede vyšší rozběhové napětí, které se po roztočení sníží asi na 1/3 pro udržování synchronních otáček. Otáčky anody (rotoru) mohou být elektronicky monitorovány na základě proudu protékajícího při daném napětí cívkami statoru při buzení točivého magnetického pole (po dosažení synchronních otáček tento proud výrazně poklesne). Teprve po roztočení anody na požadované otáčky může naběhnout vysoké anodové napětí a začít expozice. Aby se anoda rentgenky zbytečně dlouho netočila setrvačností, po skončení expozice se na příslušné cívky statoru na chvíli připojí opačná fáze střídavého napětí, čímž točivé magnetické pole obrátí svůj směr a rotace anody se elektromagneticky zabrzdí (u některých typů je pro brzdění instalováno separátní vinutí ve statoru, používá se i stejnosměrné napájení pro magnetické zabrzdění rotoru). Výjimkou jsou anody s ložisky mazanými roztaveným kovem (galiem), které rotují neustále, i v čase mezi expozicemi, jak bylo popsáno výše.
  U současných rtg přístrojů jsou používány i další elektronické obvody 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 kovovém krytu (z hliníkových slitin) válcovitého tvaru*). Kryt je zevnitř stíněn olověným plechem cca 3mm 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 médiem - transformátorovým olejem. Olejové prostředí též zvyšuje elektrickou pevnost obvodů - zabraňuje elektrickým výbojům vysokého napětí. Pro eliminaci mechanického namáhání krytu v důsledku teplotní roztažnosti chladícího oleje je ve vhodném místě stěny krytu rentgenky zabudovaná gumová dilatační membrána (zabraňuje např. prasknutí krytu při přehřátí rentgenky).
*) 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.
  U menších rtg přístrojů o malém výkonu se někdy používá kompaktní konstrukce: do společného pouzdra je spolu s rentgenkou vestavěn i vysokonapěťový transformátor (pro anodu) s vinutím žhavicího proudu pro katodu. Do takového kompaktního systému se pak přivádí jen síťové napájení 220V.
Kolimační a lokalizační systém 
Následuje kolimační systém, sestávající z tubusu s nastavitelnými clonami vymezujícími geometrický tvar svazku X-záření. Clony se nastavují tak, aby svazek X-záření pokryl pouze zobrazovanou oblast a nebyly zbytečně ozařovány další části těla. 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 - obr.3.2.5.
  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. autotracking - automatické synchronní spřažení posunů zobrazovacího panelu a rentgenky (opatřené kolimačním systémem). Některé systémy pro skiagrafii i skiaskopii mají možnost stojan rentgenky, zobrazovacího panelu, i lehátko 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.

Stárnutí a poškození rentgenky
Jako téměř každý přístroj či elektronická součástka, i rentenky mohou podléhat nepříznivým změnám v důsledku "stárnutí", zatížení a provoznímu poškození. V průběhu času dochází k degradaci materiálu, vakua, optřebení rotačních ložisek. Může nastávat několik druhů nepříznivých změn vlastností rentenky :
--> "Vypálení" katodového žhavicího vlákna
Žhavená katoda, poskytující termoemisí elektrony, je většinou tvořena wolframovým drátkem, který je značně tepelně odolný (teplota tání je 3400 stupňů). Při žhavení na vysoké teploty však dochází k pomalému odpařování wolframu, často nerovnoměrnému, takže v některých místech se spirálka může značně ztenčit. To může omezovat životnost katodové spirálky.
--> Porušení vakua rentenky
Může docházet k drobným netěsnostem mezi skleněnými a kovovými částmi baňky rentenky, čímž se během delších časových obdobích postupně může dostávat vzduch do vakuového prostředí rentgenové trubice. Z kovových částí, zvláště ze zahřívaných, a z namáhaných rotačních ložisek anody, se do prostředí rentgenky též odpařují a uvolňují nežádoucí zplodiny.
--> Lokální přehřívání dopadového ohniska na anodě
Při vysokých výkonech se dopadové ohnisko může silně lokálně zahřívat na teploty krátkodobě převyšující teplotu tání materiálu anody. Vznikají tím drobná mikropoškození, různé důlky a trhliny. Produkce X-záření pak již není dokonale homogenní...
--> Opotřebování rotačních ložisek anody
Vysoká teplota a frekvence otáčení vede k velkému mechanickému zatížení těchto ložisek. Opotřebení ložisek vede k větší hlučnosti při provozu rentenky a zhoršení stability ohniska. Opotřebení může do značné míry zabránit lubkikace ložisek, u výkonných rentenek se používá lubrikace pomocí roztavené kovové eutektické slitiny.

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 elektrické parametry (třetí je již jen časový, čtvrtý je realizován mechanickým uspořádáním) :
¨ Anodové napětí U[kV],
což je vysoké napětí přiváděné mezi katodu a anodu, určuje maximální i střední energii fotonů výsledného X-záření, jeho "tvrdost". Maximální energie X-záření v [keV] se číselně prakticky rovná anodovému napětí U v [kV], střední energie je o něco vyšší než 1/3 max. energie. Se zvyšujícím se anodovým napětím se celé spektrum X-záření posunuje směrem k vyšším energiím (kratším vlnovým délkám) a zvyšuje se relativní podíl vyšších energií (tvrdší krátkovlnné složky).
  V praxi se anodové napětí pohybuje v širokém rozmezí od cca 20kV do 200kV (v závislosti na druhu zobrazovaných struktur), u průmyslového využití X-záření pak i vyšší.
Pozn.: Energie - tvrdost - emitovaného X-záření se v rentgenologické hantýrce často označuje jako "kvalita" X-záření.
¨ Anodový proud I[mA]
protékající rentgenkou určuje intenzitu (fluenci) X-záření emitovaného rentgenkou I_X. Lze jej nejsnadněji regulovat změnou žhavení katody - žhavicího proudu - a tím teploty vlákna katody. Žhavicí proud lze regulovat jednoduše pomocí reostatu ve žhavicím obvodu (v obvodu žhavicího transformátoru), nověji speciálními elektronickými obvody osazenými tranzistory a tyristory. Při vyšším žhavení vlákna katody je emitováno více elektronů, rentgenkou protéká větší proud elektronů a je vyzařována vyšší intenzita X-záření (viz však "Volt-ampérová charakteristika rentenky"). Průměrný proud rentgenkou se pohybuje v rozmezí jednotek mA až asi 200mA, špičkový proud může být i podstatně vyšší (v pulzním režimu). Např. u rentgenky s wolframovou anodou (Z=74) napájenou anodovým napětím U=120kV při proudu rentgenkou 1mA je emitováno X-záření o intenzitě I_X přibližně 6.10¹³ fotonů/s (plyne z přibližného vztahu pro účinnost produkce brzdného záření, uvedeného výše v části "Rentgenka", pasáži "Brzdné X-záření").
¨ Expozice
je celkové množství fotonů X-záření, které určuje kvalitu rtg snímků a též radiační zátěž pacienta. Je dána součinem intenzity záření I_X (fluence fotonů /s) a expozičního času T - je tedy úměrná součinu anodového proudu rentgenkou [mA] a expozičního času [s]: "miliampér-sekundy" mA.s = Q, což je celkový náboj Q elektronů neboli elektrické množství, které při expozici projde rentgenkou (koeficient úměrnosti h je uveden výše v pasáži "Brzdné X-záření"). Při Q=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).
Pozn.: Energie X-záření na velikosti proudu, čase, či elektrickém množství nezávisí.
  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.
  Pro každý druh rtg vyšetření je na základě empirických zkušeností stanovena doporučená hodnota anodového napětí [kV] a expozice [mAs], poskytující kvalitní zobrazení požadovaných struktur, při relativně nízké radiační zátěži. U některých přístrojů se používá i expoziční automatika, která po dosažení určitého předvoleného "množství" X-záření elektronicky vypne anodové napětí v generátoru - a tím i expozici. Pro účely automatické expozice je tok prošlého X-záření monitorován pomocí ionizačních komůrek umístěných za kazetou s filmem nebo za flat panelem . U digitálních zobrazovacích detektorů lze k přerušení expozice použít i předvolbu celkového počtu impulsů, nastřádaných v digitálním obraze. Podobně funguje optimalizace expozice u CT přístrojů, kde podle úrovně signálu z detektorů při předběžném plánovacím radiografickém zobrazení SPR (topogramu) se mohou automaticky upravovat optimální hodnoty proudu [mA] při vlastním diagnostickém skenování - ATCM (Automatic Tube Current Modulation), viz níže "CT".
Již vzniklé X-záření se následně upravuje filtrací: 
¨ Filtrace, kolimace
Měkké X-záření delších vlnových délek a nízké energie fotonů na začátku spojitého spektra záření z rentgenky nemá pro diagnostiku žádný význam, absorbuje se většinou již v kůži a mělkých vrstvách tkáně - způsobuje jen nežádoucí radiační zátěž pacienta. Proto se odstraňuje pomocí 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 - viz tvar spekter na obrázku 3.2.5. Prvotní částečná filtrace vznikajícího X-záření vzniká již průchodem skrz materiál anody, skleněnou baňku rentgenky, chladicí olej, materiál krytu a výstupního okénka (tedy i samotná skleněná baňka rentgenky působí inherentně jako částečný filtr, ekvivalentní cca 0,5mm Al; podobně chladicí olej a okénko krytu rentgenky).
  V některých speciálních případech, kdy potřebujeme ostřejší a selektivnější filtraci určitých oblastí energie, se používá tzv. filtrace K-hranou (K-edge filter). Je založena na výrazně zvýšené ("rezonanční") absorbci fotonového záření při energii rovné nebo mírně vyšší než je vazbová energie elektronů na K-slupce atomů použitého materiálu (viz §1.6, část "Interakce záření gama a X", obr.1.64). Kombinací standardního filtru (Al, Cu) a filtru z vhodného těžšího materiálu s využitím efektu K-hrany výsledně obdržíme pásmový filtr, vybírající určitý úsek energií ze spojitého spektra X-záření. Používá se to zvláště u mamografie, kde molybdenový nebo rhodiový filtr odřezává fotony vyšších energií než cca 20-23keV pro dosažení lepšího kontrastu (viz níže "RTG mamografie"). Dále u metod DEXA - analýzy absobce s použitím dvou energií X-záření (viz níže "CT s 2 rentgenkami - DSCT : Dual Source a Dual Energy CT").
Geometrické vymezení svazku X-záření se provádí pomocí kolimace (bylo zmíněno výše).

Obr. 3.2.5. Základní schéma RTG vyšetření.
Vlevo: Uspořádání rentgenky, filtru, DAP-metru, primární a sekundární clony, filmu či detektoru. Vpravo: Energetická spektra X-záření z rentgenky, po filtraci a po průchodu pacientem.

Rozptýlené X-záření 
Při interakci X-záření s látkou dochází m.j. k Comptonovu rozptylu fotonů na volných nebo slabě vázaných elektronech. Tyto rozptýlené fotony vyletují z tkáně s nižší energií a v různých směrech. Zastoupení rozptýleného záření je tím větší, čím je pacient objemnější (a je rovněž vyšší pro tvrdší X-záření z rentgenky - vyšší napětí [kV]). Rozptýlené záření zhoršuje kvalitu rtg obrazu - snižuje jeho kontrast. O možnosti potlačení rozptýleného záření je zmínka v následujícím odstavci. Toto Comptonovsky rozptýlené X-záření dále způsobuje určitou menší radiační zátěž i mimo vlastní svazek X-záření z rentgenky. Tato radiační zátěž není vysoká, rozptylové albedo lidského těla pro X-záření je necelé 1% (albedo bylo diskutováno v §1.6, část "Interakce záření při průchodu hmotou"). Ve vzdálenosti 1m činí radiační dávka cca 0,1mGy/1mAs, ve 2metrech již jen cca 0,005mGy/1mAs. Přesto by se radiační pracovníci při RTG vyšetření neměli při expozici zdržovat ve vyšetřovně, pokud to není nutné, ale ve stíněné ovládací místnosti - výjimkou jsou např. intervenční radiologické výkony.
Filtry a clony u rtg zobrazení 
Při praktické diagnostické aplikaci rtg záření je důležité použití filtrů a kolimačních clon - obr.3.2.5. Vhodnými primárními 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, jak bylo výše popsáno). Hned za rentgenkou se umísťuje filtr, zhotovený nejčastěji z hliníkového plechu, který 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). Následuje tubus s nastavitelnými clonami pro geometrické vymezení svazku X-záření (velikosti zníkovaního pole). Na výstupním okénku tubusu bývá namontována tenká planparalelní ionizační komůrka pro monitorování expozice X-záření, tzv. DAP metr (viz níže "Radiační zátěž při TRG vyšetření"), umožňující stanovit radiační dávku pacienta při RTG vyšetření - obr.3.2.5 vlevo nahoře.
  Mezi pacientem a filmem (či stínítkem nebo zobrazovacím detekčním systémem, flat-panelem) se pak umísťuje sekundární clona. Je to mřížka tvořená rovnoběžnými či rozbíhavými absorbčními lamelami (olověnými pásky), které svými mezerami propouštějí pouze primární X-záření prošlé ve směru původního svazku, zatímco sekundární Comptonovsky rozptýlené fotony (pohybující se jinými směry) se pohlcují v přepážkách. Jedná se tedy o kolimátor, který záření v primárním směru zeslabuje jen minimálně, zatímco zeslabení šikmo procházejícího rozptýleného záření je značné. Kvalita sekundární clony je určena hustotou mřížky (počet lamel na centimetr) a mřížkovým poměrem (poměr mezi vzdáleností absorbčních proužků a jejich výškou). Potlačení sekundárního rozptýleného záření výrazně zlepšuje kontrast rentgenového obrazu. Na druhé straně však sekundární clona pohlcuje i část užitečného X-záření (např. u Bucky clony zeslabení činí cca 1,8-krát), takže je třeba zvýšit expozici. Používají se tři typy sekundárních clon (mřížek):
- Sbíhavá fokusovaná Bucky-Potterova clona (cca 10 lamel/cm). Bucky clona má poměrně tlusté přepážky (cca 1mm), které by se promítaly do rtg obrazu a působily rušivě. Tento rušivý rastr se eliminuje tím, že během expozice se clona pohybuje, čímž se její obraz rozmaže a zanikne v celkovém pozadí.
- Paralelní jemná Lysholmova clona (40-60 lamel/cm).
- Ultrajemná Smithova clona (hustota >100 lamel/cm). Vzhledem k příliš vysoké absorbci se v praxi nepoužívá.
Terminologická poznámka: V radiodiagnostice je častým zvykem používat ne příliš přesný obecný název "clony". Přesněji se však jedná o kolimátory a o filtry.

Vizualizace a záznam rentgenových obrazů
X-záření, nesoucí po průchodu zobrazovanou tkání denzitní informace, je pro nás neviditelné, takže je třeba jej "zviditelnit" či registrovat pomocí vhodných materiálových a elektronických metod. Zobrazit toto X-záření lze v zásadě třemi způsoby :
- Vizuální pozorování obrazu na luminiscenčním stínítku 
Luminiscenční stínítko je destička či fólie, na které je nanesen vhodný materiál (jako je sirník zinečnatý, .......), ve kterém při interakci s ionizujícím X-zářením vzniká světélkování. Na luminiscenčním stínítku tak můžeme přes X-záření vidět projekční denzitní obraz. Výhodou tohoto nejjednoduššího způsobu byla možnost průběžného dynamického pozorování - skiaskopie. Zásadní nevýhodou je však nízká citliviost a vysoká radiační zátěž pacienta i rentgenologa. .......
- Zobrazení na fotografický film
Ionizující X-záření vyvolává fotochemickou reakci ve vhodných fotografických materiálech, obsahujících většinou bromid stříbrný Tato fotografická emulze, nanesená na povrchu plastové fólie, tvoří fotografický film, ve kterém dopadající X-záření vytváří latentní fotografický obraz - je podrobněji popsáno v §2.2 "Fotografická detekce ionizujícího záření". Po vyvolání dostáváme negativní denzitní fotografický obraz v X-záření.
- Snímání elektronickým zobrazovacím detektorem,
který registruje dopadající X-záření, převádí jej na elektrické impulsy a po úpravě složitými elektronickými obvody vytváří v paměti počítače digitální denzitní obrazy - je podrobněji popsáno níže "Elektronické zobrazovací detektory X-záření". .........
Zesilovače a digitální snímače rtg obrazu; nepřímá a 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 výrazné snížení potřebné intenzity X-záření a tím radiační dávky pro pacienta, jakož i snížení nežádoucí expozice pro radiační pracovníky.
- Zesilovací fólie 
 Při fotografické skiagrafii jsou k filmu přiloženy zesilovací luminiscenční fólie, jejichž úkolem je převést X-záření na světlo, které exponuje fotografický film. Je tvořena vrstvou luminoforu, rozptýleného v emulzi želatiny nebo nitrocelulózy. Používá se kalcium-wolframát (emituje modré světlo), lanthanoxid-bromid (modré světlo), gadolinium-oxisulfid (zelené světlo), barium-chlorid (modré světlo)... Film musí být senzibilován na barvu světla z luminoforu. Je již opuštěné.
- Xeroradiografie, 
kdy místo filmu je použita kladně nabitá polovodičová (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. Je též opuštěné.
- Paměťové fólie 
nahrazují v RTG kazetě film a po expozici zářením uchovávají latentní elektronový obraz. Citlivá vrstva většinou obsahuje atomy europia (BaFCl:Eu²⁺, místo Cl může být jód nebo brom). Dopadem fotonů X-záření dochází v citlivé vrstvě fólie k excitaci, z atomů europia se uvolňují elektrony, které jsou zachyceny v halogenidových metastabilních hladinách tzv. "elektronových pastí" - vzniká latentní elektronový obraz. Ke zviditelnění tohoto latentního obrazu po expozici pak dochází fotostimulací pomocí laserového infračerveného paprsku: nastane uvolnění "uvězněného" elektronu do vodivostního pásma, načež je elektron zachycen na vzbuzenou hladinu v luminiscenčním centru, s následnou deexcitací na základní hladinu, doprovázenou emisí fotonu světla. Toto světlo je registrováno citlivým fotonásobičem, vzniklé elektrické impulsy jsou vzorkovány a převáděny analogově-digitálním převodníkem na digitální obrazovou informaci. Zařízení, které provádí čtení a digitalizaci latentního obrazu, se nazývá digitizér - jedná se o nepřímou digitalizaci RTG obrazu.
- Zesilovače obrazu 
Při skiaskopii se obraz na fluorescenčním stínítku ("štítu") zesiluje speciální obrazovou elektronkou - zesilovačem obrazu. Světelný obraz, vytvářený dopadem fotonů X-záření na fluorescenční stínítko vstupního okénka 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. U starších přístrojů se ještě používá, nové přístroje se již dodávají s digitálními flat-panely.
- Elektronické zobrazovací detektory - flat panely 
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 analogově-digitálního konvertoru (ADC) střádány přímo do paměti počítače - vytvářejí digitální rtg obraz. Jedině této technologii tzv. přímé digitalizace patří budoucnost... - podrobněji bylo popsáno níže v pasáži "Elektronické zobrazovací detektory X-záření".
Pozn.: Terminologie "přímá" a "nepřímá" digitalizace je dočasná a bude brzy opuštěna: všechny RTG obrazy automaticky budou primárně digitální (technologií které se nyní říká "přímá digitalizace").

Elektronické zobrazovací detektory X-záření
Dřívější zobrazení X-záření pomocí fotografického filmu nebo luminiscenčního stínítka je nyní nahrazováno elektronickými zobrazovacími detektory - obr.3.2.6. Výhodou je podstatně vyšší detekční citlivost a široké možnosti elektronického a počítačového zpracování obrazů (digitalizace). Všechny tyto zobrazovací detektory jsou založeny na moderních technologiích tzv. kvantové optoelektroniky (fotoniky), využívající vnitřního či vnějšího fotoefektu k převodu fotonů na elektrické signály.
¨ Zesilovač obrazu
V 60.-80.letech se hojně používalo elektronického zobrazení se zesilovačem obrazu - obr.3.2.6a. Zesilovač obrazu je speciální vakuová elektronka se dvěma okénky - vstupním a výstupním. Na vnitřní straně vstupního okénka je vrstva scintilátoru (většinou cesium-iodidu) a pod ním teničká kovová vrstva fotokatody. Dopadající X-záření vyvolává ve vstupní scintilační vrstvě záblesky světla, které fotoefektem vyrážejí elektrony z fotokatody. Takto vzniklé elektrony jsou pak přitahovány prstencovými urychlujícími a fokusačními elektrodami, na něž je připojeno vysoké kladné napětí (postupně rostoucí až asi do 30kV na anodě u výstupního scintilátoru). Tento elektro-optický systém, fungující jako spojná "elektrická čočka", vrhá elektrony na výstupní scintilátor (většinou ZnS:Ag), kde urychlené elektrony vytvářejí intenzívní záblesky. Takto vzniklý zmenšený, převrácený avšak velmi jasný ("zesílený", intenzívní) obraz je pak snímám optickou TV videokamerou a (analogově) zobrazován na TV obrazovce. Nověji pak bylo používáno snímání digitální CCD kamerou s počítačovým záznamem obrazu. Zesilovače obrazu či televizní snímače byly jen přechodným technickým řešením, budoucnost patří plně digitální snámačům RTG obrazu - flat panelům.

Obr.3.2.6 Elektronické zobrazovací detektory v RTG diagnostice.
Vlevo: Snímání X-záření pomocí zesilovače obrazu. Uprostřed: Flat-panel s nepřímou (scintilační) a přímou (polovodičovou) konverzí X-záření na elektrický signál. Vpravo: Prstencově uspořádané detektory CT s rychlými keramickými scintilátory a fotodiodami.

¨ Flat - panely
Moderními a dokonalejšími elektronickými zobrazovacími detektory X-záření jsou tzv. flat panely (angl. flat = plochý, plošný), které poskytují signály pro přímý digitální rtg obraz. Detekční panel sestává z velkého počtu elementů - buněk, pixelů, sestavených do obrazové matice cca 2000´2000 obrazových elementů, i více. Úroveň elektrického signálu z každého obrazového elementu je úměrná intenzitě, resp. počtu fotonů X-záření, dopadajících do daného místa flat-panelu. Z elektronických multiplexních registračních obvodů (multiple read-out) se obrazový signál přes ADC vede do obrazové matice počítače, v jejíž jednotlivých elementech (pixelech) se střádá informace o intenzitě X-záření z odpovídajícího místa prozařovaného objektu. Z hlediska způsobu detekce a převodu X-záření na elektrický signál se konstruují flat-panely dvojího druhu :
- Scintilační detekce (nepřímá konverze) ,
kdy fotony X-záření dopadají nejprve na vrstvu scintilační látky (nejčastěji se používá cesium-jodid CsI:Tl) *), v níž vzbuzují záblesky viditelného světla (o scintilátorech a jejich použití pro detekci a spektrometrii ionizujícího záření je podrobně pojednáno v §2.4 "Scintilační detekce a spektrometrie záření gama"). Toto scintilační světlo pak vstupuje do polovodičových fotodiod (jako polovodičový materiál se používá většinou křemík - a-Si - amorfní křemík), v nichž se vnitřním fotoefektem uvolňuje elektrický náboj (elekrony a "díry") a světlo je takto převáděno na elektrický signál - obr.3.2.6b. Název "nepřímá konverze" zde znamená, že X-záření se nejprve ve scintilační vrstvě přemění na viditelné světlo, které se následně ve fotodiodách přemění na elektrický signál. Tato konstrukce flat-panelů je v současné době nejpoužívanější.
*) Scintilační krystaly některých flat panelů mají "fibrované" provedení. Jsou složeny z hustě rozložených tenkých kolmých jehliček. Toto provedení snižuje boční rozptyl světelných scintilací, což vede k ostřejšímu zobrazení.
ISS technologie 
Některé nové typy flat panelů se scintilační konverzí mají poněkud kuriózní provedení s "opačnou orientací" vzhledem k obr.3.2.6b: zobrazované X-záření přichází ze strany vrstvy fotodiod a odečítacích TFT tranzistorů, touto vrstvou prochází a dopadá na CsI scintilační krystal. Ke scintilačním interakcím pak dochází většinou ve vrstvě v blízkosti fotodiod, čímž se snižuje boční rozptyl scintilací a zlepšuje rozlišovací schopnost. Toto řešení, označované jako technologie ISS (Irradiated Side Sampling), je umožněno elektronickou miniaturizací vrstvy fotodiod a čtecích obvodů, která je tenká a prakticky neovlivňuje procházející X-záření.
- Polovodičová detekce (přímá konverze) ,
kde fotony X-záření dopadají rovnou do polovodičových detektorů (vhodným materiálem je CdTe, CdZnTe - CZT, příp. křemík pro nižší energie). Absorbované X-záření vytváří páry elektron-díra, elektrony v silném elektrickém poli driftují k anodám, kde vytvářejí krátké elektrické impulsy (cca 10^-9 s). Amplituda těchto impulsů je úměrná energii absorbovaných rentgenových fotonů. Fotony X tedy svou interakcí uvolňují elektrické náboje a jsou tak přímo převáděny na elektrický signál (obecný princip polovodičových detektorů je uveden v §2.5 "Polovodičové detektory") - obr.3.2.6c. Konstruují se též v menších rozměrech (řádově centimetrů - MEDIPIX) s velmi vysokou hustotou miniaturních obrazových elementů (vysokým obrazovým rozlišením) a používají se ve speciálních laboratorních metodách jako je rentgenová mikroskopie (zmíněná výše) nabo animální RTG zobrazení. Flat panely s přímou polovodičovou detekcí se v klinické RTG diagnostice zatím používají jen zřídka, avšak určitě jim patří budoucnost. Oproti scintilační konverzi mají totiž výrazné výhody a poskytují nové možnosti v RTG zobrazování :
Spektrální - Photon-counting RTG zobrazení
Během RTG diagnostiky jsou vyšetřovaní tkáně a orgány prozařovány X-zářením se spojitým spektrem širokého rozsahu energií - téměř od nuly až do maximální energie, dané hodnotou vysokého napětí na rentgence. Při scintilační konverzi se všechny signály z fotodiod registrují integrálně, bez ohledu na energii X-fotonů z nichž pocházejí. Včetně elektronického šumu detekčního systému, který při nízkém toku X-záření může být dominantní. Přímá polovodičová detekce však umožňuje nezávislou registraci jednotlivých fotonů X-záření: "počítání fotonů" - photon couting. A následně elektronickou analýzu amplitud těchto impulsů - provádění spektrometrie detekovaného X-záření.
Teminologická poznámka: Místo názvu "photon-counting imaging", který se vžil v oblasti radiodiagnostiky, by z fyzikálního hlediska byl výstižnější název "photon-spectrometry imaging", neboť důležitá je zde energetická (spektrometrická) analýza fotonů detekovaného X-záření (spíše než prosté "počítání fotonů").
  Vhodným nastavením dolní diskriminační hladiny amplitudového analyzátoru (na hodnotu odpovídající cca 20 keV) lze úplně odřezat elektronické šumy detektoru. Získáme tak kontrastní obrazy se sníženým šumem, daným jen statistickými fluktuacemi detekovaného X-záření. Umožňuje to snížit dávku záření při zachování dobré kvality obrazů.
  Použitím dvou či několika různých amplitudových - energetických oken analyzátoru lze získat obrazy pro různé energie procházejícího X-záření. Můžeme pak využít materiálově specifický rozdíl v absorbci X záření různých energií pro materiálovou - tkáňovou diferenciaci zobrazovaných struktur, které jinak na konvenčním RTG obrazu vykazují stejné denzitní zeslabení. Může to být např. materiálové odlišení složení ledvinových kamenů. Tato možnost materiálové analýzy v RTG obrazech je podrobněji diskutována níže v pasáži "Dvou- a multi-energetické RTG zobrazení. Analýza materiálového složení.".
Nepříznivé vlivy u spektrometrické photon-counting detekce
Za optimálních podmínek detektory pro photon-counting mohou poskytovat lepší separaci energie s menším překrýváním než u techniky dual energie rentgenky. Projevují se zde však některé nepříznivé fyzikálně-elektronické vlivy, které tuto energetickou separaci snižují. Rentgenové fotony absorbované v okolí hranic detekčních pixelů mohou být rozděleny - sdíleny - sousedními buňkami v detektoru. V materiálu detektoru díle dochází k excitaci a deexcitaci elektronů na K-slupce za emise fluorescenčních fotonů, které mohou uniknout a být detekovány v sousednách buňkách. Při vysokých intenzitách (toku) X-záření se zde dále můlže nepříznivě projevovat mrtvá doba a pile-up efekt polovodičových detektorů, čímž se některé signálové impulsy překrývají a nejsou registrovány samostatně, ale jako jeden impuls. Toto "sdílení" signálu mezi buňkami, mrtvá doba a pile-up efekt polovodičových detektorů může zhoršovat spektrální separaci, prostorové rozlišení a detekční účinnost.
--------------------------------------------------
Terminologická poznámka:  Nepřímou a přímou konverzi X-záření ve flat panelech nezaměňovat prosím s nepřímou a přímou digitalizací RTG obrazů! Nemá to s tím nic společného, jedná se vždy o přímou digitalizaci, jen s jiným fyzikálně-technologickým provedením.
  V obou případech flat panelů je elektrický signál z fotodiod nebo polovodičových detektorů snímán speciální maticí tranzistorů TFT (Thin Film Transistors - "tenký film tranzistorů"), implantovaných technologií integrovaných obvodů v tenké vrstvě na skleněném nosiči. Snímání, tzv. read-out, probíhá v multiplexním režimu ve směru X a Y - poskytuje souřadnicové impulsy o poloze místa detekce fotonu rtg záření ve flat-panelu. Tyto souřadnicové impulsy jsou analogově-digitálním konvertorem (ADC) převedeny do digitální formy a střádány do odpovídajících adres paměti v obrazové matici počítače - vzniká digitální rentgenový obraz. Přenos obrazových dat do akvizičního počítače z moderních flat panelů je řešen bezdrátově pomocí modemů (WiFi).
  Elektronické zobrazovací flat-panely se používají i ve verifikačních a dozimetrických systémech tzv. obrazem navigované radioterapie s modulovanými svazky - v izocentrických ozařovačích s lineárním urychlovačem a v kybernetickém gama-noži (§3.6, část "Isocentrická radioterapie" a "Stereotaktická radioterapie SBRT"); označují se někdy zkratkou EPID (Electronic Portal Image Device).
¨ Detektory X-záření pro CT
Na podobném principu jako flat-panely s nepřímou konverzí fungují i nynější detektory X-záření u CT. Jsou tvořeny velkým počtem půlkruhově uspořádaných elementů, z nichž každý je tvořen drobným scintilačním krystalem (nyní se používají scintilátory na bázi oxidů křemíku legovaných vzácnými zeminami, např. luteciem a ytriem - LYSO, nebo oxisulfidem gadolinia, s velmi krátkým trváním záblesku), opticky spojeným s fotodiodou; viz níže "Rentgenová tomografie - CT", pasáž "Detektory X-záření pro CT".
  Místo scintilačních detektorů se postupně zavádějí polovodičové detektory, které fotony X-záření převádějí přímo na elektrické signály. Tato metoda, zvaná photon-couting CT, poskytuje kvalitnější obrazy s nižším šumem a možností spektrometrické analýzy....
Vlastnosti elektronických detektorů X-záření 
Důležitou charakteristikou elektronických zobrazovacích detektorů je rozlišovací schopnost, což je nejmenší vzdálenost dvou "bodových" objektů, při níž se tyto ještě zobrazí jako dvě oddělené struktury; nebo ekvivalentně jako pološířka profilu obrazu bodového objektu. Při menší vzdálenosti se již oba objekty zobrazí jako jeden, nejsou rozlišeny. Rozlišovací schopnost je dána především velikostí jednotlivého pixelu detektoru (tím je limitován nejmenší možný bod, který je možno zobrazit), dále je ovlivněna rozptylem X-záření a světla v detektoru a procesy přeměny X-záření na elektrický signál. Podobně jako ve fotografii se rozlišení často měří v maximálním počtu čar na milimetr [lp/mm], které lze ještě rozlišit. Moderní flat-panely dosahují teoreticky až 10 lp/mm, což odpovídá rozlišení 0,1mm; v praxi se však reálné rozlišení pohybuje kolem 2-5 lp/mm. Kvalita RTG zobrazení z hlediska reálného rozlišení se někdy podrobně kvantifikuje pomocí tzv. modulační přenosové funkce MTF, udávající pomocí Fourierovské harmonické analýzy, jaké podrobnosti zkoumaného objektu lze s daným kontrastem zobrazit.
  Dalším důležitým parametrem elektronických detektorů X-záření je citlivost senzoru. Udává se číselně pomocí detekční kvantové účinnosti DQE (Detection Quantum Efficiency), což je procentuální množství fotonů X-záření dopadlých na detektor, které je skutečně detektorem zaznamenáno a využito k tvorbě snímku (zbytek je neužitečně pohlcen vstupním okénkem či materiálem detektoru bez scintilační či elektrické odezvy).
  Elektronické zobrazovací detektory umožňují detailnější analýzu jemných struktur pomocí zvětšených výřezů obrazu - tzv. "zoom" či "magnification". U zesilovačů obrazu se jedná o analogový zoom (dosažený změnou napětí), kdy se na celý obraz na výstupu "roztáhne" menší část vstupní plochy. U flat panelu se jedná o digitální zoom - dodatečné softwarové přiblížení vybrané části obrazu, beze změny rozlišení. Pokud chceme na zvětšeném obrazu zachovat vysokou kvalitu zobrazení (dodržet stejný poměr signál/šum jako na základním obraze), je třeba zvýšit množství dopadajících fotonů, čímž se zvýší i dávka. Digitální RTG systémy, především CT, jsou vybaveny softwarem poskytujícím řadu dalších možností počítačových úprav obrazů - post-processing.

Dvou- a multi-energetické RTG zobrazení. Analýza materiálového složení.
Různé tkáně a orgány se liší svým chemickým složením, což se může, ale nemusí, odrážet v jejich různých hustotách. Pokud mají dvě sousední struktury v organismu stejný nebo blízký absorbční koeficient (lineární součinitel zeslabení) pro použité X-záření, na RTG obrazech budou od sebe nerozlišitelné - budou se jevit jako identické, i v případě když jejich materiálové (chemické, prvkové) složení bude výrazně odlišné. Diferenciace či klasifikace různých typů tkání standardním RTG zobrazením je zde tedy velmi obtížná a často nemožná. Standardní RTG diagnostika, pomocí X-záření z rentgenky se spojitým spektrem, je v zásadě jen anatomicko-morfologická, denzitní, nikoli funkčně-fyziologická.
  Určitou možností aspoň částečného rozlišení materiálového složení zobrazovaných struktur je měření - zobrazení při různých energiích X-záření - spektrometrie X-záření. Použitím dvou či několika různých energetických oken lze získat obrazy pro různé energie procházejícího X-záření. Můžeme pak využít materiálově specifický rozdíl v absorbci X záření různých energií pro materiálovou - tkáňovou diferenciaci zobrazovaných struktur, které jinak na konvenčním RTG obrazu vykazují stejné denzitní zeslabení. Toto by mohlo do určité míry, v některých případech, překonávat tradiční omezení RTG diagnostiky na pouhou denzitní morfologii..?..
  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 atomovího a molekulárního složení analyzované látky. Pro X-záření energií používaných v RTG diagnostice (cca 20-150 keV) probíhá interakce s tkání fotoeektem a Comptonovým rozptylem - §1.6 "Ionizující záření", část "Interakce záření gama a X", obr.1.6.3. Pro účinný průřez fotoefektu platí přibližná závislost s(E_X) ~ Z⁵/E_X ³, kde E_X je energie fotonů X-záření a Z je protonové - atomové - číslo atomu látky (absorpce Comptonovým rozptylem je jen málo závislá na energii E_X). Pro průchod X-záření látkou hustoty r bude lineární absorpční koeficient m(E_X,r) ~ r. Z_ef ⁴ /E_X ³, kde Z_ef je průměrné - "efektivní atomové číslo" této prozařované 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 s různým efektivním atomovým číslem. Tuto schopnost dvou- a více-energetického RTG zobrazení rozlišovat materiály různých efektivních atomových čísel 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 E_X. Tato metoda diferenciální densitní analýzy DEXA (Dual Energy X-ray Absorptiometry) je podobná jako se používá densitních obrazů v "Kostní densitometrii" (viz níže obr.3.2.11). Poskytuje to nejen detailnější snímky anatomie, ale v některých případech 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 podrobněji distribuci kontrastní látky v myokardu .
Virtuální RTG obrazy
Pozoruhodným přínosem dvou- a více-energetického RTG zobrazení je možnost cíleně z obrazů odečítat - potlačovat, odstraňovat - struktury určitého materiálového složení: vytvářet virtuální obrazy, na nichž jsou odstraněny určité význačné struktury, které mohou působit rušivě a překrývat některé jiné důležité detaily. Rozdíly v atomovém čísle umožňují vápník a jód odlišit pomocí techniky duálně energetického zobrazení. Je to např. identifikace a odstraňování obrazu kostí, což zlepšuje přímou vizualizaci cév s jódovou kontrastní látkou. Podobným způsobem lze identifikovat a odstranit obrazy kalcifikovaných plaků (které zakrývají lumen cévy) uvnitř cév z obrazů v CT v angiografii s kontrastní látkou, což umožňuje jasnější vizualizaci průchodnosti cév a oblastí stenóz. Nebo vytvářet virtuální obrazy s odstraněním jódu, aby se daly jasněji posuzovat pod ním ležící měkké tkáně, nebo lépe vizualizovat drobnější ledvinové konkrementy (které by přítomnost jódové kontrastní látky mohla přehlušit).

Angiografický snímek úseku aorty Nahoře: Kalcifikované plaky v několika místech stenózy zakrývají lumen cévy. Dole: V 2-energetické analýze lze identifikovat a odečíst zvápenatělé plaky, což poskytuje jasnější vizualizaci průchodnosti cév v oblasti stenóz (vyznačeno šipkami). ! nahradit naším obrázkem !(angiografické snímky pořídil MUDr. .... z Radiodiagnostického ústavu FN Ostrava)

Realizace dvou- a více-energetického RTG zobrazení
Duální nebo multi-energetické RTG zobrazení lze technicky uskutečnit v zásadě čtyřmi alternativními metodami :
Na úrovni zdrojů :
-> Použití dvou rentgenových trubic s různými anodovými napětími. To je popsáno níže v pasáži "CT s 2 rentgenkami - DSCT : Dual Source a Dual Energy CT", obr.3.2.9.
-> Použití jedné rentgenky, jejíž anodové napětí se elektronicky přepíná mezi nízkou hodnotou (cca 50 kV) a vysokou hodnotou (cca 120 kV). Je žádoucí aby toto přepínání bylo dostatečně rychlé, aby při zobrazování mezi jednotlivými energiemi nedocházelo k pohybovým změnám (při použití v CT se doporučuje v řádu milisekund).
Na úrovni detektorů :
-> 2-vrstvový detektor s jednou rentgenkou s vyšším napětím, cca 120 kV, při použití dvou vrstev detektorů selektivně detekujících nízko- a vysokoenergetickou složku X-záření (je zmíněno v odstavci "Detektory X-záření pro CT", pasáži "Dvouvrstvové detektory CT".
-> Spektrometrické Photon-couting RTG zobrazení s jednou rentgenkou a polovodičovými detektory, umožňujícími flexibilní energetickou spektrometrii detekovaného X-záření (je popsáno v pasáži "Elektronické zobrazovací detektory X-záření", odstavci "Polovodičová detekce (přímá konverze)" a "Detektory X-záření pro CT"). Tento způsob je z fyzikálního hlediska nejdokonalejší, poskytuje multienergetické zobrazení.
  Fyzikálně-technickými aspekty těchto metod se zabýváme v pasážích "Elektronické zobrazovací detektory X-záření" - "Spektrometrické Photon-counting RTG zobrazení", "Detektory X-záření pro CT" a "CT s 2 rentgenkami - DSCT : Dual Source a Dual Energy CT".

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 odstraněn 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). V souvislosti s tím se u moderních digitálních přístrojů rozdíl mezi skiagrafií a skiaskopií do značné míry stírá - v počítačovém systému lze volit, zda záznam digitálního obrazu bude statický či dynamický.
*) 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 průběžné vizuální pozorování obrazu prošlého rtg záření, původně 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 - RTG navigace precizních prací prováděných uvnitř organismu *) - zavádění různých sond a katetrů, implantace kardiostimulátorů, koronární angioplastika, zavádění stentů cévních či uterorenálních,... atd. - viz níže "Subtrakční angiografie", obr.3.2.7. V radioterapii je to zavádění radioforů afterloadingem při brachyterapii (viz §3.6, část "Brachyradioterapie").
*) Pro snížení radiační zátěže se při skiaskopickém zobrazování nyní používá pulsní režim: rentgenka nezáří kontinuálně, ale periodicky se zapíná jen na krátké okamžiky (cca 0,1 sec. s opakovací frekvencí cca 4 snímky/sec.)., během nichž se vytváří obraz. Pro vizuální zlepšení kvality takto vytvářených sekvenčních snímků se někdy používá tzv. rekurzívní filtrace, spočívající ve váženém sčítání několika po sobě jdoucích obrazů. . ....
  Rentgenka a protilehlý zobrazovací detekční systém bývají často namontovány na speciálním stojanu tvaru písmene "C" - tzv. C-rameno (C-arm) - obr.3.2.7b. 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.3.2.7c. Případně lze využít tzv. sklopné stěny; tyto možnosti byly zmíněny výše, pasáž "Mechanické provedení RTG přístrojů".

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 obtížnosti 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 přirozené absorbční rozdíly mezi tkáněmi zvýšit a zlepšit tak výsledný kontrast RTG obrazu 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, orgány). X-záření je těmito látkami silně pohlcováno, čímž se zvýrazní dutiny, které jsou jimi zaplněny (žaludek, trávicí trakt, 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. Po aplikaci se kontrastní látky mohou dostat do vyšetřovaného orgánu buď přímo (přímá aplikace do trávicí trubice nebo do cév), nebo nepřímo přes metabolismus (zobrazení struktur v játrech nebo levinách).
  Kontrastní látky se třídí podle různých kritérií. Podle rozpustnosti ve vodě: nerozpustné (baryová suspenze, jódové látky olejové a suspenzní) a rozpustné (hydrosolubilní). Podle jejich ionizace (disociace) v roztoku: ionické (disociují v roztoku na anion nesoucí kontrastní jód a kation) a neionické. Podle farmakokinetiky, metabolismu v organismu a způsobu vylučování: nefrotropní (vylučované ledvinami) používané pro angiografii, urografii, kontrastní CT; hepatotropní (vylučované játry a žlučí) pro cholangiografii. Z hlediska dosažené změny absorbce X-záření dělíme kontrastní látky do 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.
V současné době jsou nejčastěji používané kontrastní látky na bázi jódu, který má dvě výhodné vlastnosti:
1. ¹²⁷I vykazuje vysokou absorbci pro X-záření o energiích používaných v RTG diagnostice - poskytuje dobrý pozitivní kontrast struktur, do nichž se dostane.
2. Jód může vytvářet sloučeniny s řadou organických látek, které se v organismu chovají potřebným dobře definovaným způsobem. V takové organické látce jsou absorbční vlastnosti pro X-záření dány navázanými atomy jódu, zatímco ostatní organická část molekuly určuje farmakokinetiku a distribuci látky v organismu - kam se látka "dostane" či kde se vychytá, jakým způsobem se bude z organismu vylučovat.
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 (deriváty 1,3,5-trijód-2-aminobenzoové kyseliny, bývají ionické i neionické). Dále se používají deriváty pyridinu s jedním nebo dvěma navázanými atomy jódu v molekule (většinou mají charakter ionických látek).
  Ve vodě rozpustné (hydrosolubilní) kontrastní látky, zvláště ionické, mohou v organismu vyvolávat některé nežádoucí vedlejší účinky, nebezpečné mohou být alergické reakce.
¨ 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.
V některých případech, zvláště u zažívacího traktu, se používá tzv. dvojitý kontrast: nejprve se aplikuje pozitivní kontrastní látka (baryová suspenze) a potom negativní kontrastní látka - vzduch (z šumivého prášku), který roztáhne pozitivní kontrastní látku ke stěnám vyšetřovaného objemu.
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. Označuje se názvem digitální subtrakční angiografie (DSA) pro arteriální řečiště, či flebografie pro venózní zobrazení.

Obr.3.2.7. a) Principiální schéma činnosti digitální subtrakční radiografie. b) Rtg přístroj s elektronickým snímačem obrazu upevněný na C-rameně . c) Rtg přístroj v uspořádání U-ramena.

Zjednodušené schéma principu digitální subtrakční radiografie je nakresleno na obr.3.2.7a. 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 popsaných výše v pasáži "Elektronické zobrazovací detektory X-záření", obr.3.2.6 uprostřed. Rentgenka a detektor jsou umístěny naproti sobě na tzv. C-rameni (obr.3.2.7b). Do paměti počítače je snímán nejprve nativní rtg obraz vyšetřovaného místa bez kontrastní látky (dříve nazývaný maska), a pak rtg obraz po aplikaci kontrastní látky. Numerickým digitálním odečtením nativního obrazu od obrazu s kontrastní látkou se odečtou a vyruší všechny struktury které se nezměnily (např. skelet) a zůstává pouze to, čím se oba snímky liší: kontrastní látkou naplněné dutiny a cévy. Vzniká tak 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.
Tomografická 3D digitální rotační angiografie 
Pokud se angiografie provádí na C-rameni, pak otáčením systému rentgenka-detektor kolem pacienta lze pořídit a zrekonstruovat con-beam CT zobrazení - tomografickou 3D digitální rotační angiografii, s možností flexibilního prostorového posuzování průchodnosti cév v různých místech vyšetřované oblasti.
Historický název "angiolinka"  
Často používaný náze "angiolinka" pochází z doby, kdy se angiografie prováděla na rentgenové filmy (60.-70. léta). Tehdy se musela u skiagrafického přístroje připravit série - linka - kazet s RTG filmy v řadě za sebou, které se po nástřiku kontrastní látky v rychlém sledu vyměňovaly a exponovaly. Pak se vyvolaly a prohlíželo se, kam se kontrastní látka postupně dostala - či nedostala v důsledku uzávěru cévy.
RTG navigované intervenční výkony 
Subtrakční angiografie původně vznikla jako diagnostická metoda. S pomocí moderních angiografických zařízení a pokročilých metod cévní medicíny 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.3.2.8a); 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 v rovině kolmé k ose rotace rentgenky a protilehlého detektoru - 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. Na takovém obraze máme nepřeberné možnosti prohlížení snímaného objektu ze všech úhlů pohledu a v různých vrstvách (řezech).
*) Rentgenka a protilehlý detekční systém jsou upevněny na speciálním prstencovém stojanu zvaném gantry (angl. gantry = portál, průchozí nosná konstrukce), umožňujícím pomocí elektromotorku rotaci systému rentgenka-detektor kolem vyšetřovacího lehátka.
  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) či výpočetní tomografie. Přesný název "rentgenová transmisní počítačová tomografie" (X-ray Trasmission Computerized Tomography) se pro svou zdlouhavost neujal.

Obr.3.2.8. 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.
  Výsledkem CT jsou skutečné "anatomické řezy" tělem pacienta, na nichž je možné vidět orgány a tkáně samostatně, na rozdíl od planární RTG, kde jsou zobrazeny sumárně a navzájem se překrývají.
  Před započetím vlastní diagnostické akvizice CT se obvykle provádí zkušební, "průzkumové" či "plánovací" radiografické zobrazení, označované zkratkou SPR (Scan Projection Radiograph); je známé též pod názvy Scanogram nebo Topogram. Snímá se stacionárním (nerotujícím) systémem rentgenky a detektorů, většinou v projekci AP nebo PA, při němž se lehátko s pacientem posunuje přes gantry. Vzniká tím planární obraz podobný jako u klasické skiagrafie. Tento obraz pak slouží pro stanovení počátku a konce zobrazované oblasti těla. Dále může být obraz SPR použit pro expoziční automatiku - získání absorbčních (atenuačních) údajů pro automatickou regulaci anodového proudu [mA] rentgenkou ATCM (Automatic Tube Current Modulation), aby bylo dosaženo optimalizace vztahu kvalitního obrazu a radiační zátěže pacienta. Tato technologie anatomické dávkové modulace v reálném čase podstatně snižuje radiační dávku při zachování kvality obrazů.

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.3.2.8b) - 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.3.2.10.
  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 zdokonalováním 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 získává počítačovou rekonstrukcí z jednorozměrných profilů distribuce intenzity prošlého paprsku X-záření při otáčení rentgenky a protilehlých detektorů kolem vyšetřovaného objektu. Pro tuto rekonstrukci se používá většinou metoda filtrované zpětné projekce, někdy i dokonalejší (avšak výpočetně náročnější) metoda iterativní rekonstrukce *).
*) Iterativní rekonstrukce je matematický algoritmus pro hledání nejvěrnějšího obrazu postupnými aproximacemi a zpřesňováním výchozího "hrubého" obrazu. Vychází z obrazu získaného zpětnou projekcí a spočívá v několikanásobném opakování čtyř po sobě následujících kroků - "rekonstrukční smyčky": 1. V prvním kroku se z obrazu vytvořeného zpětnou projekcí vypočítají opačným postupem znovu jakoby původní data. 2. Ta se pak porovnají s "hrubými" daty skutečně nasnímanými při detekci. 3. Podle zjištěných odlišností se upraví nová data pro zpětnou projekci. 4. Znovu se vypočítá obraz a celá operace se opakuje. Po několika opakováních těchto iterací získáme čistý a kvalitní obraz. Počet iterací lze nastavovat a optimalizovat. Do procedury se zařazují korekční algoritmy a metody filtrace šumu. Tato metoda poskytuje kvalitnější snímky s redukcí šumu a artefaktů vznikajících při rekonstrukci. Dále, u některých vyšetření můžeme výrazně snížit expozici a radiační dávku pacienta, při zachování dostatečně kvalitních obrazů.
  Tyto rekonstrukční metody, které jsou anologické jako u SPECT, jsou stručně popsány v §4.3 "Tomografická scintigrafie", pasáž "Počítačová rekonstrukce SPECT" *). Ústřední a řídící softwarový algoritmus rekonstrukce se někdy nazývá kernel (jádro, zrno).
*) Omlouvám se profesionálním rentgenologům, že to není zařazeno v této kapitole. Naše odborné materiály jsou totiž primárně orientovány na jadernou fyziku a radionuklidovou scintigrafii. Tento úhel pohledu může být snad inspirativní i pro kolegy z oblasati RTG diagnostiky..?..
  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). Použití faktoru 1000 (místo obvyklého 100 u %, kde bychom dostávali desetinné hodnoty) odráží vysoké denzitní rozlišení CT. Nulové denzitě (vakuum, vzduch) odpovídá hodnota HU=-1000, pro vodu je HU=0, kosti mají denzitu řádově HU=100¸1000, někdy i vyšší. Provzdušněné plíce mají HU cca -800, tuk HU=-40¸-120, denzita měkkých tkání je HU=20¸80. Tak velký rozsah denzit není obrazovka počítače schopna lineárně jasově zobrazit; rovněž lidské oko je schopno rozlišit jen několik desítek stupňů šedi. Pro optimální prezentaci obrazu si proto pomáháme vhodnou modulací jasu a kontrastu obrazu. Pokud nás zajímají rozdíly v tkáních s podobnou denzitou (tak tomu bývá v měkkých tkáních), vybíráme pomocí této modulace z celé škály denzit jen úzkou část - tzv. okénko, jehož škálu denzit zobrazíme v celém jasovém rozsahu obrazovky. Dostáváme tak dobře prokreslené obrazy požadovaných struktur a posunováním okének můžeme postupně získávat detailní informace o tkáních s různými denzitami.

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 většimou jen detekce, jen zřídka spektrometrie. Základním požadavkem je zde vysoká citlivost detekce fotonů X-záření a vysoká rychlost detekce, tj. krátká mrtvá doba.
Pro detekci X-záření v CT lze v zásadě použít tři druhy detektorů :

• Ionizační komory
  plněné stlačeným plynným xenonem (více anod a katod v jedné trubici tvoří řadu detektorů). Používaly se do konce 80.let, nyní jsou opuštěny.
• 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 podrobně rozebírány v §2.4, pasáž "Scintilátory a jejich vlastnosti"). Scintilátory založené na keramických materiálech (kysličníky křemíku), dopovaných vzácnými zeminami (jako je lutetium, gadolinium nebo ytrium) a příp. i dalšími prvky, se někdy označují jako UFC (Ultra Fast Ceramic) - ultrarychlé keramické detektory. Detekční elementy mají aktivní velikost cca 0,8x0,8 - 1x1 mm².
    Absorbované X-záření produkuje ve scintilátoru viditelné světlo. Scintilační záblesky jsou snímány fotodiodami nebo fototranzistory, přitmelenými na zadní straně každého detekčního elementu; jedná se zde jen o prostou detekci, nikoli spektrometrii. Takto vzniklé elektrické impulsy, registrované během doby měření dané projekce, se pro každý element integrují, zapisují do počitače a provádí se výsledná rekonstrukce obrazů příčných řezů.
  Dvouvrstvové detektory CT
  Pro simultánní CT detekci X-záření nižší a vyšší energie v metodě DECT (Dual Energy CT) s jednou rentgenkou s vyšším napětím (cca 140 kV) byly vyvinuty prstencové detektory skládající se ze dvou vrstev scintilačních detektorů. Horní "lehká" vrstva je tvořena scintilačními detektory s nízkou hustotou (na bázi ytria). Spodní "těžká" vrstva sestává ze scintilačních krystalů s vysokou hustotou (na bázi gadolinium-oxysulfidu). X-záření po průchodu pacientem dopadá nejprve na horní vrstvu, ve které se selektivně absorbuje, a tudíž detekuje, pouze nízkoenergetické X-záření, zatímco vysokoenergetické fotony touto vrstvou pronikají do spodní vrstvy, ve které se účinně absorbují a scintilačně detekují.
    Ke všem scintilačním elementům horní i spodní vrstvy jsou přitmeleny fotodiody. Impulsy z fotodiod obou vrstev se zpracovánají separátně, jejich rekonstrukcí vznikají dva CT obrazy příčných řezů, denzitně modulované absorbcí X-záření nižší a vyšší energie. Pomocí DEXA analýzy z nich lze provádět přibližnou materiálovou specifikaci zobrazovaných struktur (bylo podrobněji diskutováno v pasáži "Dvou- a multi-energetické RTG zobrazení. Analýza materiálového složení.").
• Polovodičové detektory
  Fotony X-záření dopadají přímo do polovodičových detektorů (vhodným materiálem je CdTe, CdZnTe - CZT), kde svou interakcí uvolňují elektrické náboje a jsou tak přímo převáděny na elektrický signál (obecný princip polovodičových detektorů je uveden v §2.5 "Polovodičové detektory"). Metoda polovodičové detekce v RTG diagnostice je obecně popsána výše v pasáži "Elektronické zobrazovací detektory X-záření", odstavci "Polovodičová detekce (přímá konverze)". Oproti scintilační konverzi má výrazné výhody a poskytuje nové možnosti v CT zobrazování :
  Spektrometrická photon-counting CT
  Přímá polovodičová detekce umožňuje nezávislou registraci jednotlivých fotonů X-záření: "počítání fotonů" - photon couting. A následně elektronickou analýzu amplitud těchto impulsů - provádění spektrometrie detekovaného X-záření *). Použitím dvou či několika různých amplitudových - energetických oken analyzátoru lze získat CT obrazy pro různé energie procházejícího X-záření. Můžeme pak využít materiálově specifický rozdíl v absorbci X záření různých energií pro materiálovou - tkáňovou diferenciaci zobrazovaných struktur, které jinak na konvenčním CT obrazu vykazují stejné denzitní zeslabení. Tato možnost materiálové analýzy v RTG obrazech byla podrobněji diskutována v pasáži "Dvou- a multi-energetické RTG zobrazení. Analýza materiálového složení.".
  *) Teminologická poznámka: Místo názvu "photon-counting CT", který se vžil v oblasti radiodiagnostiky, by z fyzikálního hlediska byl výstižnější název "photon-spectrometry CT", neboť důležitá je zde energetická (spektrometrická) analýza fotonů detekovaného X-záření (spíše než prosté "počítání fotonů").
    Polovodičový prstencový detekční systém v CT by se (v přímé analogii se obvyklými scintilačními detektory) mohl skládat z velkého počtu drobných detektorů CZT. Bylo však vyvinuto i jednodušší a výhodnější uspořádání: Detektor tvořený delšími polovodičové vrstvami (tloušťky 1,5-3 mm) se společnou katodou a pixelovanými anodovými elektrodami na protilehlé straně. Mezi elektrodami je aplikováno napětí cca 800-1000 V. Absorbované X-záření vytváří v polovodičové vrstvě páry elektron-díra, elektrony v silném elektrickém poli rychle driftují k anodám, kde vytvářejí krátké elektrické impulsy (cca 10^-9 s). Amplituda těchto impulsů je úměrná energii absorbovaných rentgenových fotonů. Výhodou tohoto uspořádání je, kromě kompaktnější konstrukce, i poněkud zvýšená geometrická detekční účinnost (o cca 20%), neboť mezi jednotlývými elementy detektoru nejsou oddělovací přepážky (u scintilačních buněk jsou optické přepážky šířky cca 0,1-0,2 mm).

Detektory X-záření pro CT (jsou to jen základní schématické nákresy, není zde zakresleno zakřivení obloukového uspořádání ani lamely proti rozptýlenému záření).
a) Scintilační detekce X-záření, nejpoužívanější metoda. b) 2-vrstvový detektor registrující odděleně nizkou a vysokou energii X-záření. c) Systém polovodičových pixelových detektorů X-záření - photon-couting CT, umožňující spektrometrickou analýzu X-záření; zde jsou to jednotlivé detektory. d) Spektrometrický photon-coutinng CT v technologii páskových polovodičových detektorů se společnou katodou a pixelovanými anodami.

Mnohodetektorové, multi-slice a spirální CT; Cone-Beam CT
Postupné snímání CT obrazů systémem jedné rentgenky a jednoho 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.3.2.8b). 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 neustále vylepšuje. Zvyšuje se počet detektorů a rychlost otáčet rotoru gantry (nyní cca 0,3s/otáčku) - jedná se o vysokorychlostní multidetektorové systémy MDCT. Jednotlivé transverzální řezy můžeme snímat dvojím způsobem:
- Sekvenční skenování, kde se rotačně pohybuje jen systém rentgenka-detektory a lehátko s pacientem se nepohybuje. Jednotlivé vrstvy se snímají postupně - nezávisle jednotlivými prstenci detektorů.
- 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.3.2.8b,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].
EKG-synchroizovaná CT angiografie 
Významným technickým pokrokem v oblasti zobrazení srdce je neinvazívní elektrokardiograficky synchronizovaná angiografie multidetektorovou počítačovou tomografií - MSCTA. Hlavní využití této metody je dvojí:
1. MSCT nativní kalciové score - detekce a kvantifikace kalcifikátů v koronárních tepnách (obsahu kalcia v placích koronárních arterií). Obvykle se hodnotí rizikové skupiny podle Agastonova kalciového skóre (do 5 skupin).
2. MSCT koronarografie - kontrastní zobrazení epikardiálních koronárních arterií k diagnostice rozsahu a závažnosti koronárního postižení u ischemické choroby srdeční.
  Kombinací obou metod můžeme zobrazit měkkou i kalcifikovanou část plaku, zjistit charakter, rozsah a závažnost postižení, s příp. indikací na invazivní vyšetření se stanovením způsobu revaskularizace.
Cone-Beam CT 
Pro některé účely se používá CT zobrazení s široce kolimovaným kónickým svazkem X-záření (cone-beam CT - CBCT), který prozařuje pacienta a dopadá na protilehlý zobrazovací flat-panel (jeho princip je popsán v §3.2, pasáž "Elektronické zobrazení X-záření"). Rentgenka a protilehlý flat-panel rotují kolem vyšetřovaného objektu na společném gantry. Takový systém CBCT se instaluje na radioterapeutické ozařovače (lineární urychlovače) používající techniku radioterapie řízené obrazem - IGRT (§3.6, část "Modulace ozařovacích svazků"), nebo je naopak používán u malých dentálních CT přístrojů (uvedených níže).
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 (obr.3.2.9). 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).

Obr.3.2.9. CT přístroj se dvěma rentgenkami - Dual Source CT a Dual Energy CT.

¨ 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 efektivné energii. Získáme tak dva různé denzitní obrazy téhož místa. 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. 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. Umožňuje to tedy nejen lépe kvantifikovat distribuci density, ale navíc stanovovat složení tkání pomocí metody diferenciální densitní analýzy DEXA (Dual Energy X-ray Absorptiometry) *) - podobné analýzy densitních obrazů, jako u "Kostní densitometrie" (viz níže obr.3.2.11). Poskytuje to nejen detailní snímky anatomie, ale přibližně to umožňuje rozlišovat různé druhy tkáně (odlišit např. kosti, cévy, tkáň tukovou), různé druhy ledvinových kamenů, usazování krystalků urátu sodného v kloubech (dna), či lépe kvantifikovat distribuci kontrastní látky v myokardu (a posoudit funkční ovlivnění při morfologickém postižení věnčitých tepen).
  Tato možnost materiálové analýzy v RTG obrazech byla podrobněji diskutována v pasáži: "Dvou- a multi-energetické RTG zobrazení. Analýza materiálového složení.".
Multiplexní DECT 
Alternativní možností tomografie DECT je použití jednoho systému rentgenka-detetor, v němž dochází k multiplexnímu přepínání napětí na rentgence během spirálního skenování.
2-vrstvový detektor CT 
Další alternativní možností tomografie DECT s jednou rentgenkou je použití dvou vrstev detektorů selektivně detekujících nízko- a vysokoenergetickou složku X-záření (bylo zmíněno výše v odstavci "Detektory X-záření pro CT", pasáži "Dvouvrstvové detektory CT".
Spektrometrická Photon-couting CT 
Dále je pravděpodobné, že celá technologie DECT se dvěma rentgenkami bude v budoucnu nahrazena systémem photon-couting CT s jednou rentgenkou a polovodičovými detektory, umožňujícími flexibilní energetickou spektrometrii detekovaného X-záření (bylo popsáno výše v pasáži "Elektronické zobrazovací detektory X-záření", odstavci "Polovodičová detekce (přímá konverze)" a "Detektory X-záření pro CT").

Kontrola kvality a zobrazovacích vlastností přístrojů CT
Testování zobrazovacích vlastností CT přístrojů se provádí pomocí speciálních fantomů válcových tvarů - viz "Fantomy a fantomová měření", pasáž "Tomografické fantomy pro CT".

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.3.2.10). 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.3.2.10. 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.3.2.11. Principiální schéma DEXA zobrazovacího digitálního rtg denzitometru (vpravo ukázka přístroje DEXA pro celotělové zobrazení).

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.3.2.11. 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 nevratným 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 pomocí kompresní desky *) a tkáň takto tvarovanou do vrstvy o tloušťce cca 7cm prozářit měkkým X-zářením o energii cca 20 keV. Fotony nízké energie X-záření interagují s atomy tkáně především fotoefektem, což poskytuje vyší kontrast absorbce mezi tkáněmi i s malými rozdíly denzity. Vzhledem k této nízké energii se v mamografu používá speciální rentgenka většinou s molybdenovou anodou a beryliovým výstupním okénkem, velikost ohniska 0,1-0,3mm. K filtraci svazku X-záření se používá molybdenový nebo rhodiový filtr, který odřezává fotony vyšších energií než cca 20keV (K-hrana Mo) nebo 23keV (K-hrana Rh) - využívá se tzv. efektu K-hrany, zmíněného výše v pasáži "Filtrace, kolimace".
*) Pozn: Komprese tkáně prsu vede i k jedné drobné výhodě z hlediska radiační ochrany: stlačením se dočasně omezí průtok krve a dojde k částečné hypoxii buněk tkáně. Sníží se tím poněkud radiobiologický účinek X-záření, neboť hypoxické buňky jsou méně citlivé vůči záření ("kyslíkový efekt" - §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření, část "LQ model").
  Snímkování se provádělo 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.

Obr.3.2.12. Rentgenová mamografie Prso se vloží mezi rentgenku a zobrazovací flat-panel a stlačí se plastovou kompresní deskou.   Na RTG mamografickém obraze můžeme pozorovat normální denzitu bez defektů (vpravo nahoře), nebo léze zvýšené denzity, které mohou svědčit pro tumor (vpravo dole).

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. Specifická metoda pozitronové emisní tomografie PEM je posána v §4.3, pasáži "Pozitronová emisní mamografie (PEM)".
¨ 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.

Dentální RTG diagnostika
Samostatnou kategorií menších specializovaných rtg přístrojů jsou zubní či dentální rentgeny používané ve stomatologii. Jsou zde tři druhy přístrojů:
¨ Intraorální RTG je velmi jednoduchý přístroj: na pohyblivém rameně je umístěna malá rentgenka kompaktního provedení s úzkým tubusem (v jejím krytu bývá zapouzdřen i zdroj vysokého napětí cca 50¸70 kV). Malé políčko rtg filmu se umístí ze zadní strany zubů a z přední strany se exponuje rentgenkou. Po vyvolání se zobrazí příslušný zub (či několik zubů) a jeho uložení v dásni, včetně případných defektů.
¨ Panoramatický rentgen OPG (orthopantomogram), zvaný též DPR (Dental Panoramatic Radiograph). Rentgenka a naproti ní umístěný rtg film nebo zobrazovací flat panel v průběhu expozice rotují (obíhají) a opisují kruhovou či eliptickou trajektorii kolem hlavy (čelistí) pacienta tak, aby fokální (ohnisková) vrstva daná kompenzací vzájemného pohybu rentgenky a filmu (či zobrazovacího detektoru) procházela středem linie čelisti podél celé její délky. Na obraze tak vzniká rozvinutý panoramatický obraz celé čelisti. V nejjednodušším případě se toho dosahuje pomocí jednoho motorku, avšak kvalitnější panoramatické zobrazení se dosahuje u přístrojů se 2 či 3 motorky, které uskutečňují rotaci ve více osách s lepším přizpůsobením tvaru čelisti. Nejlepší zaostření všech míst čelisti se dosahuje u multifokálních OPG přístrojů, kde se snímá větší počet obrazů v různých fokálních vrstvách, s následným vyhodnocením.
¨ Dentální CT je zmenšenou obdobou klasické cone-beam CT (zmíněné výše) se zobrazovacími detektory velikosti cca 3´4¸15´15 cm. Někdy se kombinuje panoramatický rentgen s dentálním CT do jednoho systému. Dentální CT se uplatňuje v čelistní chirurgii, u zubních implantátů a v diagnostice patologických lézí v dané oblasti.

Radiační zátěž pacientů při RTG vyšetření
Při RTG vyšetřeních je vnějším zdrojem záření rentgenka, X-záření po průchodu tělem pacienta dopadá na detektor (dříve film, nyní flat panel nebo prstenec detektorů u CT), obraz vzniká rozdílnou absorpcí záření v tkáních. Prošlá část X-záření vytváří obraz, absorbovaná část záření způsobuje radiační zátěž v těle. Pacient je ozařován jen po dobu snímání (akvizice) v požadovaných projekcích. Čím větší je počet a velikost snímaných projekcí, intenzita použitého X-záření a expoziční čas, tím vyšší je radiační zátěž pacienta.
    Při použití současné moderní rtg techniky je obecně radiační zátěž pacientů relativně nízká. Vysoká citlivost zobrazovacích detektorů a digitální počítačové zpracování obrazů umožňuje optimalizaci, při níž lze získat kvalitní RTG obrazy při nízké radiační expozicí.
    Absorbovaná radiační dávka D [mGy] při rtg vyšetření určité oblasti těla je v zásadě dána součinem intenzity X-záření (ta je dána proudem rentgenkou [mA]), expozičního času [s] a příslušných koeficientů :
            D = G . mAs .
Koeficient G v sobě zahrnuje řadu faktorů, jako je účinnost produkce X-záření rentgenkou, jeho energii danou napětím [kV] na rentgence, filtrace, vzdálenost, absorbční koeficienty tkáně. Měří se pomocí fantomů, nejčastěji vodou plněných "akvárií" (pro planární rtg), nebo válců průměru 16cm (hlava) či 32cm (hrudník) pro CT, opatřených ionizačními komůrkami, termoluminiscenčními nebo polovodičovými detektory. Pravděpodobnost vzniku biologických stochastických účinků je úměrná této absorbované radiační dávce [mGy] a velikosti ozářené oblasti [cm³].
    V planární rtg diagnostice se toto kvantifikuje pomocí veličiny plošné dávky DAP (Dose Area Product) [mGy.cm²], což je součin vstupní dávky X-záření a velikosti (plochy S) ozářeného pole: DAP = D . S. Efektivní dávka D_ef [mSv] pro pacienta, vyjadřující účinky záření na organismus jako celek, se pak vypočítá jako součin: D_ef = E_DAP . DAP , kde koeficient E_DAP (regionálně normalizovaná efektivní dávka [mSv mGy^-1 cm^-2]) v sobě zahrnuje zprůměrované tkáňové (orgánové) váhové faktory w_T pro struktury v ozařované oblasti.
  Pro měření radiační dávky pacientů při planárním RTG zobrazení se používají speciálně kalibrované radiometry, tzv. DAP-metry *), měřící součin absorbované dávky a ozařované plochy (Dose Area Product). DAP metr je tenká transmisní planparalelní ionizační komůrka upevněná na výstupní kolimátor (clonu) RTG přístroje, jejíž plocha pokrývá celé (maximální) pole X-záření - obr.3.2.5 vlevo nahoře. Ionizační proud, vznikající při průchodu X-záření z rentgenky směrem k pacientovi, po příslušné kalibraci, udává plošnou dávku DAP, kterou obdrží vymezené zobrazované pole pacientova těla.
*) Radiometry tohoto druhu se někdy nazývají též KAP-metry, měřící součin kermy ve vzduchu a ozařované plochy (Kerma Area Product). Pro X-záření používané v RTG diagnostice jsou hodnoty kermy a dávky prakticky totožné. Jak je diskutováno v §5.1 "Účinky záření na látku. Základní veličiny dozimetrie.", pasáž "Expozice, kerma, terma", mezi dávkou a kermou platí vztah D = K.(1-g), kde g je frakce energie uvolněných nabitých částic, která se ztrácí při radiačních procesech v materiálu. Pro diagnostické X-záření činí hodnota g pouze zlomky procenta.
  Součin kermy a plochy je integrál kermy ve vzduchu přes plochu svazku v rovině kolmé k centrální ose svazku. Hodnota součinu kermy a plochy je téměř nezávislá na vzdálenosti od ohniska rentgenky (pokud zanedbáme zeslabení záření ve vzduchu, zpětně rozptýlené záření a příp. X záření vznikající mimo ohnisko).
    U CT zobrazení se radiační zátěž kvantifikuje pomocí veličiny délkové dávky DLP (Dose Lenght Product) [mGy.cm], což je součin absorbované dávky D a délky L ozářené oblasti: DLP = D . L.
    Efektivní dávka D_ef [mSv] pro rentgenovaného pacienta, vyjadřující stochastické účinky záření na organismus jako celek, se pak vypočítá jako součin:
           D_ef = E_DAP . DAP pro planární zobrazení  ,   nebo  D_ef = E_DLP . DLP pro CT zobrazení ,
kde koeficienty E_DAP či E_DLP - regionálně normalizovaná efektivní dávka [mSv mGy^-1 cm^-1]- v sobě zahrnují zprůměrované tkáňové (orgánové) váhové faktory w_T pro struktury v ozařované oblasti (§5.1 "Základní veličiny dozimetrie", pasáž "Radiobiologická účinnost záření").
    Jakým způsobem se tyto změřené expoziční parametry využívají ke stanovení radiačních dávek a jejich optimalizaci při RTG vyšetřeních, je stručně rozebíráno v §5.7 "Radiační zátěž při radiační diagnostice a terapii".

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").

Základní aspekty vyhodnocování a získávání diagnostických informací z obrazů zmíněných radiologických modalit jsou uvedeny v §4.7 "Vizuální hodnocení a matematická analýza diagnostických obrazů" .

------------------------ Fyzikálně-technická zajímavost ------------------------

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; žádné zobrazení by nevzniklo. 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.3.2.13. 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 (obr.3.2.13). 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
Vlastnosti interakce různých druhů ionizujícího záření s látkou poskytují řadu možností bezdotykového nedestruktivního měření některých mechanických a strukturních vlastností různých předmětů a materiálů. Většina těchto metod pracuje v experimentálním uspořádání schématicky znázorněném na obr.3.1.1a,b v §3.1. Analyzovaný předmět nebo vzorek je ozařován vhodným druhem záření, přičemž se pomocí detektoru měří ovlivňování tohoto záření analyzovaným předmětem.

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 výrobků a 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 a hotových výrobcích 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. Absorbce ionizujícího záření je závislá 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 - iridium ¹⁹²Ir, selen ⁷⁵Se, cesium ¹³⁷Cs, kobalt ⁶⁰Co, ojediněle též tvrdé brzdné záření g o energii do 10MeV produkované lineárním či kruhovým urychlovačem elektronů (zabrzděním elektronů na terčíku). Tvrdé záření gama či brzdné záření je třeba použít zvláště při prozařování kovů (oceli) tloušťky větší než 100mm, kde běžné rentgenové záření již nestačí. Pro radiografii tenších vrstev je naopak vhodnější měkčí fotonové záření, které poskytuje vyšší kontrast zobrazené drobných defektů (z radionuklidů jse vhodné zmíněné Ir-192 nebo Se-75).
   Defektoskopie se uplatňuje především tam, kde jsou kladeny vysoké nároky na kvalitu materiálů a konstrukčních dílů. Jsou to např. potrubí plynovodů, lopatky turbin, tlakové nádoby reaktorů, mostní konstrukce atd.
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 (XRM - X-ray microscopy) se používá především měkké X-záření cca 20¸60keV. Fotony nízké energie X-záření interagují s atomy vyšetřované látky především fotoefektem, což poskytuje vyšší kontrast absorbce mezi oblastmi i s malými rozdíly denzity. Ve velkých speciálních laboratořích se k rtg mikroskopii používá i velmi měkkého X-záření (cca 2¸10keV - v okolí K- nebo L-hrany absorbčního spektra vyšetřovaného materiálu, kde je největší kontrast absorbce a zobrazení) 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. Používá se buď skenovací režim, nebo zobrazení pomocí speciálních pixelových detektorů. Jedná se o velmi náročné laboratorní metody!

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.

Bezpečnostní kontrola materiálů
Na principu radiačního měření mechanických vlastností (hustoty) materiálů je založena i rentgenová kontrola zavazadel, používaná v posledních letech na letištích. Na přepážkách příjmu zavazadel pro leteckou dopravu jsou instalovány malé rtg přístroje - rentgenka a protilehlý elektronický zobrazovací detektor, mezi nimiž procházejí kontrolovaná zavazadla. Vzniklý absorbční obraz se okamžitě promítá na displeji, někdy i s "pseudo"barevným zobrazením (umělé přiřazení barev stupním šedi), s cílem rozpoznat především kovové předměty (jako jsou zbraně).

Rentgenová difrakční analýza struktury krystalových mřížek
Dopadá-li rentgenové záření na látku s krystalovou strukturou, dochází k difrakci části X-záření, při níž se toto záření odráží od pravidelné struktury krystalové mřížky - X-záření se pružně rozptyluje na elektronech měřeného krystalu. Následně může docházet k interferenci tohoto rtg záření. V difrakčním interferenčním obraze je pak zakódovaná informace o vnitřní struktuře krystalu.
  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, aby dráhový úhel dvou paprsků byl celočíselným násobkem vlnové délky záření: 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=1,2,3,... je celé číslo . Za této situace se intenzita rozptýlených vln sčítá. Pro daný krystal s mřížkovou konstantou d je tedy interferenčního maxima při difrakci dosaženo jen při určitých hodnotách l a J. Obvykle jsou snímána úhlová spektra 1.řádu (n=1), kde je maximum nejvýraznější, pouze pro rozlišení některých detailů se analyzují spektra vyšších řádů (nízká intenzita - výrazné prodloužení doby expozice).

Obr.3.3.2. Principiální uspořádání rentgenové difrakční analýzy krystalových mřížek

  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 měřící intenzitu I_X rtg záření. Otáčením goniometru se měří úhly J, pro něž je detekována maximální intenzita I_X "odraženého" X-záření, tj. interferenční maximum, v reflexním režimu. Ojediněle se používá i měření v transmisním režimu, kdy se měří difrakce X-záření prošlého vzorkem. Popř. zobrazení difrakčního obrazce na fotografickém filmu nebo elektronickém zobrazovacím detektoru. Monochromátor spojitého spektra X-záření je zařazen buď v primárním svazku, nebo v cestě sekundárního difrakčního záření. Pro detailní analýzu struktury monokrystalů se měří nezávisle úhly rentgenky J₁ a detektoru J₁ a je zařazen další goniometr umožňující otáčení vzorku i v kolmém směru (Bragg-Brentanův difraktometr). V RTG mikrodifrakci se používá rentgenka s mikrofokusem (její konstrukce byla popsaná výše v pasáži "Speciální druhy rentgenových trubic" a použití v předchozím odstavci "Rentgenová mikroskopie; mikro-CT"); v nejnáročnějších aplikacích i synchrotronové X-záření (§1.5, část "Generátory synchrotronového záření").
  Rentgenová difraktometrie se využívá v řadě oblastí materiálového výzkumu, především pro analýzu krystalové struktury látek - jak monokrystalů (monokrystalová RTG strukturní analýza), tak polykrystalických a práškových materiálů (prášková rtg strukturní analýza). Též při nedestruktivní analýze archeologických a uměleckých předmětů.
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). Ozařujeme-li analyzovaný materiál pozitrony, rychlé pozitrony se v látce na dráze několika mikrometrů (za čas cca 10 pikosekund) zpomalí a za normálních okolností mohou (přes nestabilní pozitronium) anihilovat s elektrony. Mohou však být zadrženy v místech strukturních nepravidelností krystalové mřížky (pórech) a anihilovat se zpožděním s elektrony z okolí. Abychom mohli stanovit dobu života pozitronů, potřebujeme v prvé řadě detekovat okamžik vzniku (vyzáření) pozitronu. To je možné tehdy, když radioaktivní zdroj pozitronů synchronně emituje i záření gama z excitované hladiny dceřinného jádra.
  Zkoumaný materiál se tedy 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.
  V případě nejobvyklejšího použití b⁺- g zářiče ²²Na detekční radiometrická aparatura sestává ze dvou gama-detektorů (scintilačních či polovodičových):
1. Detektoru nastaveného na fotopík 1274keV deexcitačního záření gama dceřinného nuklidu ²²Ne. To je "startovací" impuls časové koincidenční analýzy, indikující okamžik vzniku pozitronu.
2. Detektoru nastaveného na 511keV anihilačního záření, vznikajícího e^-e⁺anihilací pozitronu. To je "koncový" impuls časové koincidenční analýzy, určující okamžik zániku pozitronu.
  V pevných látkách bez strukturních defektů je doba života pozitronů cca 0,25ns, u pozitronů anihilujících v defektech se prodlužuje na cca 0,75ns. 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
Metody atomové a jaderné fyziky, jakož i vlastnosti různých druhů záření, poskytují důležité nástroje pro analýzu materiálového a prvkového složení různých předmětů. Většina těchto metod pracuje v experimentálním uspořádání ideově znázorněném již na úvodním obr.3.1.1a,b v §3.1. Analyzovaný předmět nebo vzorek je ozařován vhodným druhem primárního záření, jehož interakcí s atomy či jádry vzniká sekundární záření, které z materiálu "vynáší" informace o jeho složení. Toto záření se detekuje a analyzuje. Z velkého množství různých atomových, jaderných a radiačních analytických metod uvedeme jen určitý výběr těch typických a častěji používaných, s akcentem na fyzikální podstatu, bez přílišných technických podrobností.

Rentgen-fluorescenční analýza
Tato metoda nedestruktivního zjišťování chemického (prvkového) složení látek je založena na měření sekundárního fluorescenčního charakteristického rentgenového záření vzbuzeného primárním ozařováním zkoumaného vzorku. Měřený vzorek ozařujeme nejčastěji fotonovým zářením - buď X-zářením z rentgenové lampy, nebo zářením gama z vhodného radionuklidu - obr.3.4.1 (ozařování nabitými částicemi zmíníme v závěru této pasáže). 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.
   Energie (spektrální čáry K_ab) fluorescenčního X-záření jsou charakteristické pro každý prvek, množství emitovaných fotonů charakteristického záření je přímo úměrné množství atomů daného druhu, je tedy mírou koncentrace daného prvku. 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.
Metoda buzení charakteristického X-záření primárním gama zářením se někdy označuje zkratkou XRF (gamma-induced X-ray Fluorescent Emission).

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.
   K buzení charakteristického X-záření se někdy používá primární ozařování nabitými částicemi, které ionizují atomy dané látky, s následnou deexcitací a emisí X-záření. Metoda částicově-indukované emise X-záření se označuje zkratkou PIXE (Particle-Induced X-ray Emission). Obvykle se ozařuje protony o energii cca 2-4 MeV, analyzuje se povrchová vrstva vzorku do hloubky cca 5mm.
   Rentgen-fluorescenční analýza má velkou přednost v tom že je rychlá, přesná a reprodukovatelná, nevyžaduje žádné chemické zpracování vzorků, které mohou být ve všech skupenstvích. Zkoumaný materiál se nijak nepoškozuje a nedochází ani ke generování umělé radioaktivity. Lze zkoumat i celé předměty, bez nutnosti odebírání vzorků - jedná se o metodu nedestruktivní. 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
Tato jaderně-analytická metoda je založena na ozařování zkoumaného vzorku takovým zářením (druhem a energií), které vstupuje do jader zkoumaných atomů a způsobuje tam jaderné reakce. Při těchto reakcích dochází jednak k emisi záření (především gama), hlavně však z původně stabilních jader vznikají nestabilní isotopy - radionuklidy, které se následně rozpadají radioaktivní přeměnou a nebo b s následnou emisí fotonů g. Měří se buď sekundární záření emitované při vlastní jaderné reakci, především se ale proměřuje g-spektrum emitované radionuklidy vzniklými jadernými reakcemi v důsledku primárního ozáření. Analýzou tohoto spektra se stanoví prvkové složení vzorku (kvalitativní a při potřebné kalibraci i kvantitativní).
   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 nejčastěji 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 (způsobuje reakce radiačního záchytu protonu [p,g], popř. reakce typu [p,n], [p,d], [p,a]), nebo vysoce energetické gama-záření (způsobuje fotojaderné reakce [g,n], [g,p], při vyšších energiích může být z jádra vyraženo i více částic [g,2n], [g,d], [g,2p], [g,a]), 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 - metoda analytická a zobrazovací
Nukleární magnetická rezonance (NMR) je značně složitá fyzikálně-elektronická metoda, založená na chování magnetických momentů atomových jader při působení střídavého radiofrekvenčního signálu v silném permanentním magnetickém poli. Tato původně analytická metoda byla později zdokonalena a rozvinuta i jako důležitá 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. Fyzikální jev zvaný nukleární magnetická rezonance - NMR, byl prozkoumán ve 40.letech (F.Bloch, E.M.Purcell) a byl zpočátku využíván v chemii jako vzorková NMR spektrometrie. V 70. a 80. letech se začaly vyvíjet i zobrazovací metody s použitím NMR (průkopníky byli P.Lauterbuer, P.Mansfield, A.Maudsley, R.Damadian, r.1977) - viz níže.
  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 musíme dodržet maximální stručnost...
Fyzikální princip NMR 
Jev nukleární magnetické rezonance může obecně nastávat při interakcích jader atomů s vnějším elektromagnetickým 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 podle zákonitostí elektrodynamiky vytváří - indukuje - vlastní elementární magnetický moment m_p = 1,41.10^-27J/T, rovný 2,79- násobku tzv. Bohrova jaderného magnetonu *) - podrobněji je diskutováno v §1.1, pasáž "Kvantový moment hybnosti, spin, magnetický moment", odstavec "Magnetický moment". Atomová jádra díky spinům svých nukleonů vzbuzují tedy velmi slabé magnetické pole - mají určitý magnetický moment m. 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 je tvořen nespárovaným nukleonem - protonem či neutronem. Magnetickou rezonanci lze tedy pozorovat pouze u jader s lichými nukleonovými čísly - především vodíku ¹H, dále u ¹³C, ¹⁵N, ¹⁹F, ²³Na, ³¹P atd.
*) Jaderný magneton m_N je fyzikální konstanta vyjadřující vlastní dipólový magnetický moment protonu indukovaný jeho spinem: m_N = e.h/2m_p , kde e je elementární elektrický náboj (protonu, elektronu), h je redukovaná Planckova konstanta, m_p je klidová hmotnost protonu. V soustavě jednotek SI je jeho hodnota přibližně m_N = 5,05.10^-27J/T. Je analogický Bohrovu magnetonu elektronu m_e = e.h/2m_e , který je však 1836-krát větší, v poměru hmotnosti protonu a elektronu. Stojí za zajímavost, že i neutron, ač elektricky nenabitý, má nenulový magnetický moment m_n=-0,966.10^-27J/T poněkud menší a opačného znaménka než proton. Ukazuje se, že magnetický moment nukleonů má svůj původ v jejich kvarkové struktuře (§1.5., část "Kvarková struktura hadronů"a §1.1, pasáž "Magnetický moment").
Magnetické momenty jader v magnetickém poli 
Za normálních okolností jsou vlivem tepelného pohybu atomů 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, v makroskopickém měřítku látka nevykazuje žádné magnetické vlastnosti (nemáme zde na mysli feromagnetické látky, kde se jedná o efekt elektronů v atomových obalech). Umístíme-li však analyzovanou látku do silného magnetického pole (o intenzitě či indukci B řádově několika Tesla), zorientují se magnetické momenty jader do směru vektoru B tototo vnějšího magnetického pole (aspoň částečně) - magnetický moment jader je rovnoběžný se siločárami magnetického pole (obr.3.4.4b). Čím je magnetické pole silnější, tím je toto uspořádání dokonalejší *). Navenek se to projeví nenulovým vektorem magnetizace M ve směru indukce vnějšího magnetického pole B. Velikost vektoru magnetizace je úměrná síle vnějšího magnetického pole B a procentu souhlasně orientovaných mag. momentů jader v látce. Dostatečně silné magnetické pole B se nyní většinou realizuje pomocí supravodivého elektromagnetu, jehož vinutí musí být trvale chlazeno kapalným héliem (fyzikální principy supravodivých magnetů jsou stručně rozebírány v §1.5, část "Elektromagnety v urychlovačích", pasáž "Supravodivé elektromagnety").
*) Míra tohoto uspořádání je však ve skutečnosti velice malá! V běžně používaných magnetických polích 1-3T se na každých 1 milion jader vodíku nachází ve stavu souhlasné orientace v průměru jen cca 7-20 jader. Naprostá většina jader je v důsledku tepelného pohybu orientována v různých směrech, včetně protisměrného (vyjadřuje to Boltzmannův rozdělovací zákon). V tomto smyslu je nutno obr.3.4.4b brát jen jako symbolické schéma, na němž je zachyceno pouze těch několik jader, které nabývají souhlasné orientace...
  Jelikož běžná látka, např. voda nebo tkáň, obsahuje v 1 gramu asi 10²² jader vodíku, i tak malý přebytek počtu orientovaných jader poskytuje měřitelnou velikost vektoru magnetizace a odezvového radiofrekvenčního signálu.
Larmorova frekvence, radiofrekvenční excitace a relaxace 
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 gyroskopu či dětské "káči" kolem svislého směru v tíhovém poli) tzv. Larmorovou frekvencí
      w_L = g.B , neboli    f_L = ^g.B/_2p   ,
kde g je gyromagnetický poměr jádra, což je poměr magnetického momentu jádra a jeho "mechanického" momentu setrvačnosti [ rad·s ^-1 ·T ^-1 ]. Precesní pohyb vzniká při změnách vnějšího magnetického pole nebo změnách úhlu magnetického momentu v tomto poli a trvá tak dlouho, dokud se mag. moment neustálí v klidové poloze.
  Vyšleme-li pomocí další cívky (vysokofrekvenční - vf, neboli radiofrekvenční - RF) do takto magneticky polarizované látky krátký střídavý elektromagnetický signál (jehož frekvence rezonuje s výše zmíněnou Larmorovou precesí f_Ldaného druhu jádra v magnetickém poli), vychýlí se směr magnetického momentu jádra dočasně ze směru určeného vektorem B vnějšího magnetického pole (obr.3.4.4c) *). Vychýlení vektoru magnetizace je způsobenou magnetickou složkou excitačního RF pulsu. Úhel tohoto vychýlení je úměrný amplitudě (energii) RF pulzu a jeho době trvání. Nejčastěji se používají RF pulsy 90° nebo 180°.
*) Splnění rezonanční podmínky: Jádra jsou schopna účinně přijmout energii ze střídavého elektromagnetického pole jen tehdy, když Larmorova frekvence precese jádra a frekvence elektromagnetického impulsu je stejná. Precedující jádra tak s elektromagnetickým impulsem na dané Larmorově frekvenci rezonují - odtud název "magnetická rezonance".
  Po odeznění tohoto excitačního signálu dochází k relaxaci (za stálé rotace Larmorovou frekvencí), při níž se budou vyzařovat elektromagnetické vlny s klesající intenzitou, dokud se magnetický moment po spirále nevrátí zase zpět do směru B. Tyto elektromag. vlny budou v přijímacích cívkách indukovat střídavé napětí - "echo" radiofrekvenční signál **). Tento relaxační signál (označovaný někdy zkratkou FID - Free Induction Decay), má sinusový průběh s exponenciálně klesající amplitudou (viz níže Relaxační časy). Je to užitečný signál, který nese informace o vnitřní struktuře analyzované látky. Frekvence tohoto signálu je rovna výše zmíněné Larmorově precesi a pro danou sílu B vnějšího magnetického pole je určena gyromagnetickým poměrem g jádra, tj. druhem jádra, amplituda relaxačního signálu je úměrná koncentraci jader daného druhu - takto lze nukleární magnetickou rezonanci použít k analýze složení látek: jaké prvky a v jaké koncentraci jsou ve vzorku obsaženy. Např. pro jádra vodíku (protony) má gyromagnetická konstanta hodnotu g = 2,675.10^-8s^-1T^-1 a v magnetickém poli o indukci 1Tesla Larmorova NM rezonanční frekcence činí 42,574MHz, při 1,5T je to 63,58MHz - oblast radiovln (krátké vlny). Pro těžší jádra je úměrně nižší.
**) Sfázování velkého počtu jader: Přijímací cívky NMR samozřejmě nejsou schopny zaznamenat relaxační vyzařování jednoho či několika jader. K získání měřitelného signálu je zapotřebí deexcitace velikého nmožství jader (>cca 10¹²), a to synchronně a ve stejné fázi! Pokud dojde k rozfázování, MNR signál prudce poklesne či vymizí (srov. níže "Relaxační časy - T2).
Obecná pozn.:  Kvantové chování: Z důvodu lepší srozumitelnosti výkladu jsme zde zatím explicitně nezahrnuli kvantové chování magnetického momentu, uvažovali jsme jeho kontinuální chování. Orientace vektoru magnetického momentu jader v magnetickém poli ve skutečnosti 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. Při deexcitaci se pak emituje elektromagnetický signál o téže frekvenci. Precesní rotace magnetického momentu jader v magnetickém poli je opět jen naše modelová představa, jak názorně vysvětlit chování jader v magnetickém poli...

Obr.3.4.4. Nukleární magnetická rezonance - zjednodušené schématické znázornění.
a) Magnetické momenty jader v analyzované látce mají za normálních okolností chaoticky rozházené směry.
b) Působením silného magnetického pole B se mag. momenty jader částečně 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 nastává relaxace, při níž budou vychýlená jádra při svém návratu za precesní rotace vysílat elektromag. NMR signál s exponenciálně doznívající amplitudou.
d) Zjednodušené principiální schéma zařízení pro NMR zobrazení. Pro jednoduchost je zakreslena jen jedna radiofrekvenční (RF) cívka, která se elektronicky přepíná střídavě do vysílacího a přijímacího režimu; většinou bývají oddělené vysílací a přijímací RF cívky. (ADC=analogově-digitální konvertor, DAC=digitálně-analogový konvertor).

Radiofrekvenční cívky
RF cívky jsou jakýmisi "anténami" NMR systému, které vysílají excitační RF signály směrem do analyzované látky, anebo přijímají odezvové RF signály z relaxujících jader v analyzované látce. Jako vysílací a přijímací cívka může být v zásadě použíta tatáž cívka, která se elektronicky přepíná do vysílacího a následně do přijímacího režimu (jak je symbolicky zakresleno na schématu v obr.3.4.4d). Kvalitnější detekce odezvového NMR signálu však lze dosáhnout použitím oddělené (samostatné) přijímací RF cívky. Vzhledem k poměrně vysoké Larmorově frekvenci (desítky MHz) mají RF cívky velmi jednoduché provedení: jsou tvořeny smyčkou drátu kruhového nebo obdélníkového tvaru, která se umisťuje do blízkosti analyzovaného materiálu (vzorku, nebo zájmové oblasti v organismu). Někdy bývají vhodně tvarovány (ohýbány do sedlového nebo válcového tvaru) pro dosažení lepší homogenity RF signálu v analyzované oblasti.
  Do vysílací cívky se v různých časových sekvencích pouští krátký, ale velmi silný radiofrekvenční střídavý proud, o vysoké amplitudě, okamžitém výkonu až desítky kW. V přijímací cívce se pak indukuje odezvový signál z relaxujících jader naopak o velmi nízké amplitudě (řádově milivolty), který se pro další elektronické zpracování musí výrazně zesílit v úzkopásmovém vysokofrekvenčním zesilovači. Při NMRI zobrazení (viz níže) se používají speciální přijímací RF cívky různých velikostí a tvarů, aby těsně obepínaly analyzovanou oblast - pro zobrazení mozku, kloubů, páteře atd.
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 - echa - vysílaného vzorkem umístěným v magnetickém poli B_o při zpětné relaxaci magnetických momentů jader. Frekvence, při níž nastává rezonanční maximum, Larmorova frekvence, 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 s exponenciálním poklesem amplitudy. Rychlost této relaxace (resp. 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 (název pochází z původního používání NMR pro analýzu pevných látek s krystalovou mřížkou), představuje základní časovou konstantu relaxace magnetických momentů jader z vychýlené polohy do rovnovážné polohy ve směru 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.
Pozn.: Přijímací cívka v MRI po ukončení excitačního impulsu ve skutečnosti detekuje kratší relaxační dobu značenou T2*. Kromě relaxační doby T2 je způsobena strmějším poklesem příčné složky materiálové magnetizace v důsledku drobných změn v nehomogenitě magnetického pole,vedoucí k desynchronizaci. U zobrazení MRI je tento jev většinou negativní, lze jej vykorigovat či eliminovat u tzv. "spin - echo sekvence" - viz níže.
  Relaxační časy T1 a T2 jsou výsledkem vzájemného působení rezonujících jader s jejich okolím a charakterizují chemické vlastnosti a strukturu vyšetřovaného materiálu. Při medicínském využití jsou často výrazně odlišné pro zdravou a nádorovou tkáň.
  V nejčastěji používaném vnějším magnetickém poli 1,5 T mají relaxační časy T1 a T2 vody a některých lidských tkání (za fyziologického stavu) následující přibližné hodnoty :

Relaxační časy jsou charakteristické pro různé látky a tkáně - závisí na koncentraci jader, teplotě, velikosti molekul, chemických vazbách. Z tabulky je vidět, že např. jádra vodíku pevně vázaná v molekulách tuku či bílkovin relaxují mnohem rychleji než protony slabě vázané v molekulách vody.
NMR zobrazení - MRI 
Metoda NMR 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.3.4.4d.
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. Změnami gradientného magnetického pole dosáhneme toho, že k magnetické rezonanci bude docházet pokaždé v jiném místě vyšetřovaného objektu. Tímto gradientním magnetickým kódováním prostorových souřadnic pak můžeme provádět NMR zobrazení.
Gradientní cívky 
jsou "přídavné" elektromagnety umístěné ve vhodných místech uvnitř hlavního silného elektromagnetu. Jsou navinuté měděným drátem nebo kovovým páskem, dimenzované pro poměrně vysoké proudy desítky i stovky ampér. Gradientní cívky jsou v pulzních sekvencích napájeny poměrně silným proudem (cca 500A) z elektronicky regulovaných zdrojů, které umožnují rychlé a přesné nastavení síly a směru buzeného magnetického pole - přídavného gradientního pole. Produkují gradienty v rozmezí cca 20-100 mT/m. Aby MRI zobrazení netrvalo enormě dlouhou dobu, je třeba aby rychlost gradientních změn byla poměrně vysoká - dosahuje se cca 100-200 T.m^-1.s^-1; to vyžaduje určité napětí (cca 50-300V) k překonání indukčnosti gradientních cívek - napájecí zdroje gradientních cívek jsou poměrně robustní (výkonové). Silné proudové nárazy v gradientních cívkách při interakci s magnetickým polem vyvolávají mechanické vibrace, což způsobuje značnou hlučnost při MRI. Podélné gradientní cívy (ve směru Z) mají závity navinuté ve stejném směru jako hlavní cívka, X (gradient ve směru levo-pravém) a Y (gradient ve směru nahoru-dolů) jsou tvořeny cívkami sedlového tvaru s kolmo navinutými závity.
  Všimněme si nejprve podélného gradientního pole B_z(z) ve směru Z. Jeho superpozice s hlavním mag. polem B_o způsobí, že skutečná "místní" 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 odezvový signál magnetické rezonance. Tímto způsobem se zachytí informace o závislosti prostorového rozložení hustoty jader ve směru osy Z - je dosaženo elektronicko-geometrického kódování této souřadnice - vrstvy z.
  Zobrazení prostorového rozložení hustoty jader v dané vrstvě z v příčných směrech X a Y se pak získá působením dalšího, příčného, gradientního magnetického pole ve směru osy X a Y, čímž se zkoumaná vrstva rozloží na elementární objemy - "pixely", v nichž se zjišťuje závislost intenzity relaxačního NMR signálu a též časy jeho doznívání. Změnou těchto gradientních polí se získávají údaje pro jednotlivá místa ve vrstvě z a jejich počítačovou rekonstrukcí se získá obraz příčného řezu protonové hustoty ve vyšetřované vrstvě z (obr.3.4.4d vpravo). Elektronickou analýzou relaxačních časů NMR signálu se zároveň vytvářejí i obrazy příčných řezů v relaxačních časech T1 a T2 (označují se jako T1 či T2 - 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 v jednotlivých "voxelech". Pomocí počítačové grafiky pak již lze vytvářet obrazy libovolných řezů vyšetřovanou oblastí, které jsou jasově modulovány v široké škále odstínů šedi (od bílé až po černou), k odlišení struktury tkání a orgánů.
  Základním předmětem zobrazení metodou NMRI jsou vodíková jádra - zobrazení protonové hustoty a relaxačních časů. Někdy se proto NMRI označuje jako "vodíkové topografické zobrazení". Intenzita takového NMR obrazu odráží v každém místě především množství vody ve zkoumané tkáni a charakter vazby a rozložení molekul vodíku v buňkách a extracelulárním prostoru, jakož i rozložení tuku a proteinů. Na základě těchto strukturních rozdílů mohou být v MRI obrazech od sebe rozlišeny různé tkáně - např. voda, sval, tuk, šedá a bílá hmota v mozku.
  Obecně jsou na obrazech NMRI lokálně zachyceny dvě základní informace:
1. Distribuce hustoty jader vytvářejících nukleární magnetickou rezonanci - nejčastěji protonové hustoty PD vodíku v tkáni. Obrazy PD v podstatě zachycují anatomickou stavbu tkání a orgánů, jsou do značné míry podobné rentgenovým obrazům CT, které mapují elektronovou denzitu tkání.
2. Distribuce relaxačních časů T1 a T2 souvisejících s chemickým složením a strukturním stavem tkáně v jednotlivých místech. Takové obrazy se nazývají T1 a T2 - vážené.
  O tom, do jaké míry bude ve výsledném obrazu MRI zastoupena protonová hustota PD, časy T1 a T2 - jak a čím bude tento obraz modulovaný - "vážený" - rozhodují pulsní sekvence: časový sled vysílaných RF impulsů a odezvových signálů "echa" (bude podrobněji diskutováno níže).

Obr.3.4.5 MRI obrazy mozku (transaxiální řez, bez patologie) v protonové hustotě, relaxačních časech T1 a T2 a ve speciální sekvenci FLAIR pro potlačení signálu vody.
(MRI obrázky mozku pořídil MUDr. Jaroslav Havelka, vedoucí odd. MRI RDG ústavu FN Ostrava)

Protonové hustoty a zvláště relaxační časy jsou jiné nejen pro různé druhy tkání (viz výše uvedená tabulka), ale liší se i v závislosti na fyziologickém či patologickém stavu téže tkáně. To činí z NMRI zobrazení významnou diagnostickou metodu v medicíně, včetně oblasti nádorové diagnostiky.
Pozn.: Podobně jako u rentgenové diagnostiky, i u NMRI se pro zvýšení kontrastu zobrazení určitých struktur (např. dutin či cév) používají kontrastní látky, avšak nikoli na densitním, nýbrž magnetickém základě - feromagnetické sloučeniny, většinou na bázi gadolinia.
Pulsní sekvence v NMRI 
U medicínského MR zobrazování je žádoucí vytvářet snímky s dostatečně vysokým kontrastem mezi různými druhy tkání, aby MRI radiolog mohl co nejlépe odpovědět na danou klinickou diagnostickou otázku. Optimálního kontrastu zobrazení mezi různými tkáněmi s odlišnými densitami a rexačními časy lze dosáhnout vhodným způsobem excitace magnetických momentů jader a následného měření jejich odezvového MR signálu: nastavením parametrů pulsní sekvence - časového sledu vysílaných elektromagnetických budících impulsů RF a následných měření "echa" elektromagnetického signálu vydávaného relaxujícími jádry. Prvním parametrem je zde intenzita (energie) vyslaného radiofrekvenčního excitačního pulsu (RF), která určuje převážný úhel vychýlení (sklopení) vektoru magnetizace analyzovaných jader - 90° nebo 180°. Čím vyšší excitační intenzita se vyzáří do analyzované cílové tkáně, tím vyšší je procento překlopení mag. momentu jader a tím silnější je pak odezvový signál a více času je potřeba pro relaxaci. Dalším parametrem je časový interval TR, ve kterém opakovaně aplikujeme jednotlivé radiofrekvenční excitační impulsy. Čím kratší je tento interval, tím méně času je k T1 relaxaci. Třetím parametrem je čas TE (echo time) mezi excitačním impulsem a detekcí odezvového rezonančního signálu. Čím delší je tento čas, tím méně budou k měřenému rezonančnímu signálu přispívat jádra s kratším relaxačním časem T2. Zcela orientační hodnoty časů pulsních sekvencí pro získání základních typů MRI obrazů při B=1,5 T jsou:
    PD: TR=1000 ms, TE=5-30 ms ; T1-vážený: TR=10 ms, TE=5-30 ms ; T2-vážený: TR=1000-2000 ms, TE=80-100 ms .
  V souvislosti s těmito zákonitostmi bylo vypracovíno několik význačných sekvencí vysílání excitačních radiofrekvenčních impulsů a navazující detekce odezvových relaxačních signálů (v MR hantýrce se někdy nazývají "MRI techniky") :
-> Saturation - recovery sekvence, při níž se v pravidelných intervalech vysílají 90° RF impulsy. Po příchodu každého RF impulsu se vektor magnetizace otočí o 90° a začne relaxace s různými časy T1 v různých tkáních. Když přijde další RF impuls, bude z-složka magnetizace různá v různých tkáních. Vhodnou opakovací periodou TR excitačních RF impulsů můžeme nastavit optimální kontrast požadovaných tkání v časech T1. Tato nejjedenodušší MRI technika se nyní používá již zřídka, byla nahrazena níže uvedenou inversion-recovery sekvencí, poskytující vyšší kontrast.
-> Spin - echo sekvence, sestávající z 90° RF impulsu, po němž následuje 180° RF impuls. Po překlopení vektoru magnetizace do roviny xy vlivem 90°RF impulsu nastupuje T2 (resp. T2*) relaxace, při níž dochází k rozfázování. Následný 180°RF impuls však působí "refokusačně" - překlopí jednotlivé spiny v rovině xy o 180° a spiny se opět sfázují. Výsledkem je echo-signál v přijímací cívce, jehož amplituda je závislá na relaxačních časech T1 a T2 tkáně (nepříznivý T2* se zde neuplatňuje, neboť vliv nehomogenity mag. pole na rozfázování se eliminuje při sfázování 180° impulsem). Charakter a kontrast zobrazení lze nastavovat pomocí časů TR a TE . Při krátkém TR i krátkém TE dostaneme T1-vážený obraz, dlouhý TR a krátký TE poskytne obraz protonové hustoty, dlouhý TR a dlouhý TE poskytuje T2-vážený obraz. Vzhledem k této variabilitě možností zobrazení je spin-echo nejčatěji používanou MRI technikou.
-> Inversion - recovery sekvence, tvořená sekvencí 180° a následujícího 90° RF impulsu. Úvodní 180° puls invertuje vektor magnetizace na opačný, načež probíhá T1 relaxace. S časovým odstupem TI - doba inverze pak následuje 90° RF impuls, který překlopí vektor magnetizace do roviny xy. V přijímací cívce je detekován vf signál závislý na T1 relaxačním čase zobrazované tkáně. Kontrast obrázku lze vhodně nastavit pomocí času TI. Lze dosáhnout podstatně kontrastnějšího zobrazení než u saturation recovery techniky.
Speciálním nastavením času TI = T1.ln2 se dosáhne potlačení obrazu tkáně, která má tento relaxační čas T1. Nastavením krátkého inverzního času TI (cca 140ms při magnetu 1,5T) - tzv. short time inversion recovery STIR - se v obraze dosáhne potlačení signálu tuku. Naopak prodloužením času TI (na cca 2600ms) - fluid attenuation inversion recovery FLAIR - můžeme dosáhnout potlačení signálu vody. Na takto "očištěných" obrazech lze pak lépe posuzovat ostatní jemné detaily a anomálie ve struktuře vyšetřovaných tkání.
-> Gradient - echo sekvence začíná 90° RF impulsem (který sklopí vektor magnetizace do roviny xy), po kterém se aplikuje gradient magnetického pole. Jádra v sousedních atomech tak budou vykazovat precesi s mírně odlišnou Larmorovou frekvencí, což způsobí rozfázování spinů. Následuje aplikace druhého mag. gradientu s opačným znaménkem, který znovu sfázuje spiny a v tomto okamžiku se měří echo. Používá se pro získání T2-váženého obrazu.
-> .......... sekvence ............?doplnit další sekvence?...........?doplnit obrázek grafického diagramu sekvencí?...
  Počítačovou analýzou MRI obrazů, získaných s vhodnými sekvencemi (zmíněnými výše), lze vytvářet speciální modulace obrazů - jako je zobrazení s potlačením signálu vody či tuku. Další speciální sekvence se používají pro funkční MRI (zmíněnou níže):
-> Susceptibility weighted imaging (SWI) zobrazuje tkáně s mírně rozdílnou magnetickou susceptibilitou. Používá k tomu prodloužených gradient-echo sekvenci pro zobrazení v T2*. Její hlavní variantou je Blood oxygenation level dependent (BOLD), viz níže fMRI.
-> Diffusion weighted imaging (DWI) zobrazuje difuzi vody uvnitř elementů tkáně, projevující se Brownovým pohybem molekul. Používá se spin-echo sekvence s aplikací 2 gradientů, registruje se subtilní efekt, při němž Brownovsky pohybující se molekuly vody vykazují odlišný vztah fázování-defázování při obrácení mag. gradientu; vede to k nepatrně slabšímu T2 signálu.
Magnetická rezonanční spektrometrie MRI 
Zobrazení magnetickou rezonancí MRI může být doplněno magnetickou rezonanční spektrometrií (MRS), popsanou výše, která toto vyšetření obohacuje o další fyziologické informace. Pomocí analýzy chemického posuvu Larmorovy frekvence se zde provádí chemická analýza zobrazovaných struktur in-vivo, např. úroveň cholinu či lipidu. Chemické posuny jsou velmi jemné, takže tato metoda je náročná nejen z hlediska signálové analýzy, ale je zapotřebí i vysoké intenzity (dopručuje se min. 3 T) a homogenity magnetického pole.
Funkční zobrazování magnetickou rezonancí - fMRI 
Magnetická rezonance může být vhodnou metodou pro neinvazívní zobrazování funkce různých tkání a orgánů (spolu s "molekulárním" zobrazováním v nukleární medicíně - .....). fMRI zatím nalezla uplatnění hlavně při funkčním zobrazování mozku, mapování neuronální aktivity. Neurony (které nemají vnitřní zásoby energie) potřebují pro svou zvýšenou aktivitu rychle obdržet cukr a kyslík. Hemodynamická odezva na tuto potřebu způsobí jednak zvýšení krevní perfúze v daném místě, hlavně však větší uvolňování kyslíku z krve, než u neaktivních neuronů. To vede ke změně relativních úrovní okysličeného oxyhemoglobinu a neokysličeného deoxyhemoglobinu v krvi v místech neuronální aktivity.
  Z tohoto hlediska se používají dva základní způsoby nepřímého mapování neuronální aktivity:
- Lokální zvýšení perfúze v místě zvýšené neuronální aktivity - perfúzní fMRI.
- Změna poměru okysličené a neokysličené krve v místě neuronální aktivity. Metoda se nazývá BOLD fMRI (Blood Oxygen Level Dependent). Změny relativních úrovní oxy- a deoxy-hemoglobinu mohou být detekovány na základě jejich mírně rozdílné magnetické susceptibility. Základní hemoglobin bez navázaného kyslíku (deoxyhemoglobin) má mírně paramagnetické vlastnosti, avšak pokud je na něj navázán kyslík (oxyhemoglobin), chová se mírně diamagneticky. Pokud se v určitém místě mozkové tkáně nahromadí více deoxyhemoglobinu, získá se z něj poněkud silnější MRI signál, než z míst, v nichž převažuje deoxyhemoglobin.
  MRI funkční zobrazení mozku se provádí po neurologické aktivaci, buď motorické (např. pohyb prstů na rukou), zrakové, jazykové nebo kognitivní .
Fyzikálně-elektronická realizace NMRI 
NMR zobrazení je nejsložitější zobrazovací metodou. Činnost zařízení pro NMR zobrazení je elektronicky značně komplikovaná a náročná, takže musí být řízena výkonným počítačem s důmyslným softwarem - obr.3.4.4d. V multiplexním režimu je synchronně řízen proces vysílání sekvence radiofrekvenčních impulsů, modulace gradientních magnetických polí, snímání a analýza relaxačních signálů magnetické rezonance, rekonstrukce a tvorba výsledných obrazů, jakož i řada dalších transformačních a korekčních procedur. Jelikož se jedná o harmonické (sinusové) průběhy, provádí se snímání a rekonstrukce s použitím Fourierovské analýzy - ve frekvenčním tzv. K-prostoru. Je to soustava matic vymezená v paměti vyhodnocovacího počítače MRI, do jejchž jednotlivých elementů se nahrávají frekvence, amplitudy a souřadnice MRI signálů. Z těchto "surových" dat se s pomocí Fourierovy transformace a dalších analytických metod vytvářejí výsledné MRI obrazy.
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, emitovaného při radioaktivních přeměnách jader v radioindikátoru. 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 (ojediněle uvnitř, většinou vně sledovaného systému.

Radioisotopové stopovací metody se využívají v řadě oborů vědy a techniky, průmyslu, zemědělství a především 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 vyzkoušel 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 látek 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, někdy perorálně či inhalačně) malé množství vhodné g-radioaktivní látky – tzv. radioindikátoru 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 radioindikátoru 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.
  Nukleární 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
V nukleární medicíně se též používají radioizotopové diagnostické metody in vitro, kde se (neradioaktivní) vzorky pacientům odebrané analyzují s využitím radioizotopových technik - radiochemických a současně biochemických. Nejčastěji je to radioimunoanalýza (RIA) či radiosaturační analýza (RSA), která slouží k vysoce citlivému zjišťování koncentrace složitých biologických látek v krevním séru - hormonů, tumorových markerů a jiných biologicky významných látek. Jejím základem je imunochemická reakce antigenu se specifickou protilátkou (antibody - Ab). Využívá se kompetitivní imunoreakce, v níž radioaktivně značený antigen Ag* "soupeří" o vazebná místa na protilátce (která se v reakční směsi nachází v omezeném množství) s neznačeným antigenem. K analyzovanému vzorku se přidá příslušná protilátka značená vhodným radionuklidem Ag* (většinou radiojódem I-125), která zreaguje s daným hormonem za vzniku nerozpustného komplexu Ag*-Ab. Po odstranění nenavázané frakce (propláchnutím vodou) zbude ve vzorku sloučenina, jejíž aktivita bude závislá na koncentraci hormonu v analyzovaném vzorku - množství značeného komplexu antigen-protilátka Ag*-Ab je nepřímo úměrné koncentraci stanovovaného antigenu. Čím více stanovované látky se v primárním vzorku nachází, tím menší množství značeného komplexu Ag*-Ab antigen-protilátka vznikne a tím menší bude aktivita ve výsledném vzorku. Měří se ve studnovém scintilačním detektoru (viz §2.7, část "Automatické měření sérií vzorků"). Tyto metody mají velký význam pro endokrinologii.
...................doplnit
  Metody RIA či RSA dosáhly největšího rozvoje v 70. a 80. letech, kdy se široce prováděly v radiochemických RIA laboratořích na odděleních nukleární medicíny. Potom se postupně přestěhovaly z pracovišť nukleární medicíny do laboratoří klinické biochemie. Od 90.let jsou postupně vytlačovány a nahrazovány optickými metodami fluorescenčními a chemo-luminiscenčními, bez použití radionuklidů a ionizujícího záření...

Radioisotopová terapie
Vedle diagnostiky je součástí nukleární medicíny i terapie pomocí otevřených radionuklidů, např. léčba hyperthyreózy a rakoviny štítné žlázy, krevních onemocnění, paliativní a kurativní terapie u různých typů nádorů, onemocněních kloubů - podrobněji viz níže v §3.6 "Radioterapie", část "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), zdravotních sester a laborantek, zde pracují v týmové spolupráci i odborníci dalších profesí – fyzik, elektronik, radiochemik, farmaceut. Spolu s medicinskými a fyzikálně-technickými aspekty 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 klinického využití nukleární medicíny je v kapitole 4
"Radioisotopová scintigrafie".

Autoradiografie
- fotografické zobrazení distribuce beta-radioindikátoru ve zkoumaných preparátech při těsném kontaktu fotografické emulze se vzorkem je popsáno v §2.2 "Fotografická detekce ionizujícího záření", pasáži "Autoradiografie".

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. V poslední době se občas používá i tzv. radiochirurgie, především u cévních a neurologických malformací (viz víže "Stereotaktická radioterapie"). Než se budeme podrobněji věnovat vlastní radioterapii, zmíníme některé biologické aspekty nádorových onemocnění, diagnostiku a neradiační terapeutické metody (chemoterapii, biologickou terapii) - pro zasazení problematiky do širšího kontextu.

Nádorová onemocnění - jejich podstata a vznik
Vyšší organismy, včetně nás lidí, se skládají z miliard buněk různých druhů a funkcí v řadě tkání a orgánů. Tyto buňky mají omezenou životnost, po určité době zanikají (většinou apoptózou - §5.2, pasáž "Mechanismy buněčné smrti"), přičemž jsou většinou nahrazovány buňkami novými, vznikající dělením stávajících buněk. Proces zániku a dělení buněk je za normálních okolností důsledně kontrolován, aby byla zajištěna tkáňová homeostáza. Během svého života jsou často buňky zvenku i zevnitř vystavovány různým škodlivým vlivům. Vznikající lehká poškození jsou většinou opravována intracelulárními reparačními mechanismy a takto opravené buňky mohou pak opět plnit své původní funkce (viz §5.2, pasáž "Reparační procesy"). Při vážném poškození většinou dochází k zániku buňky. Může se však občas stát, že "středně těžké" poškození není pro buňku smrtelné, ani se je nepodaří bezchybně opravit; taková buňka se může dále dělit, avšak s narušenou genetickou informací v DNA - s mutací. To za určitých okolností může vést k porušení kontroly procesu buněčného dělení a nakonec vyústit v patologické nekontrolované množení buněk - vznik nádorového onemocnění.
  Nádory, především zhoubné, patří k nejčastějším a nejzávažnějším onemocněním, ohrožujícím zdraví i život pacientů. Při vzniku nádoru dochází k tvorbě patologické tkáňové hmoty (novotvaru), zpravidla nevratné, v níž probíhá nekontrolované množení abnormálních buněk, na úkor zdravé tkáně; v organismu se neuplatňuje zpětná vazba, která by tento růst zastavila. Nádorové buňky mohou prorůstat do okolní tkáně, oddělit se od původního nádoru a lymfatickými či krevními cestami migrovat do dalších částí organismu, usazovat se tam a vytvářet druhotná ložiska - zakládat metastázy. Svým nekontrolovaným dělením masa nádorových buněk utlačuje okolní zdravou tkáň, rozrušuje ji a může tak porušovat funkci důležitých orgánů. 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.
*) Byly jen vypozorovány některé rizikové faktory, které se na vzniku nádorů podílejí či zvyšují pravděpodobnost jejich výskytu. Jsou to různé látky chemické, tzv. karcinogeny, jako jsou některé cyklické uhlovodíky a cigaretový kouř, skladba potravy. Nebo vlivy biologické - některé viry (tzv. onkoviry), jejichž RNA může (prostřednictvím tzv. reverzní transkriptázy) vstupovat do DNA eukaryotických buněk a měnit jejich genetickou informaci, mohou způsobit nádorovou transformaci buněk (popř. nemusí vést přímo ke vzniku nádoru, ale zabránit imunitní odpovědi, která by byla schopna rozpoznat nádorové buňky a zlikvidovat je). Dále jsou to faktory genetické, dědičná predispozice (hereditární genomický imprinting např. u Nyemegen syndromu, Ataxia teleagiectasia, Bloomova syndromu, Fanconiho anemie, Xeroderma pigmentosum, Li-Fraumeni syndrom zmutovaného genu TP53 kódujícího p53); je podmíněno specifickou mutací v tumor-supresorových genech (mutace genu TP53 u Li-Fraumeni syndromu, NF1,2 u neurofibromatózy, BRCA1,2 u hereditárního karcinomu prsu a ovarie, APC u kolorektální polypózy, WT1 i Wilmsova tumoru ledvin, RB1 u retinoblastomu, mutace genu MLM u maligního melanomu). Z fyzikálních vlivů je to ultrafialové záření působící na kůži a zvláště tvrdší ionizující záření, jak je podrobně rozebíráno v §5.2 "Biologické účinky ionizujícího záření".

Je rakovina nová civilizační nemoc (která se v minulosti nevyskytovala) ?
Tento názor se časo mezi lidmi vyskytuje, ale je mylný. Nádorová onemocnění se nepochybně začínaly objevovat hned po vzniku mnohobuněčných složitějších organismů se specializovanými buňkami pro různé funkce. Již tehdy některé buňky s neopraveným genetickým poškozením v DNA "zapoměly" jakou funkci by měly vykonávat v organismu a mohly se začít nekontrolovaně množit.
  Většina nádorových onemocnění postihuje měkké tkáně, takže v paleontologických a archeologických nálezech se jejich pozůstatky nedají nalézt. Pouze kostní nádory zanechávají zřetelné fosilní stopy. Podařilo se nalézt vzorek kosti želvy starý cca 240 milionů let, destruovaný kostní rakovinou. U lidských předků byla nádorová destrukce kosti nalezena v cca 2 milionů let staré kosti australopiteka. V historické době byla rakovina popsána již ve starověkém Egyptě. Avšak až do 19.stol. byla rakovina považována za poměrně vzácnou. Lidé tehdy trpěli a umírali na mnoho jiných nemocí. Dnes jsme schopni většinu z nich vyléčit (některé byly prakticky vymýceny). Nádorová onemocnění, zvláště v pokročilejším stádiu, jsou však i nyní obtížně léčitelná.
  Zvýšený výskyt nádorových onemocnění v poslední době je dán jednak dokonalejší diagnostikou, pravděpodobně však bohužel i horším životním stylem většiny lidí v konzumní společnosti.
 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, tkáňová 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 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, jejich autokrinní produkci, či ke ztrátě citlivosti k signálům, které buněčný cyklus zastavují. Regulace buněčného cyklu a dělení se účastní zejména proteiny p21 a p27, které se mohou vázat na některé kinázy (sloužící jako regulátory replikace DNA a dělení buňky) a inhibovat jejich aktivitu; v nádorových buňkách bývá obsah těchto regulačních proteinů snížený. Naopak aktivita některých kináz (§5.2, část "Buňky - základní jednotky živých organismů", pasáž "Proteiny, enzymy, kinázy") je v nádorových buňkách zvýšená. Jedná se především o tyrosinkinázu - enzym který přenáší fosfát na hydroxylovou skupinu cyklické aminokyseliny tyrosinu, čímž ovlivňuje funkci a aktivitu příslušné bílkoviny. Zvýšená tyrosinkinázová aktivita receptoru pro epidermální růstový faktor EGFR (Epidermal Growth Factor Receptor) vede ke zvýšené nitrobuněčné signalizaci, porušující regulaci buněčného cyklu. Tato zvýšená aktivita EGFR může být způsobena zvýšenou expresí ligandu EGFR (kterým je epidermální růstový faktor EGF), nebo mutací v tyrosinkinázové doméně EGFR, která vede k trvalé ligand-independentní aktivaci mutovaného receptoru. Další receptor, který podporuje růst a dělení buněk, je receptor epidermálního růstového faktoru HER2 (Human Epidermal Receptor), zvaný též erbB2, při jehož zvýšené přítomnosti dochází k nadměrnému dělení buněk, což může vést až ke vzniku nádoru. Rovněž deregulovaný přenos signálu prostřednictvím signální dráhy fosfatidylinositol-3-kinázy Pl3K/Akt/mTOR poskytuje buňkám stimuly pro neomezený růst a přežití, které mohou vést k nádorovému bujení.
Porušení regulace buněčného cyklu 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 homeostázy 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", kde jsou rozebírány vnitřní a vnější signální dráhy apoptózy) - "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) genu TP53 kódujícího protein 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 (v koprodukci s tankyrázou), popř. mechanismy homologní rekombinace sekvencí telomerů (je diskutováno v §5.2, část "DNA, chromosomy, telomery"), jsou však schopny 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 typickou vlastností nádorového onemocnění.
-> Inhibice imunogenity
Imunitní systém organismu je v zásadě schopen nádorové buňky rozpoznat a zničit je. Některé nádorové buňky však ztrácejí svoji imunogennost *), nebo je imunitní systém poškozen - takové buňky se pak vymykají kontrole imunitních mechanismů a může dojít k jejich nekontrolovanému množení.
*) Mnohé nádorové buňky mají na svém povrchu protein CD47, který je chrání před bílými krvinkami (fyziologicky se tento protein vyskytuje na povrchu krevních buněk, aby byly chráněny před vlastními bílými krvinkami) a imunitní systém je proto nemůže zlikvidovat.
-> (neo)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, především HIF1 (hypoxia-iducible transcription factor), indukující produkci vaskulárního endoteliálního růstového faktoru VEGF (jakož i expresi VEGF mRNA). Regulační mechanismy v tkáni na to mohou reagovat angiogenezí - tvorbou nových cév, zajišťujících prokrvení nádorové tkáně a její bohaté zásobení kyslíkem a živinami, jakož i odplavování odpadů metabolismu. Nádorový růst je závislý na angiogenezi - nezbytně vyžaduje dostatečné zásobení živinami a kyslíkem, které zajišťují nově vytvořené cévy. Každé zvýšení objemu nádoru je spojeno s růstem nových kapilár.
Nádorová neoangiogeneze či neovaskularizace 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 :
-> Tvorba metastáz
U většiny nádorových onemocnění je nejnebezpečnější vlastností tumorů schopnost vytvářet sekundární ložiska, tzv. metastázy (řec. meta=změna, stasis=místo -> změna místa, přestěhování). Metastázy jsou příčinou více než 90 % úmrtí na nádorová onemocnění. Nádorové buňky mohou prorůstat do okolní tkáně, oddělit se od původního nádoru a lymfatickými či krevními cestami migrovat do dalších částí organismu, usazovat se tam a vytvářet druhotná ložiska - zakládat metastázy. Nádorová buňka nejprve pronikne do okolní tkáně a následně do krevního nebo lymfatického řečiště. Pokud v tomto řečišti přežije, může jím být unášena a migrovat do dalších tkání a orgánů. Tam může opustit toto řečiště a proniknout do tkáně v novém místě, tam se etablovat a začít se dělit. Metastázování je často řetězové: ze sekundární metastázy se uvolňují a migrují nádorové buňky a zakládají další, terciální, metastázy atd. Výsledkem může být rozšíření nádorového onemocnění do celého těla - generalizace.
  Problematika karcenogeneze je velmi složitá, s řadou zatím neprobádaných faktorů. Vedle mutací známých a kódujících genů v DNA se mohou uplatňovat i sekvence tzv. "genetického smetí" či "zbytečné DNA", které přes příslušné RNA mohou fungovat jako regulační "spouštěče" či "vypinače" nitrobuněčných procesů (viz též §5.2, část "DNA, chromosomy, telomery").
  Když to tedy stručně shrneme, nádorové onemocnění vzniká, když některé (původně zdravé a funkční) buňky v těle projdou několika mutacemi ve své DNA a začnou se nekontrolovaně dělit, přičemž imunitní mechanismy organismu nedokážou tento růst zastavit. Vznik nádorového onemocnění je jev stochastický, nedá se konkrétně předpovědět zda a kdy u daného jedince vznikne; dá se pouze statisticky odhadnout pravděpodobnost jeho vzniku.
 Závislost na věku a velikosti organismu ?
Mechanismy kancerogeneze a stochastický vznik nádorového onemocnění navozují očekávání, že čím více buněk má organismus ve svém těle a čím déle žije, tím větší je riziko že onemocní rakovinou. Časový faktor růstu rizika nádorových onemocnění s věkem konkrétního jedince se skutečně téměř vždy uplatňuje - čím déle někdo žije, tím více času mají jeho buňky na zmutování; a zároveň i imunitní procesy se při stárnutí oslabují. U závislosti na velikosti organismu je však situace složitější. Některá velká a dlouhověká zvířata téměř netrpí nádorovými onemocněními, i když mají mnohem více buněk a žijí srovnatelně dlouho nebo dokonce déle než lidé. Jsou to např. velryby grónské, sloni, ale částečně i krávy a koně. Naproti tomu některá drobná zvířata jako myši a krysy s poměrně krátkým životem cca 4 roky, jsou vysoce náchylná k nádorům. Jedním z faktorů které za tím stojí je rychlejší metabolismus (-> vznik většího množství mutagenních metabolických zplodin) a rychlejší buněčné dělení (-> častější mitotická reprodukce příp. chyb v DNA). U velkých a dlouhověkých živočichů, kteří mají zpravidla i pomalejší metabolismus, byly nalezeny též genetické faktory, spočívající ve zmnožení genu TP53, který kóduje protein p53 spouštějící apoptózu, nebo obecně rychlejší vývoj tumor-supresujících genů. Je neurčitá naděje, že některé z těchto molekulárně-genetických protinádorových strategií se v budoucnu podaří uměle uplatnit i v klinické onkologii..?..

Typy 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 (lat. benignus = neškodný,přívětivý, štědrý) 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 (lat. malignus = zlý, zlo plodící), neboli tumory (lat. tumor = otok,zduření), rostou destruktivně a infiltrativně - nádorové buňky prorůstají do mezibuněčných prostorů okolních tkání (které utlačují a 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.
l Podle názvu buněk a tkání. Název nádoru se tvoří z latinského názvu tkáně, orgánu či původních buněk, z nichž nádor vznikl a k tomuto názvu se přidá koncovka "-om" - např. melanom či melanoblastom (kožní nádor buněk melanocytu), gliom či glioblastom (primární mozkový nádor z glií, 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, maligní nádory adenokarcinomy.
- 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.
 Některé konkrétní druhy nádorů
Nádorová onemocnění jsou velmi různorodá, bylo popsáno cca 100 druhů a poddruhů nádorových diagnóz. Zmíníme zde stručně několik známějších a častěji se vyskytujících druhů nádorových onemocnění :
-> Kožní nádory postihují primárně kůži, ale mohou prorůstat do hlubších vrstev tkáně, některé druhy i zakládat metastázy. Maligní melanom je nádorové onemocnění které vzniká z neoplastické prolyferace melanocytů. Rizikovým faktorem je UV záření (včetně nadměrného opalování na slunci). Melanom se zpočátku šíří radiálně v kůže, později může metastázovat do lymfatických uzlin, nebo hematogenně do vnitřních orgánů. V tomto případě je velmi nebezpečný, je jedním z nejzhoubnějších nádorů! Bazaliom - bazocelulární kožní karcinom - se vyvíjí ve vrstvě bazálních buněk v kůži. Je nejčastějším nádorovým onemocněním kůže. K jeho vzniku rovněž přispívá UV záření. Většinou je téměř benigní, jen málokdy metastazuje. Odstraňuje se excizí nebo laserově. Spinocelulární karcinom (spinaliom) vychází z plochých buněk "dlaždicovitého" /skvamozního) tvaru, které se nacházejí v epitelové tkáni střední vrstvy kůže. Může později metastázovat (hlavně lymfatickou cestou), takže by se měl odstranit excizí i s bezpečnostním lemem. Název spinocelulární se používá i pro skvamozní nádory výstelky dutých tělesných orgánů, dýchacích cest, dělohy.
-> Karcinom plic - bronchogenní - je časté onemocnění zvláště u mužů, rizikovým faktorem je hlavně kouření. Většinou nastává zhoubné bujení buněk epitelové tkáně. Dvěma hlavními skupinami jsou malobuněčné a nemalobuněčné karcinomy plic. Častěji se vyskytuje nemalobunečný karcinom. Rozděluje se na adenokarcinom (vzniká v okrajové plicní tkáni), spinocelulární karcinom (vychází z epitelu velkých dýchacích cest) a velkobuněčný karcinom. Malobuněčný karcinom je tvořen malými buňkami tvaru ovesných zrnek, záhy metastázuje krevními i lymfatickými cévami, je obtížněji léčitelný. Kromě primárních plicnícních nádorů se plicích mohou vyskytovat i metastázy zhoubných nádorů z jiných tkání (jako je karcinom prsu, .....); v kapilárním cévním řečišti plic se mohou kolující nádorové buňky znadno zachytit.
-> Rakovina prsu je nejčastějším nádorovým onemocněním u žen. Nejčastější (cca 80%) je duktální karcinom prsu, který vzniká z buněk výstelky vývodů mléčné žlázy. Dále lobuární ca prsu (10-15%) vznikající v lalůčcích (lobulech) prsní žlázy. Podle histologie se dále karcinomy prsu dělí podle přítomnosti nádorových markerů/receptorů na povrchu buněk, jako je HER2+. To je důležité pro biologickou léčbu. Vedle mízních uzlin (nejčastěji v podpaží) nádory prsu metastazují často do skeletu, jater, plic. Pro včasnou diagnostiku ca prsu je doporučována pravidelná mamografie po 40.roce (popsaná výše v §3.2, pasáž "RTG mamografie").
-> Gynekologické nádory u žen - dělohy a děložního hrdla, čípku, vaječníků. Jedním z rizikových faktorů je infekce onkogenních virů HPV. Nádory děložního hrdla a čípku, vycházející s vrstvy epitelu, jsou to nejčastěji spinocelulární karcinomy (80%) a adenokarcinomy (20%). U nádorů dělohy jsou nejčastější epiteliální nádory adenokarcinomy endometria (83%). Nádory vaječníků a vejcovodů jsou většinou epitelové karcinomy.
-> Karcinom prostaty je jedním z nejčastějších onkologických onemocnění mužů. Nádor adenokarcinomu prostaty se nejčastěji vyvíjí v periferní části žlázy. Specifickou vlastností nádorových buněk prostaty je zvýšená exprese prostatického specifického antigenu PSA. Důležitou diagnostickou indicií karcinomu prostaty je tedy zvýšená hladina PSA v krevních vzorcích (bývá poněkud zvýšená i u benigní hyperplazie a zánětů prostaty). Pokročilý karcinom prostaty může často metastázovat do mízních uzlin v pánvi a do skeletu. Některé prostatické nádory jsou hormonálně závislé, na několik let může být účinná hormonální terapie (kastrace, estrogeny); po delší době se však často stávají hormonálně refrakterní. Nádorové buňky ca prostaty mají ještě jednu specifickou vlatnost výhodnou pro diagnostiku a terapii: kromě vylučování PSA do krve na své buněčné stěně mají zvýšený výskyt transmembránového receptoru Prostatický Specifický Membránový Antigen PSMA. Na tento receptor se podařilo vyvinout odpovídající ligandy jako je PSMA-617 a radioaktivně je označit jednak diagnostickými radionuklidy ⁶⁸Ga nebo ¹⁸F pro scintigrafické zobrazení, tak i terapeutickými radionukllidy ¹⁷⁷Lu nebo ²²⁵Ac pro účinnou biologicky cílenou radionuklidovou terapii. Tento přesný teranostický přístup umožňuje vyléčit i metastatický hormonálně refrakterní karcinom prostaty - viz níže Karcinom prostaty - Radioisotopová terapie může zvítězit nad rakovinou prostaty !".
-> Nádory ledvin a močového měchýře. Nejčastějším nádorem ledvin je adenokarcinom ledvinného parenchymu, z epitelu renálních tubulů (nazývaný někdy Grawitzův tumor). Nejčastějšími nádory močového měchýře jsou papilární nádory vycházející z urotelu, které mívají tvar výrustků vyklenujících se do dutiny močového měchýře.
-> Nádory jater. Primární hepatocelulární karcinom, vznikající maligním zvrhnutí jaterních buněk hepatocytů, se vyskytuje poměrně vzácně. Játra jsou však častým místem metastáz různých zhoubných nádorů (rakoviny tlustého střeva, prsu, plic,...), neboť jimi protéká krev ze zažívacího traktu, kterou m.j. "očišťují" od metabolitů. V krevním řečišti jater se proto mohou zachytit i kolující nádorové buňky.
-> Kolorektální karcinom - nádory tlustého střeva jsou většinou adenokarcinomy vznikající ze žlázových buněk střevní sliznice. Rizikovým faktorem jsou polypy - výrustky ze stěny střeva, ze kterých za delší dobu může vzniknout karcinom. V pokročilé fázi často metastázuje především do jater.
-> Karcinom pankreatu vychází hlavně z exokrinní části pankreatu, nejčastěji se jedná o adenokarcinom z epitelu pankreatických vývodů, kterými prochází pankreatické enzymy. Je zpočátku asymptomatický, většinou bývá diagnostikován až v pozdním stádiu, kurativní terapie zatím nebývá úspěšná. Z hlediska endokrinologie a biochemie se karcinom pankreatu zahrnuje mezi tzv. neuroendokrinní tumory. Jejich specifickým znakem je přítomnost somatostatinových receptorů, kterých lze využít k biologicky cílené radionuklidové terapii pomocí somatostatinových analogů značených ¹⁷⁷Lu (je zmíněno níže "Neuroendokrinní nádory").
-> Karcinom štítné žlázy může být diferencovaný (papilární a folikulární), medulární, nediferencovaný (anaplastický). Buňky diferencovaního thyroidálního karcinomu, včetně příp. metastáz, si zachovávají schopnost akumulovat jód, na čemž je založena jeho scintigrafická diagnostika a většinou úspěšná terapie radiojódem ¹³¹I (je podrobněji popsáno v §4.9.1 "Thyreologická radioisotopová diagnostika" a níže v části "Biologicky cílená radionuklidová terapie", pasáž "Terapie karcinomu štítné žlázy radiojódem ¹³¹I").
-> Nádory ve skeletu mohou být dvojího původu. Primární kostní nádory, mající svůj původ v buňkách vyskytujících se v kostech, zvané kostní sarkomy, jako je osteosarkom, se vyskytují zřídka. Daleko častější jsou kostní metastázy, vznikající maligním bujením nádorových buněk pocházejících z nádorových onemocnění jiných tkání - nejčastěji ca prsu, prostaty, dělohy a dalších. Většina metastáz do skeletu je hematogenních. Vaskulárně zásobené vnitřní prostředí kosti je "živnou půdou" pro zachycení a zmnožení nádorových buněk, které se dostanou do kostní tkáně a začnou se vázat se stromálními buňkami. Zvláštním případem jsou osteolytická ložiska v kostech způsobená mnohočetným myelomem; zde se nejedná o metastázy v obvyklém smyslu.
-> Nádory mozku a CNS. Primární mozkové nádory časo vznikají z buněk podpůrné mozkové tkáně (neuroglie) - gliomy. Nejčastější jsou astrocytomy, od méně zhoubných pylocytárních až po velmi agresivní a nebezpečné glioblastomy. Dále oligodendrogliomy, které jsou též méně agresivní. Vedle primárních mozkových nádorů bývá mozková tkáň ještě častěji postižena i metastázami nádorů z jiných tkání a orgánů (karcinom prsu, plic, maligní melanom, ....), jejichž hematogenně migrující buňky mají zvýšenou pravděpodobnost se zachytit, díky vysokému prokrvení mozku. Intrakraniální nádory, včetně metastáz, do velikosti cca 3cm lze poměrně úspěšně léčit stereotaktickou radioterapií (je popsaná níže "Stereotaktická radioterapie"), předevšém pomocí Lexellova gama-nože.
 Hemato-onkologické nádory - malignity krve a krvetvorných orgánů - tvoří samostatnou specifickou skupinu, často difuzně lokalizovaných lézí :
-> Leukemie je způsobena nádorovým zmnožením některých typů bílých krvinek - leukocytů, které jsou nezralé a neplní svou normální funkci. Je to doprovázeno útlumem normální krvetvorby. Myeloidní leukemie postihuje tvorbu monocytů nebo granulocytů, lymfatická leukemie postihuje tvorbu lymfocytů. Podle rychlosti průběhu se vyskyje leukemie akutní a chronická. Do kategorie myeloproliferativních onemocnění patří i polycytemie, což je zmnožení erytrocytů v krvi. Zvyšuje se tím viskozita krve, což může zhoršovat krevní oběh.
-> Lymfomy tvoří skupinu nádorových onemocnění lymfatické soustavy, které mají různý stupeň malignity. Projevují se nejčastěji zvětšením mízních uzlin ......... Podle typu nádorových buněk se tradičně dělí na hodgkinské a nehodgkinské. ..... Pro terapii lymfomů lze použít monoklonální protilátky jako je rituximab, pro biologicky cílenou radionuklidovou terapii monoklonální protilátky anti-CD37 značené ⁹⁰Y ibritutomab tiuxetan nebo anti-CD20 ¹⁷⁷Lu-tetulomab (je zmíněno níže "Imunoterapie lymfomů").
-> Mnohočetný myelom je maligní onemocnění při kterém dochází ke zmnožení klonálních plasmatických buněk - myelomových plasmocytů v kostní dřeni, která je sídlem hematopoetických buňek z nichž vznikají všechny druhy krevních buněk. V myelomových buňkách vznikají genetické změny, které jim umožní nekontrolovaný růst. Krevní cestou (spolu s normálními funkčními krvinkami) se šíří do dalších míst kostní dřeně a občas mohou infiltrovat i do jiných tkání - vznikají často vícečetné léze. Nádorové myelomové buňky produkují patologické cytokiny, monoklonální imunoglobulin (zvaný též paraprotein), z nichž některé porušují rovnováhu mezi osteoblastickou a osteoklastickou aktivitou ve skeletu. Myelomové léze v kostní dřeni pak často napadají kostní tkáň zevnitř, dochází přitom ke vzniku řady osteolytických ložisek v postižených kostech (nejsou to kostní metastázy v obvyklém smyslu). V těchto ložiscích dekalcifikace může docházet k patologickým zlomeninám. Dále dochází k poruchám krvetvorby (především červených krvinek- anemie) a často též k poškození ledvin.
Stojí za zajímavost, že z myelomových buněk se pomocí tzv. hybridomové technologie získávají monoklonální protilátky (je popsáno níže v pasáži "Monoklonální protilátky"), které jsou důležité pro biologicky cílenou protinádorovou terapii i diagnostiku.

Anatomický rozsah - pokročilost - nádorového onemocnění (staging)
Pro posouzení možností optimální terapie je rozhodující pokročilost nádorového onemocnění - jak se nádorové bujení v organismu rozšířilo, kam až proniklo. 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), které nejsou lokalizované, nýbrž difúzní.
  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 většinou málo úspěšná...
Stupeň diferenciace nádorových buněk - grading 
Buňky nádorové tkáně vznikly mutací a maligní transformací (viz výše "Kancerogeneze - vznik nádorů") původně normálních buněk určité zdravé tkáně či orgánu, v němž nádorové onemocnění vzniklo. Nesou si tudíž řadu vlastností těchto původních buněk, avšak některé další jejich vlastnosti se liší. Stupeň diferenciace tumoru - nakolik se nádorové buňky liší od buněk normální tkáně z níž vznikly - se označuje jako grading (lat. gradus = stav, stupeň určitého procesu). 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 míry autonomní, bez vazby na regulační mechanismy původní tkáně. Nádorový grading se někdy kvantifikuje pomocí score: G1 (dobře diferencovaný), G2 (středně diferencovaný), G3 (špatně diferencovaný), G4 (nediferencovaný - anaplastický). U ca prostaty se používá vícestupňový Gleasonův systém gradingového score (až 10 stupňů).
  Nebezpečnost nádorového onemocnění závisí též na velikosti nádorových buněk. Malobuněčný typ nádoru má většinou rychlý infiltrativní růst s častou metastatickou diseminací

Složitá heterogenní biologická struktura nádorové tkáně
Kolem skupiny nádorových buněk, přesahující velikost cca 2 mm, se postupně začíná tvořit tzv. nádorové stroma (řec. stroma = podložka, rozprostřené prostředí, lůžko). Je to nádorové mikroprostředí obsahující řadu složek - firoblasty, vaskulární a imunitní buňky, extracelulární matrix. Představuje téměř 90% nádorové hmoty. Donedávna se tomuto nádorovému mikroprostředí v onkologii nevěnovala větší pozornost, vyšetřovaly se jen vlastní nádorové buňky. Novější výzkumy však ukazují, že stroma hraje důležitou úlohu ve vývoji a růstu nádoru. Že toto mikroprostředí nejen poskytuje nádorovým buňkám mechanickou oporu a zprostředkovává přísun kyslíku a živin, ale produkcí růstových, angiogenních a dalších onkogenních faktorů se také výrazně podílí na zvyšování metabolismu nádorových buněk, na progresi nádoru, invazi, metastázování, imunosupresi.
 Fibroplastový aktivační protein FAP a jeho inhibitor FAPI
Jednou z hlavních buněčných populací ve stromatu nádoru jsou fibroblasty - buňky protáhlého vřetenového nebo hvězdicového tvaru, které se vyskytují ve vazivových tkáních, kde produkují extracelulární matrix a kolagen. Často se vyskytují v neaktivním stavu a k jejich aktivaci dochází při remodelaci tkáně. V nádorovém stromatu se vyskytují aktivní fibroplasty, aktivované nádorovými buňkami, které exprimují aktivační protein FAP. Firoblastový aktivační protein je vysoce exprimován v nádorově asociovaných firoblastech stromatu u řady epiteliálních karcinomů a přispívá k agresivnějšímu průběhu nádorovího onemocnění. Naproti tomu v normálních tkáních se nachází nízká exprese FAP. Proto je FAP vhodným cílem pro zobrazovací diagnostiku a biologicky směrovanou terapii - inhibitoray FAPI mohou dobře fungovat v teranostice v onkologii.
  Vhodné chelátory, jako jsou DOTA, umožňují konjugační navázání molekul FAPI s radionuklidy. Jednak s diagnostickými radionuklidy (zkouší se ⁶⁸Ga nebo ^99mTc -FAPI-04 pro scintigrafické zobrazení PET či SPECT). Dále s terapeutickými radionuklidy jako jsou lutetium ¹⁷⁷Lu, ytrium ⁹⁰Y nebo aktinium ²²⁵Ac FAPI-46 pro teranostické aplikace.
 Buněčná heterogenita nádorové tkáně
V počátečních fázích, po svém vzniku, je nádor tvořen v podstatě homogenní populací zmutovaných buněk, které se vymkly regulačním mechanismům tkáňové homeostázy a zahájily nekontrolované dělení. V pozdnějších stádiích však histocytologické analýzy ukázaly, že nádorová tkáň často obsahuje dva či více klonů buněk s rozdílnými biologickými vlastnostmi - je již heterogenní. Je to způsobeno zvýšenou fragilitou DNA a genetickou nestabilitou nádorových buněk, které mohou při opakovaných děleních podlehnout dalším mutacím. Nádorová heterogenita komplikuje léčbu, neboť různé části nádoru mohou mít různou radiosenzitivitu. K podobnému efektu vede i příp. hypoxie některých částí nádoru (viz níže "6R", bod "Kyslíkový efekt").
  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.
*) Nádorové buňky, které pod mikroskopem vypadají podobně a histologicky se zařazují do stejné kategorie, však mohou mít geneticky různé příčiny maligního chování. Mohou se na něm podílet i regulační mechanismy nekódující RNA pocházející z dosud neprozkoumaného "genetického smetí", "zbytečné" DNA (je zmíněno též v §5.2, část "DNA, chromosomy, telomery"). To může výrazně komplikovat řetězec diagnostika®terapie nádorových onemocnění.
  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. Ve zvýšené míře to platí u nádorových onemocnění. Maligní tumory se vyznačují některými specifickými charakteristikami :
- Jsou to útvary zpravidla o vyšší denzitě než okolní tkáň; rovněž pro ultrazvuk vykazují většinou zvýšenou echogenitu než okolní tkáň.
- Skládají se z metabolicky aktivních buněk - mají zpravidla zvýšený metabolismus.
- Mají obvykle zvýšenou vaskularizaci, zvýšený krevní průtok a zvýšenou energetickou spotřebu. Mohou však obsahovat i hypoxické okrsky.
- Nádorové buňky mohou na svém povrchu obsahovat ve zvýšené míře některé obecné buněčné antigeny, nebo mohou být nostiteli antigenů specifických.
- Dále mohou nádorové buňky obsahovat ve své buněčné membráně některé zvláštní receptory.
    Všechny tyto vlastnosti mohou být využity pro diagnostické zobrazování a pro cílenou terapii.
× 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, radionuklidová 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. Je třeba upozornit, že žádná ze zobrazovacích metod sama o sobě nerozhodne o maligním charakteru onemocnění! Zobrazovací metody je proto nutno kombinovat s metodami biochemickými a zvláště histologickými (viz níže).
  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 či tkáňových vzorků. Jsou to především různé druhy nádorových markerů - složitých organických molekul (většinou proteinového složení), jejichž zvýšená exprese v organismu je důsledkem nádorového procesu - např. stanovení koncentrace PSA u prostaty, nebo markerů CA19-9, CEA, AFP. V poslední době se pro nádorovou diagnostiku zkouší (imuno)histochemické stanovení antigenu Ki-67 (neboli MKI67 o hmotnosti 360kDa; název pochází ze studie v Kielu, Kiel - 67.klon v 96.misce), který je spojen s buněčnou proliferací - s ribosomální DNA transkripcí. Dále stanovení apoptického genu p53 (resp. jeho mutace) či antiapoptického genu Bcl-2. Nebo cytologické vyšetření pomocí průtokové cytometrie.
"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 §4.9.6 "Onkologická radionuklidová diagnostika"). Zvláště PET zobrazení distribuce ¹⁸F- fluor-deoxyglukózy (FDG), nebo ¹⁸F- 3-fluoro-3-deoxy-thymidinu (FLT), či ¹⁸F- fluorocholinu, poskytuje kontrastní obrazy viabilních a proliferujících nádorových lézí.

Příklad scintigrafie PET/CT s 18FDG u pacienta s lymfomem.   Na PET obrazech jsou patrná vícečetná ložiska zvýšeného metabolismu glukózy v lymfatických uzlinách krku, axily vlevo, mediastina, retroperitonea, pánve a třísla, svědčící pro viabilní nádorovou neoplazii.   Fyziologicky se 18-FDG deponuje v mozku, v dutém systému ledvin, močovém měchýři, lehce difúzně v játrech a ve slezině, variabilní bývá akumulace v myokardu   Na transverzálním řezu je separátně zobrazeno výrazné ložisko v oblasti nadkličku (vyznačeno šipkami) pro posouzení metabolické akumulace pomocí hodnoty SUV [g/ml.]: SUVmax ložiska v nadkličku je 11,5 , při referenčním SUVmax jater 2,9 a mediastina 1,4 . ( PET/CT obrazy pořídil MUDr. Martin Havel, Ph.D., vedoucí pracoviště PET/CT KNM FN Ostrava )

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 (s proliferujícími buňkami) od jiných útvarů, nekrotické či vazivové tkáně. Radioindikátory ¹⁸F- FMISO a ¹⁸F- FETNIM zobrazují buněčnou hypoxii, která je důležitá z hlediska nádorové angiogeneze a pro plánování radioterapie (radiosenzitivita, kyslíkový efekt - viz níže "Fyzikální a radiobiologické aspekty v radioterapii").
    
       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. Planární celotělovou scintigrafii skeletu je užitečné doplnit kombinovaným zobrazením SPECT/CT s fúzí obrazů, pro upřesnění anatomické lokalizace lézí. U karcinomu štítné žlázy je diagnostika založena na scintigrafii po aplikaci radiojódu ¹³¹I.
   Značené peptidy, které se vážou na peptidové receptory na povrchu některých typů nádorových buněk, se používají hlavně u neuroendokrinních nádorů, obsahujících somatostatinové receptory (cyklický peptid somatostatin je látka hormonálního charakteru, která má tlumivý účinek na tvorbu některých hormonů, především růstového; řec. soma=tělo,tělísko, statizo=stát, zastavit). K zobrazení příslušných nádorů i k predikci efektu terapie somatostatinovými analogy se používá umělý analog somatostatinu, octreotid, označený indiem - ¹¹¹In-pentetreotid (OctreoScan), nebo ⁶⁸Ga-DOTATOC pro PET scintigrafii. Logickou návazností diagnostiky pomocí těchto radioindikátorů je jejich označení terapeutickými radionuklidy s aplikací pro radioisotopovou biologicky cílenou radioterapii, viz níže "Radioisotopová terapie", pasáž "Radionuklidová terapie nádorů a metastáz".
  Dále se používají některé nespecifické indikátory nádorů, jejichž zvýšená akumulace v nádorové tkáni je založena na jejich schopnosti pronikat patologicky změněnou permeabilitou stěn a kapilár a vázat se uvnitř viabilních buněk. 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 ¹⁸F-značenými ligandy. Ve vývoji je teranostika pomocí FAIP - zmíněná výše v "Fibroplastový aktivační protein FAP a jeho inhibitor FAPI ".
  Nepřímo lze na nádorové procesy usuzovat i z jiných scintigrafických vyšetření, např. dynamické scintigrafie ledvin, jater.
Multifaktoriální analýza obrazů - radiomika
S použitím metod "strojového učení" a umělé inteligence byly vyvinuty postupy tzv. radiomiky - sofistikované analýzy obrazů ve spojení se statistickým zpracováním dat z velkého počtu pacientů, které dokáží rozpoznat i skryté informace, přímo nevititelné vizuálně. Tyto analýzy mohou odhalit některé podobnosti a shody, napomáhající upřesnit pravděpodobnou diagnózu nádorových typů, příp. předpovědět odezvu na terapii a průběh onemocnění. Je diskutováno v kapitole 4, §4.7, odstavec "Muktifaktoriální statistická analýza obrazů, radiomika".
Histologické vyšetření
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 strategii 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 CTV pro radioterapii IMRT. Podle distribuce viability nádorových buněk dále můžeme modulovat dávku uvnitř nádorového ložiska a navýšit (eskalace, boost) dávky na rizikové oblasti uvnitř nádoru.
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 přímo posoudit konkrétní chování nádorové tkáně na plánovaný druh léčby pomocí gamagrafických zobrazovacích metod, především PET.
l Monitorování distribuce cytostatik a monoklonálních protilátek
Úspěšnost chemoterapie závisí m.j. na tom, zda se použitá cytostatika či monoklonální protilátky dostatečně akumulují (vychytávají) v nádorových ložiscích. K predikci chemoterapeutického efektu může posloužit nukleární medicína. 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 (jakož i ve zdravých tkáních, které by mohly být takto nežádoucím způsobem zatíženy) - 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").
l Zobrazení migrace dendritických buněk
Jedním ze základních předpokladů úspěšnosti imunoterapie pomocí dendritických buněk, aktivovaných antigeny konkrétní nádorové tkáně (viz níže "Terapie nádorových onemocnění", pasáž "Imunoterapie"), je jejich migrace do periferních lymfatických uzlin a pak do nádorového ložiska. Označíme-li tyto aktivované dendritické buňky před jejich opětovnou aplikací do organismu pomocí vhodného radioindikátoru (zkouší se ¹¹¹In-oxin), při zachování jejich viability, můžeme po jejich aplikaci scintigraficky mapovat jejich migraci do lymfatických uzlin.
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".
  Bezprostředně po skončení radioterapie nelze v ozářeném nádoru zjistit žádnou makroskopickou změnu - změny probíhají nejprve na molekulární úrovni. Až s odstupem několika týdnů až měsíců tyto nitrocelulární procesy vyústí v zánik větší části buněk v nádorové populaci, což teprve může být doprovázeno pozorovatelnými morfologickými změnami.
l Raná nádorová odpověď - zobrazení buněčné apoptózy
Funkční molekulární zobrazení v gamagrafii však poskytuje i další unikátní možnosti. Byly vyvinuty radioindikátory umožňující monitorovat jeden z 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. Rané zobrazení apoptózy může hrát významnou úlohu v biologicky individuální ("personalizované") terapii konkrétního pacienta.
*) Ve stádiu laboratorního vývoje a preklinických studií jsou tři typy radioindikátorů apoptózy (viz též §4.8 "Radionuklidy a radiofarmaka pro scintigrafii"):
- Protein ^99mTc-Annexin V (pro SPECT zobrazení) - navazuje se na fosfolipidy na povrchu apoptických buněk;
- ¹⁸F-ML-10 [2-(5-Fluoro pentyl)-2-metyl malonic acid] - malá molekula, která proniká stěnou apoptických buněk a hromadí se v jejich cytoplasmě. Aplikuje se cca 400MBq .
- Peptid ¹⁸F-CP18 [pentapeptid obsahující triazol] - mapuje Caspase-3 aktivitu, akumuluje se v apoptických buňkách.

Kombinace diagnostiky a terapie - teranostika
Nové diagnostické zobrazovací metody, zvláště molekulární zobrazení v nukleární medicíně, umožňují integrovat individuální (personalizovanou) diagnostiku a cílenou terapii (příp. i prevenci) závažných onemocnění do společného oboru, pro který se nově začal používat název teranostika (vzniklý složením názvů: terapie + diagnostika => teranostika, angl. theranostics). Scintigrafie umožňuje stanovit koncentrace biologicky účinných látek přímo v místech jejich cíleného působení, což umožňuje optimální a individuální dávkování, s možností predikce účinků a monitorování vysledků terapie - je podrobněji diskutováno v §4.9, pasáž "Teranostika".

Terapie nádorových onemocnění
Z hlediska cíle a účinnosti obecně rozeznáváme dva druhy léčby: Kurativní terapie (lat. cura=léčení) s cílem úplného vyléčení nádorového onemocnění, zvláště v lokalizovaném stádiu. V těžších a pokročilejších případech pak paliativní terapie (lat. pallium=plášť), zmírňující a zpomalující průběh onemocnění a jeho obtíží. Z hlediska časové návaznosti rozeznáváme rovněž dva postupy: Indukční terapie - počáteční léčba s cílem dosáhnout remisi onemocnění. Po této primoterapii (příp. i současně) se často aplikuje adjuvantní terapie - pomocná, podporující či zajišťovací léčba (lat. adiuvo = podporovat, pomáhat), především pro snížení rizika recidivy v důsledku možného mikrorozsevu v okolí původního nádoru.
  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 - multimodální léčba. Při chirurgické léčbě nádorových onemocnění se provádí fyzické odstranění - resekce či ablace (lat. ablatio = odstranění, oddálení) nádorové tkáně. Je žádoucí odstranit nejen primární nádor s "bezpečnostním lemem", 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"). Vedle klasických chrurgických technik se používá i radiofrekvenční ablace a stereotaktická ablativní radiochirurgie SRS (sterotactic radiosurgery) - viz víže "Stereotaktická radioterapie".
  Pro nechirurgickou léčbu nádorových onemocnění bychom v ideálním případě potřebovali nějaké "magické střely", které by pronikly do organismu neinvazívním způsobem, zasahovaly a likvidovaly cíleně jen nádorové buňky a přitom zachovávaly nepoškozenou zdravou okolní tkáň. Jelikož nádorová tkáň je tvořena buňkami, které se příliš neliší od zdravých buněk okolních tkání, takovou ideální a selektivní "střelu" nemáme: léčba zaměřená proti nádorovým buňkám bude vždy více či méně postihovat i některé zdravé buňky, tkáně a orgány. Existují však určité fyzikální a biologické faktory, které aspoň částečně podporují cílenou likvidaci nádorových buněk a minimalizují poškození zdravých tkání.
  Z hlediska místa působení v organismu můžeme terapii nádorových onemocnění rozdělit do dvou metodických přístupů:
l Lokální kontrola tumoru, při níž se snažíme zastavit nádorové bujení a zlikvidovat buňky v konkrétním nádorovém ložisku známé lokalizace a rozsahu. Provádí se především metodou radioterapie - cíleným dopravením vysoké radiační dávky do nádorového ložiska. Tento přístup je účinný v případě dobře ohraničených nádorů menších nebo středních velikostí, bez vzdálených metastáz.
l Systémová terapie prováděná aplikací vhodných farmak do organismu, které vstupují do nádorových ložisek a tam zastavují proliferaci nebo likvidují nádorové buňky. Patří sem chemoterapie cytostatiky a biologická léčba, částečně i cílená radionuklidová terapie. Systémové působení má své výhody i nevýhody. Výhodou je působení na vícečetná nádorová ložiska a skryté metastázy, jejichž přítomnost a lokalizaci někdy ani neznáme. Nevýhodou jsou nežádoucí účinky na zdravé buňky a tkáně. Systémová terapie se volí v případech rozsáhlejších nádorových onemocnění s metastatickou infiltrací. A též jako adjuvantní terapie pro snížení rizika recidivy a vzniku metastáz.
  Níže budou nejprve stručně popsány metody systémové i cílené chemoterapie a biologické léčby, dále pak podrobněji metody cílené radioterapie s využitím fyzikálních i radiobiologických aspektů.
Chemoterapie a biologická léčba 
Pod chemoterapií se obecně rozumí léčení nemocí podáváním chemických látek - léků, které jsou produktem chemické syntézy, nebo jsou izolovány z přírodních materiálů (především rostlin) - a které vyvolávají v organismu žádoucí (bio)chemické reakce. Chemoterapie nádorových onemocnění se nejčastěji provádí pomocí cytostatik - látek zastavujících nebo tlumících růst a dělení buněk (řec. kytos=dutina,buňka, statikos=zastavující). Jejich přednostně protinádorový účinek je dán tím, že působí především na rychle se dělící buňky. Zasahují však v organismu i zdravé fyziologicky se dělící buňky, což vede k nežádoucím vedlejším účinkům. Je známa celá řada cytostatik, působících různými mechanismy a v různých fázích buněčného cyklu. Jsou dva základní mechanismy působení cytostatik:
1. Působení na DNA, což porušuje buněčnou funkci, znemožňuje replikaci, může být kontrolními uzly buněčného cyklu vyhodnoceno jako neopravitelné poškození ® aktivace vnitřní signální dráhy apoptózy (v tomto ohledu je mechanismus podobný jako u ionizujícího záření).
2. Působení na jiné buněčné struktury, především na mikrotubuly, což porušuje vlastní akt dělení buněk - působí jako "mitotický jed". Buňky jsou tím inaktivovány, nemohou se dále dělit, podléhají apoptóze buď přímo, nebo následně po "mitotické katastrofě" (viz §5.2, pasáž"Mechanismy buněčné smrti").
   Podrobněji se rozlišují čtyři různé mechanismy působení cytostatik, podle nichž se tyto látky rozdělují:
l Alkylační cytostatika - reagují s bazemi v DNA, např. guaninu, jejich alkylací - přenesením uhlíkaté radikálové skupiny C_2nH_2n+1 (alkylu). Vede to k rozštěpení DNA nebo ke vzniku spojení dvou řetězců. Toto poškození DNA inaktivuje buňky, znemožňuje jejich dělení (vlákna DNA se nemohou rozplést a separovat), vede nakonec k apoptóze. Cytostatický účinek byl již dávno pozorován u analogů dusíkatého yperitu. Z této skupiny se používá chlorambucil, cyklofosamid či ifosfamid (vlastní cytostatický účinek má až metabolit oxycyklofosfamid vznikající v jádře), dále fludarabin a bendamustin.
Do této skupiny patří i platinová cytostatika. Nejdéle používaným cytostatikem tohoto druhu je cisplatina (cis-[PtCl₂(NH₃)₂]), anorganická molekula která se váže na guaninové baze v molekule DNA; novější jsou organické sloučeniny karboplatina a oxaliplatina, kde jsou atomy platiny vázané na cyklické ("aromatické") uhlovodíky.
l Mikrotubulové inhibitory - reagují s mikrotubuly v buňkách, zabraňují vzniku mitotického vřeténka - mitotické jedy. Jedná se o dva druhy chemických látek, které mají vzájemně opačné mechanismy mikrotubulárního působení, avšak vyúsťují v podobné cytotoxické účinky:
- terpenidy tisu - taxany. Používají se alkaloidy paclitaxel (obsažený v tisu Taxus brevifolia) a docetaxel (z tisu Taxus braccata), které stabilizují polymery mikrotubulů (inhibice depolymerace mikrotubulů) a zabraňují separaci chromosomů při anafázi.
- alkaloidy barvínku (Vinca) - vinkristin, vinblastin, vinorelbin, které se váží na tubulin a zabraňují jeho polymeraci do mikrotubulů.
l Antimetabolity blokující syntézu purinových a pyrimidinových bazí DNA, potřebnou při buněčné replikaci. Používají se látky se strukturou podobnou purinům a pirimidinům - fluoropirimidiny, především preparáty metotrexát nebo 5-fluorouracil (5-FU). Nověji se s výhodou používá prekurzor 5-FU, kapecitabin (capecitabine), z něhož účinná látka 5-fluorouracil vzniká enzymatickými přeměnami až v organismu, a to přednostně v nádorové tkáni (enzym thimidinfosfortiláza, která se účastní poslední fáze přeměny neúčinného kapecitabinu na účinný 5-FU, je obsažen v nádorových buňkách většinou v podstatně vyšší koncentraci než v buňkách zdravé tkáně - selektivní účinek).
l Inhibitory topoizomerázy v S-fázi buněčného cyklu zabraňují rozvinování dvoušroubovice DNA při procesu replikace (kterého se účastní enzym topoizomeráza). Vede to k indukci jednovláknových zlomů DNA, které mohou způsobit buněčnou smrt. Původní látkou tohoto druhu byl kamptotecin, alkaloid izolovaný z čínského stromu Camptotheca acuminata. Vhodnější farmakologické vlastnosti však mají jeho syntetické deriváty topotekan a irinotekan.
l Protinádorová antibiotika jsou původně látky inhibující růst a rozmnožování mikroorganismů, používané proto při léčbě infekčních nemocí, dále jako protiplísňové prostředky a pod. Jsou sekundárními metabolity mikroorganismů (bakterie, plísně), řada z nich se nyní připravuje uměle (syntetickými nebo polosyntetickými postupy). Jelikož většina z nich ve své chemické struktuře obsahuje několik skupin cyklických uhlovodíků ("benzenových jader") charakteristických pro antracen, nazývají se též antracyklinová antibiotika. Vedle antibiotického účinku u některých těchto látek byl zjištěn i imunosupresivní účinek a účinek cytostatický, protinádorový, antiproliferativní. Mechanismem cytostatického účinku je patrně vazba na DNA - jejich molekuly mají schopnost se včleňovat mezi páry bazí DNA; dochází ke zlomům DNA, vznikají interkalační vazby s poruchou transkripce (pevné spojení obou vláken DNA znemožňuje její kopírování před dělením buňky a transkripci do RNA), DNA se rozpadá (účinek je podobný jako u záření nebo alkylačních cytostatik). Dochází též k blokádě enzymu topoizomerázy, která se podílí na změnách v prostorovém uspořádání DNA při replikaci před dělením buňky; při její blokádě se nespojují jednotlivé části DNA, která se rozpadá. Příkladem je doxorubicin, bleomycin, epirubicin, idarubicin, mitomycin C.
  Do této skupiny částečně patří i rapamycin, původně izolovaný z bakterie Streptomyces hygroscopicus objevené v půdě na Velikonočním ostrově Rapa Nui; nazývá se též sirolimus (lat. siro = jáma vykopaná v půdě, limus = bahno, kal). Řadí se mezi makrolidní antibiotika, blokující syntézu proteinů v mikroorganismech vazbou v ribosomech. Pro jeho imunosupresivní účinky se používá při transplantacích jako ochrana proti nežádoucím imunitním reakcím, které mohou vést až k rejekci transplantátu. Inhibicí proteinkinázy mTOR *) blokuje řadu nitrobuněčných procesů, což vede k útlumu proliferační aktivity buněk. Brání přechodu buněk z fáze G1 buněčného cyklu do fáze S, čímž způsobuje zástavu buněčného cyklu. Zvyšuje citlivost nádorových buněk k radioterapii i účinnost chemoterapie. Rapamycin tak patří současně i do níže uvedené skupiny inhibitorů kináz, kde se používají jeho nové deriváty temsirolimus a everolimus.
*) Rapamycin, mTOR
mTOR (mammalian Target Of Rapamycin) - tento značně zavádějící název pochází z toho, že příslušná proteinkináza byla poprve objevena při aplikaci rapamycinu na ca prsu. Alternativní název je "mechanistic target of rapamycin". Později se ukázalo, že mTOR působí i v dalších typech nádorových buněk. Signální kaskáda PI3K/Akt/mTOR se totiž významě podílí na procesu kancerogeneze, její inhibice může být důležitým faktorem nádorové terapie.
l Antioxidanty jsou známé především jako prevence nádorových onemocnění. Ukázalo se však, že některé antioxidanty (jako je reveratrol, genistein, baikalein) poškozují DNA a zabíjejí dělící se buňky. Toho by se dalo využít v protinádorové terapii. Jejich výhodou je, že navzdory své genotoxicitě nemají mutagenní účinky. Zatím je to ve stádiu biologického výzkumu.
l Bifosfonáty působí jako inhibitory osteoklastické resorpce kostní tkáně. Lze je proto využít k sekundární léčbě kostních nádorů, především metastáz, kde působí především proti erozi kostní tkáně; nejedná se o cytostatikum. Účinným dusíkatým bifosfonátem je především kyselina zoledronová. V kombinaci např. s docetaxelem se projevuje aditivní synergický protinádorový účinek - potenciace účinku cytostatika.
  Jednotlivá cytostatika se někdy kombinují, např. FOLFOX (oxaliplatina+5-florouracil+kys.listová), XELOX (kapecitabin+oxaliplatina), FOLFIRI (5-florouracil+irinotekan) a další. Společnou nevýhodou klasických cytostatik je jejich systémový nespecifický účinek - působí nejen na nádorové buňky, ale i na zdravé fyziologicky se dělící buňky. To vede k řadě často závažných vedlejších nežádoucích (toxických) účinků. Zkouší se proto nová varianta cílené "dopravy" vhodného cytostatického preparátu přímo do míst zhoubného nádoru, za použití mikrokapslí o velikosti do 5mm. Takové drobounké kapsle, vytvořené z vhodné organické látky a uvnitř nesoucí cytostatikum, po aplikaci procházejí cévním systémem i jemnými krevními vlásečnicemi. Lze je sledovat sonograficky nebo magnetickou rezonancí; v okamžiku, kdy dorazí k nádoru, mohou být pomocí ultrazvukové vlny rozrušeny, čímž se cytostatikum uvolní v potřebném místě - v nádoru.

Chemická struktura některých cytostatik používaných při chemoterapii nádorových onemocnění

Cílená biologická léčba
V posledních letech se rychle rozvíjejejí poznatky molekulární biologie a genetiky, které m.j. odhalují složité mechanismy buněčné komunikace a specifické molekuly, které jsou významné pro maligní transformaci buněk. Ty by se mohly stát cílem specifických léčebných zásahů: identifikovat a cíleně ovlivňovat některé struktury v nádorových buňkách za účelem zabránění další proliferace nádorové tkáně. Na těchto mechanismech je založena cílená biologická léčba, jejíž strategie je zaměřena proti vybraným druhům molekul a jejich signálních drah, podílejích se na maligním chování buněk příslušných druhů nádorů. Spolu s účinnější terapií tyto postupy umožňují omezit nežádoucí vedlejší účinky.V současné době se hlavní zájem soustřeďuje na tzv. růstové faktory (stimulující růst a dělení buněk) a jejich receptory, především EGFR, HER2 a VEGF (viz níže).
Vyvíjí se nová skupina preparátů, které selektivně blokují činnost těchto onkogenních proteinů, s minimálním poškozením normálních buněk. Jedná se především o dvě skupiny látek s různým mechanismem působení :
l Monoklonální protilátky
jsou speciální proteiny ze skupiny imunoglobulinu (příp. jejich fragmenty), které se získávají z klonované populace jednoho druhu aktivovaného B-lymfocytu z plasmy imunizovaného organismu. Monoklonální protilátka má proto přesně definované vlastnosti a specificky se váže na příslušné receptory. Některé monoklonální protilátky se snaží přiblížit ideálnímu terapeutiku - "magickému šípu", který by zasahoval jen cílové patologické buňky a neměl škodlivé účinky na ostatní zdravé buňky. Toto však zatím nelze 100% dosáhnout..!..
 Struktura monoklonálních protilátek
Molekulová hmotnost monoklonálních protilátek se pohybuje kolem 150 kDa. Struktura bílkovinných molekul imonoglobulinů se často schématicky znázorňuje tvarem písmene "Y" (na obrázku vlevo - a). Větvená část - raménka - se skládají ze dvou heterodimerů, je tvořeny čtyřmi polypeptidickými částmi, uspořádaných do dvou zrcadlově identických párů "těžkých" H a "lehkých" L řetězců. Jsou vnitřně propojeny disulfidovou vazbou (S-S). Lehké a těžké řetězce obsahují konstantní a variabilní oblasti.Variabilní oblasti, umístěné na koncích, obsahují krátké aminokyselinové sekvence (zvané někdy "hepervariabilní"), které učují vazbovou antigenní specifitu protilátky. Proto se tato raménka označují jako F_ab (Fragment antigen binding). "Nožička" ve schématu protilátky je tvořena dvěma těžšími řetězci, označuje se jako F_c (krystalizující fragment). Tento konstantní úsek Fc odpovídá za efektorové funkce protilátky (interakci s T-lymfocyty, makrofágy) - aktivaci systémů vedoucích ke zničení cílových buněk.
 Příprava monoklonálních protilátek - hybridomová technologie
Jelikož nedovedeme dostatečně účinně kultivovat přímo požadované klony aktivovaných B-lymfocytů, je příprava monoklonálních protilátek složitou biochemickou technologií. Velmi vhodnými "pomocnými nosiči " pro přípravu monoklonálních protilátek se ukázaly být myelomové buňky (jsou to jinak nádorové buňky myelomu, hematoonkologického onemocnění kostní dřeně, vznikající nekontrovatelným množením myelomových buněk), které svými neomezenými replikačními schopnostmi a dlouhou životností jsou velmi vhodné pro kultivaci a fúzování in vitro. Nejdříve se tedy indukuje tvorba těchto "pomocných" myelomových buněk u pokusných laboratorních zvířat. Ty se pak odeberou a kultivují se in vitro. Mezitím se u jiného laboratorního zvířete injekcí konkrétního antigenu vyvolá imunitní reakce s aktivací B-lymfocytů a následnou produkcí protilátek. Tyto B-lymfocyty se odebírají z lymfatického systému (většinou ze vzorku sleziny) použitého zvířete a in vitro se pak zfúzují s kolonií myelomových buněk. Z této fúze vznikají hybribní buňky (zvané hybridomy), které si zachovávají vlastnosti myelomových buněk i požadovaného klonu B-lymfocytů, rychle se dělí a produkují protilátky B-lymfocytů, použitých při fúzi. Pomocí speciálních separačních metod se z nich vyselektují pouze hybridomy produkující jen jeden požadovaný klon protilátek - monoklonální protilátku.
Tuto důmyslnou biotechnologii poprve vyvinuli v r.1975 G.F.Kohler a C.Milstein v laboratořích Molekulární biologie university Cambridge a Institutu imunoloogie v Basileji (za tuto metodu obdrželi Nobelovu cenu v r.1984).

Monoklonální protilátky. a,b) Schématické znázornění a ilustrace základní struktury. c) Myší monoklonální protilátka. d,e,f) Chimérická, humanizovaná a lidská protilátka.

Laboratorními zvířaty, používanými v procesu přípravy monoklonálních protilátek, jsou téměř vždy myši, takže primárně vzniká myší monoklonální protilátka (c). Při jejím humánním použití může někdy docházet k nežádoucím imunitním reakcím - imunogenicita v důsledku vzniku lidských-anti-myších protilátek HAMA (human anti-mouse antibodies). To jednak znemožňuje navázání monoklonální protilátky na cílový antigen a dále též může vést k imunitním anafylaktickým reakcím. Proto je snaha nahrazovat části molekul (které nekódují oblasti vazby antigenu) úseky lidského imunoglobulinu - humanizovat protilátky pomocí sofistikovaných biochemicko-genetických metod ("genetického inženýrství"). Z původní hybridonové linie, produkující myší protilátky daného zacílení, se připraví RNA a dále v reakci, katalyzované enzymovou reverzní transkryptázou, komplementární cRNA - . Polymerázovou reakcí se namnoží úsek, kódující vazebné místo pro antigen. Touto genetickou sekvencí se nahradí odpovídající úsek v genu pro lidský imunoglobulin. Takto vzniklý nový gen se vloží do vhodné recipientní savčí buňky, která pak syntetizuje monoklonální protilátku s převládajícím obsahem lidského imunoglobulinu. Humanizovaná monoklonální protilátka má konstantní úseky z lidského imunoglobulinu a pouze variabilní úsek, kódující antigenní specifitu, pochází z myší protilátky. Takto transformované protilátky mají požadovanou antigenni specifitu a vykazují jen minimální imonogenicitu. Tímto způsobem se vytvářejí chimérické (zkřížené) protilátky (obsah cca 60% lidské protilátky), humanizované (obsah více než 90% lidské protilátky), či 100% humánní protilátky - na obr. d),e),f). Čím více je protilátka "zvířecí", tím větší riziko imunogenicity lze očekávat. Humanizace monoklonálních protilátek naopak vede ke snížení nežádoucí inunogenicity, na druhé straně však i k možnému snížení jejich účinnosti...
 Fragmenty protilátek 
Čím větší je molekula bílkoviny, tím pomalejší a obtížnější je její průnik do cílových tkání. Proto se místo "celých" protilátek připravují vhodné fragmenty protilátek, obsahující jen úseky se zachovanou antigenní specifitou. Nejčastěji to jsou F_ab´ fragmenty, obsahující domény nezbytné pro vazbu na antigen, nikoli však část F_c interagující efektorově.
 Nano-protilátky - Nanobody
Nejdůslednější "miniaturizací" monoklonálních protilátek jsou tzv. nanobody, sestávající pouze z variabilní domény protilátky s těžkým řetězcem F_ab H, bez domény lehkého řetězce a samozřejmě bez části F_c. Název "nanobody" pochází z její namometrické velikosti - délky cca 4 nm a šířky cca 2 nm, molekulová hmotnost je pouze kolem 15 kDa. Schopnost nano-protilátek vázat příslušný antigen však zůstává zachována jako u konvenčních protilátek. Navíc nanoprotilátky vykazují lepší stabilitu, hydrofilitu a rozpustnost ve vodě, hloubkovou penetraci tkání a rychlé odstranění z krevního řečiště, což napomáhá jejich velmi dobré výsledné vazebné afinitě v různých podmínkách.
  Nanobody mají výborné vlastnosti především v diagnostickém zobrazování nádorových tkání. Obrazy s vysokým poměrem signál-šum lze získat již v časném období po aplikaci, díky rychlé akumulaci nanobody a rychlému úbytku v krvi.
  Terapeutická účinnost samotných nanobody je však omezena nepřítomností efektorového F_c fragmentu. Pokud jsou však nanobody cheletačně konjugované s terapeutickým radionuklidem beta či gama, je terapeutický potenciál zachován - biologicky cílená radionuklidová terapie.
 Názvosloví monoklonálních protilátek 
Nomenklatura monoklonálních protilátek je propracována tak, aby již z názvu bylo možno poznat základní typ a nejdůležitější vlastnosti (zacílení) konkrétního preparátu (protilátky). Název se skládá ze 4 částí : předpona - označení cílové struktury - biologický typ (původ) - přípona (ta je vždy -mab: monoclonal antibody) :