teste grila radioprotectie raspunsuri

COMISIA NAIONAL PENTRU CONTROLUL ACTIVITILOR NUCLEARE

RTG - v.1.5 1

RSPUNSURILE CORECTE (COMENTATE) PENTRU SPECIALITATEA RTG

ntrebri de bazele radioproteciei

1. c

mprtierea coerent apare cnd un foton de mic energie excit un atom, fr pierdere net de energie. Se mai numete mprtiere Rayleigh. Nu are nicio contribuie la doz. La energia radiaiei X utilizate n rontgendiagnostic contribuia mprtierii coerente la interacia cu materia este de cca. 5%.

2. d

Producerea de perechi - apare cnd un foton interacioneaz cu nucleul atomului. Fotonul dispare i apare o pereche electron - pozitron cu energia de repaus a fiecruia egal cu 0,511 MeV. Energia de prag a acestei interacii este 1,022 MeV (suma energiilor de repaus a celor dou particule). Aceast interacie conteaz numai la energii foarte mari ale fotonilor produi de acceleratoare de particule.

Cele trei tipuri principale de interacie a fotonilor cu materia - efect fotoelectric, efect Compton i formare de perechi - au probabiliti de apariie diferite funcie de numrul atomic Z i energia fotonului incident. La energii mici i numere atomice mici (cum e cazul esuturilor moi) predomin efectul fotoelectric, iar la energii mari, cu mult mai mari dect cele uzuale n radiologie, predomin formarea de perechi.

Efect fotoelectric

Efect Compton

Producere de perechi

Z

Energia fotonului incident (MeV)

3. d

Radiaia de frnare - radiaie X produs prin frnarea electronilor n cmpul nuclear


RTG - v.1.5 2

4. e

Efectul fotoelectric - apare cnd un foton este absorbit total de un electron de pe un nivel interior (puternic legat). Ca urmare a energiei primite electronul este scos de pe orbit - emisia de fotoelectroni i atomul rmne cu o sarcin pozitiv (ion pozitiv). Locul rmas vacant pe nivelul interior este ocupat de un electron de pe un nivel exterior iar excesul de energie este emis sub form de radiaie X caracteristic sau electroni Auger. Fotoelectronii, avnd energia egal cu diferena dintre energia fotonului absorbit i energia de legtur a electronului emis, interacioneaz cu atomii de pe traseul parcurs ionizndu-i i deci contribuie la doza primit de materialul respectiv.

5. d

Efectul fotoelectric nu se produce dac energia fotonului incident este mai mic dect energia de legtur a electronului pe nivelul respectiv. Probabilitatea de apariie a efectului fotoelectric crete puternic imediat ce energia fotonului depete energia de legtur, apoi scade dac energia este mai mare i este proporional cu 1/E3. Probabilitatea de apariie a efectului fotoelectric este mai mare pentru electronii mai puternic legai (de pe nivelul K). Exemple de energii de legtur pentru nivelul K: O (Z=8; 0,5 keV); Ca (Z=20; 4 keV); I (Z=53; 33 keV); Ba (Z=56;37 keV); Pb (Z=82; 88 keV).

6. a

Efectul fotoelectric devine important ca mecanism de interacie dac energia fotonilor incideni este puin mai mare dect energia de legtur a electronilor pe nivelul K al atomului int i numrul atomic Z al acestuia este mare. Probabilitatea absorbiei fotonului incident prin efect fotoelectric crete puternic cu numrul atomic i este proporional cu Z3. Pentru energii mai mari dect energia de legtur pentru nivelul K probabilitatea absorbiei fotonului prin efect fotoelectric este proporional cu 1/E3.

7. e

Radiografierea plmnului se face la tensiuni mari (120 kV) deci la energii ale radiaiei X la care este mai important interacia prin mprtiere Compton n esuturile moi, cum este i cazul plmnului. Deci efectul fotoelectric nu este important la radiografierea plmnului.

8. d

mprtierea Compton apare la interacia fotonului cu electronii (slab legai) de pe nivelul exterior (de valen) al atomului. Probabilitatea mprtierii Compton este proporional cu densitatea electronic (numrul de electroni de valen). Din interacie rezult un foton cu energia mai mic dect cea a fotonului incident emis la un unghi fa de direcia de micare a fotonului incident cu att mai mic cu ct energia


RTG - v.1.5 3

fotonului incident este mai mare i un electron de recul care preia energia pierdut de foton. Atomul rmne ionizat pozitiv. Electronul de recul are maximum de energie cnd fotonul rezultat din interacie este retromprtiat (este emis la 180 de grade fa de direcia de micare a fotonului incident).

foton mprtiat

electron de recul

foton incident

Cele trei tipuri principale de interacie a fotonilor cu materia - efect fotoelectric, efect Compton i formare de perechi - au probabiliti de apariie diferite funcie de numrul atomic Z i energia fotonului incident. La energii mici i numere atomice mici (cum e cazul esuturilor moi) predomin efectul fotoelectric, iar la energii mari, cu mult mai mari dect cele uzuale n radiologie, predomin formarea de perechi. Aceast comportare este ilustrat de figura urmtoare.

Efect fotoelectric

Efect Compton

Producere de perechi

Z

Energia fotonului incident (MeV)

9. e

Ar contrazice legea conservrii energiei. Electronul emis nu poate avea energia mai mare dect fotonul incident.

10. a

Coeficientul de atenuare liniar reprezint fraciunea din fotonii incideni scoas din fascicul, indiferent de tipul de interacie, pe unitatea de parcurs, exprimat n cm-1. Coeficientul de atenuare crete cu creterea numrului atomic i a densitii materialului absorbant.


RTG - v.1.5 4

Coeficientul de atenuare depinde de energia fotonilor incideni; pe domeniul de energii utilizate n rontgendiagnostic scade cu creterea energiei. Exemplu: esut moale la 30 keV = 0,38 cm-1 , la 60 keV = 0,21 cm-1 os la 30 keV = 1,6 cm-1, la 60 keV = 0,45 cm-1.

11. a

Atenuarea unui fascicul de radiaie electromagnetic (X sau gama) monocromatic (fotonii au toi aceiai energie) la trecerea printr-un material de grosime t (cm) i coeficient de atenuare (cm-1) se face dup o lege exponenial dat de formula N(t) = N0 e-t unde N0 reprezint numrul de fotoni din fasciculul incident iar N(t) numrul de fotoni transmii. Mrimea e-t nu depinde de intensitatea fasciculului incident ntruct parametrii i t sunt independeni de intensitatea fasciculului incident.

12. d

Coeficientul de atenuare masic se definete ca fiind coeficientul de atenuare liniar () mprit la densitate () i se exprim n cm2/g. Atenuarea exprimat cu ajutorul coeficientului de atenuare masic depinde numai de masa materialului atenuator i nu depinde de densitate.

Energia fotonilor (keV)

Coefic

ien

tul d

e ate

nuare

m

asi

c /

(cm

2 /g)

Coeficientul de atenuare masic n funcie de energia fotonilor incideni

Compton - toate materialele

Fotoelectric - plumb

Fotoelectric - iod

Foto

elec

tric

- e

sut m

oal

e


RTG - v.1.5 5

13. c

Stratul (grosimea) de semiabsorbie (semiatenuare) HVL reprezint grosimea care reduce cu 50% expunerea la un fascicul de radiaie X. Cu ajutorul acestei mrimi se pot caracteriza fasciculele polienergetice de radiaie.

14. c

HVL = 0,693/.

15. e

Filtrele sunt materiale absorbante intercalate ntre tub i materialul de iradiat cu scopul reducerii componentei cu energie mic din fasciculul de radiaie X. Calitatea fasciculului de radiaie X poate fi exprimat n echivalent grosime strat de semiabsorbie n mm din aluminiu (Al). Pentru generatoarele de radiaie X utilizate n rontgendiagnostic calitatea minim a fasciculului de radiaie X produs este impus prin reglementri legale. Filtrele au ca efect reducerea dozei de absorbie la pielea pacientului i mrirea HVL ca urmare a scoaterii din fasciculul iniial a fotonilor cu energii mici care nu contribuie la formarea imaginii i implicit mrirea timpului de expunere i deci a mAs-ului.

Plumb

Coeficientul de atenuare masic funcie de energia fotonului incident

A - efect fotoelectric / B - efect Compton c/ C - producere de perechi / D - coeficient total /


RTG - v.1.5 6

16. a

HVL depinde de spectrul fasciculului de radiaie X i nu de intensitatea acestuia.

17. c

Curentul prin tub determin intensitatea fasciculului de radiaie X.

18. e

Expunerea este dat de sarcina electric total (sarcina electric total a electronilor produi de interacia fotonilor cu materia) eliberat de fotoni n aer pe unitatea de mas i se msoar n coulombi per kilogram (C/kg). Expunerea este definit numai pentru fotoni.

19. c

Kerma reprezint energia cinetic eliberat n mediu i caracterizeaz expunerea pentru toate tipurile de radiaii. n sistemul SI de uniti se exprim n joule/kilogram (J/kg) cu denumirea gray (Gy).

Energia (keV)

Radiaie X caracteristic nivelului L

Radiaie X de frnare

Radiaie X caracteristic nivelului K

Energia maxim

Nu

mr

ul d

e fo

ton

i

Spectrul de emisie al radiaiei X de ctre o int de tungsten produs la 100 kV (1) Spectrul teoretic fr nicio filtrare (2) Spectrul tipic cu filtrare inerent a tubului i filtrarea adugat (3) Spectrul cu filtrare adiional


RTG - v.1.5 7

Energia cinetic se refer la energia cinetic transferat particulelor ncrcate eliberate de fotoni sau neutroni prin interacie cu mediul n cazul radiaiei care nu este direct ionizant.

20. e

Doza absorbit reprezint energia depus n unitatea de mas. n sistemul SI de uniti se exprim n joule/kilogram (J/kg) cu denumirea gray (Gy). Unitatea veche (tolerat) este radul (rad) definit ca 1 rad = 100 ergi/gram. 1 Gy = 100 rad.

21. d

Expunerea se refer la sarcina eliberat n aer iar doza se refer la energia eliberat n mediu.

22. a

Camera cu ionizare msoar doza de expunere sau debitul dozei de expunere.

23. e

Stilodozimetrul este cel mai indicat deoarece poate fi citit imediat dup terminarea expunerii.

24. d

Densitatea optic de nnegrire a filmului este direct proporional cu doza absorbit. Printr-o etalonare prealabil se poate determina doza absorbit prin citirea densitii optice de nnegrire a filmului. Un exemplu de fotodozimetru individual compus din caset de plastic i filtre pentru determinarea energiei medii a radiaiei fotonice incidente este cel din figur. Plcile colorate sunt filtre de diverse grosimi din cupru i aluminiu. Caseta se nchide peste filmul radiografic i este dotat i cu un sistem de prindere pe haina purttorului i un sistem de individualizare (inclusiv numele purttorului).

25. e

Dozimetru cu termoluminiscen TLD utilizeaz proprietile de termoluminiscen a unor corpuri solide. Energia absorbit ca urmare a iradierii corpului solid este eliberat sub form de lumin la nclzirea acestuia peste o anumit temperatur. La temperaturi i mai mari informaia se terge complet i dozimetrul poate fi refolosit. Intensitatea luminii emise este direct proporional cu doza absorbit.

26. a


RTG - v.1.5 8

Dozimetru cu film este format dintr-o caset de plastic care conine un film radiosensibil ntre mai multe filtre. Cu ajutorul filtrelor se determin energia medie a radiaiei absorbite de film. Un exemplu de fotodozimetru individual compus din caset de plastic i filtre pentru determinarea energiei medii a radiaiei fotonice incidente este cel din figur. Plcile colorate sunt filtre de diverse grosimi din cupru i aluminiu. Caseta se nchide peste filmul radiografic i este dotat i cu un sistem de prindere pe haina purttorului i un sistem de individualizare (inclusiv numele purttorului).

27. b

Filtrele permit evaluarea puterii de penetrare a radiaiei i deci a energiei medii. Sensibilitatea filmului depinde foarte mult de energia radiaiei, de aceea trebuie s fie estimat energia medie la care se determin doza. Rspunsul filmului la o radiaie X obinut cu un tub rontgen cu tensiunea 60 kVp este de 100 de ori mai mare dect la energia fotonului de 1 MeV (radiaia gama emis de 60Co) pentru aceiai expunere.

28. c

Limita minim de detecie - valoarea minim a dozei care poate fi nregistrat de film. Dozimetrele cu film au limita minim de detecie de aproximativ 0,2 mGy.

29. a

Se recomand utilizarea dozimetrelor termoluminiscente cu fluorur de litiu deoarece aceasta aproximeaz cel mai bine esuturile.

30. b

n procesele care implic efectul fotoelectric fotonul este complet absorbit deci nu pot exista fotoni mprtiai.

31. a

mprtierea Compton este predominant la energiile utilizate n fluoroscopie i singura care produce fotoni retromprtiai.

32. c

Atenuarea scade cu creterea energiei fotonilor.

33. b


RTG - v.1.5 9

Trei straturi de 1/10 reduc expunerea de 1000 de ori; 10 straturi de njumtire reduc expunerea de 1024 de ori (210).

34. a

Stratul de njumtire depinde de spectrul fasciculului X. Intensitatea fasciculului este msurat de expunere i nu influeneaz spectrul fasciculului.

35. c

Expunerea la poarta de intrare la piele crete cnd filtrarea sau kVp scad i penetrabilitatea fasciculului se reduce deoarece pentru meninerea unei expuneri constante la nivelul casetei cu film trebuie mrit intensitatea fasciculului.

36. a

Transferul liniar de energie este utilizat la determinarea echivalentului de doz i nu are legtur cu expunerea. Rontgenul este numele unitii de msur a expunerii din vechiul sistem de msuri i uniti scos din uz de sistemul internaional (SI). Expunerea este dat de sarcina electric total (sarcina electric total a electronilor produi de interacia fotonilor cu materia) eliberat de fotoni n aer pe unitatea de mas i se msoar n coulombi per kilogram. Expunerea este definit numai pentru fotoni.

37. d

Factorul f - este factorul de conversie de la expunere la doz absorbit care ine cont de energia fotonilor i caracteristicile mediului iradiat. Relaia ntre doza absorbit (D) i expunere (X) este: D=f x X unde f este factorul de conversie rontgen la rad. Factorul f (rad/R) este aproximativ 4 pentru oase i 1 pentru esuturi moi la energiile utilizate n rontgendiagnostic.

38. b

mprtierea Compton este interacia predominant n esutul moale la energii mari (peste 25 keV sau 75 kVp).

39. b

Coeficientul de atenuare masic = coeficientul de atenuare liniar/densitate.


RTG - v.1.5 10

40. e

Filtrarea tubului rontgen se msoar determinnd HVL de regul la 85 kVp. Normele stabilesc filtrarea minim obligatorie funcie de tensiunea maxim a tubului. Pentru rontgendiagnostic filtrarea total trebuie s fie mai mare de 2,5 mm Al.

41. b

Expunerea este sarcina eliberat n unitatea de mas de aer (C/g).

42. d

Doza de absorbie cea mai mare o primete osul deoarece are f = 4.

43. e

Fotomultiplicatorii detecteaz lumina nu radiaia X. Luminofori fotostimulabili - o parte din energia de interacie a fotonilor X cu corpul solid este nmagazinat n trape de electroni i eliberat ulterior cnd materialul este stimulat cu lumin.

44. d

Plumb

Coeficientul de atenuare masic funcie de energia fotonului incident

A - efect fotoelectric / B - efect Compton c/ C - producere de perechi / D - coeficient total /


RTG - v.1.5 11

Energia este capacitatea de a efectua un lucru (mecanic) i se msoar n joule (J) Energia cinetic = mv2/2, reprezint energia de micare; v reprezint viteza iar m masa. O unitate de msur tolerat utilizat n radiofizic este eV (electronvoltul) 1 eV = 1,6 x 10-19 J

45. d

Viteza luminii n vid (c) este constant i egal cu 3x108 m/s (c=). Lumina este tot o radiaie electromagnetic cu lungimea de und de la 10-9 m la 10-4 m. Pentru comparaie, radiaia X i are lungimea de und de la 10-16 m la 10-9 m iar undele radio de la 0,1m la 105 m. Radiaia X i radiaia (radiaii electromagnetice) se deosebesc numai prin modul de producere. Radiaia X apare la frnarea electronilor n cmpul nuclear iar radiaia apare ca urmare a proceselor care au loc n nucleul atomului.

46. b

Foton este denumirea cuantei de radiaie electromagnetic care se comport ca o particul dar nu are mas de repaus. Lungimea de und reprezint distana dintre dou creste succesive ale undei ( se exprim n angstromi , 1 = 10-10m ) Frecvena reprezint numrul de oscilaii n unitatea de timp (se msoar n heri - Hz - un hertz fiind egal cu un ciclu pe secund) Energia fotonului este direct proporional cu frecvena i invers proporional cu lungimea de und. E = h unde h este constanta lui Planck. Viteza (n vid) este constant.

47. e

Intensitatea radiaiei electromagnetice scade cu ptratul distanei de la surs.

48. c

Particulele ncrcate sunt direct ionizante. Radiaia electromagnetic i neutronii sunt indirect ionizante prin electronii produi la interacia cu substana de ctre radiaia electromagnetic i protonii produi de ctre neutroni.

49. d

Transferul liniar de energie TLE reprezint energia pierdut de particulele ncrcate pe unitatea de lungime a traiectoriei lor n substan. Electronii i pozitronii pierd n esut moale 0,5 keV/m iar particulele alfa 100 keV/m. Energia pierdut se transform n principal n cldur dar efectul este neglijabil. ntr-o examinare CT complet a capului se degaj 0,2 J n timp ce un cuptor cu microunde cu puterea de 500 W produce n 10 secunde 5000 J.

50. e


RTG - v.1.5 12

Radiaia cosmic este compus din particule de mare energie.

51. e

Ultrasunetele nu sunt radiaii ionizante. Fotonii i neutronii sunt radiaii indirect ionizante n timp ce particulele ncrcate (electroni i pozitroni) sunt radiaii direct ionizante.

52. d

Frecvena este invers proporional cu lungimea de und.

53. a

Puterea este produsul tensiunii (kV) cu intensitatea (mA) i se msoar n wai (1 W = 1J/s)

54. b

Transformator - un aparat care modific mrimea tensiunii de intrare. Transformator ridictor de tensiune - mrete mrimea tensiunii de intrare. Transformator cobortor de tensiune - micoreaz mrimea tensiunii de intrare. Autotransformator - permite reglarea continu a modificrii mrimii tensiunii de intrare.

55. e

Forma de und cu o singur faz, datorit scderii la zero a tensiunii n cursul unui ciclu, duce la producerea mai multor radiaii cu energie mic care nu contribuie la formarea imaginii i deci la mrirea timpului de expunere.

56. c

Pn la 99% din energia electronilor este pierdut n interacia cu nveliul electronic al atomilor intei iar restul sub form de radiaie X de frnare i caracteristic.

57. b

Spectrul continuu al radiaiei X se obine prin frnarea electronilor n cmpul nucleelor intei.

58. c

nalta tensiune a tubului determin energia maxim a radiaiei X. Dublarea valorii curentului prin tub duce la dublarea cantitii de radiaie produs dar nu modific energia acesteia.

59. c

Radiaia caracteristic apare ca urmare a tranziiei electronilor de pe niveluri superioare pe niveluri inferioare (n special K).

60. a


RTG - v.1.5 13

Radiaia X caracteristic reprezint numai cteva procente din radiai X produs.

61. c

Curentul prin tub reprezint curentul de electroni de la filament (catod) la int (anod) pui n micare de nalta tensiune aplicat tubului. Valorile curentului prin tub variaz de la 1 mA la 1000 mA.

Energia (keV) Energia (keV)

Nu

mr

de

fo

ton

i

Nu

mr

de

fo

ton

i

Efectul curentului i tensiunii tubului asupra spectrului radiaiei X (A) dac se mrete curentul (mA), iar tensiunea i timpul de expunere sunt constante, intensitatea radiaiei X crete, dar distribuia n energie rmne aceeai; (B) dac se mrete tensiunea (kVp), iar curentul i timpul de expunere sunt constante, intensitatea, pic-ul i energia medie a radiaiei X crete.

62. a

Puterea radiaiei crete liniar cu intensitatea curentului i numrul atomic i proporional cu ptratul creterii tensiunii de accelerare.

63. e

Energia maxim a radiaiei X de frnare este determinat de energia cinetic maxim a electronilor incideni pe int. Energia cinetic crete cu tensiunea de accelerare. Mrirea filtrrii scoate radiaiile cu energie mic din fascicul, deci l durific, mrind implicit energia medie. Produsul curentului (mA) cu timpul (s) numit produsul miliampersecund caracterizeaz randamentul tubului; cantitatea de radiaie crete direct proporional cu mAs dar spectrul energetic nu este influenat. Modificarea distanei la surs, n lipsa unor interacii, nu schimb spectrul energetic, reduce doar intensitatea fasciculului.


RTG - v.1.5 14

64. e

Fasciculul de radiaie X este polienergetic, adic format din fotoni de diverse energii, are un spectru continuu cu energia maxim egal cu energia dat de nalta tensiune aplicat tubului n momentul producerii radiaiei X peste care se suprapune radiaia X caracteristic. Calitatea radiaiei X se refer la energia efectiv a fotonului produs i caracterizeaz penetrabilitatea acesteia prin substan. Energia efectiv este ntre o treime i jumtate din energia maxim a fotonilor produi. Creterea tensiunii de vrf (kVp) aplicat tubului crete randamentul acestuia, energia maxim a fotonilor produi, energia medie a fasciculului i deci calitatea radiaiei. O regul empiric spune c o cretere cu 15% a tensiunii de vrf are acelai efect asupra nnegririi filmului ca i dublarea mAs. Reducerea ondulaiei formei de und crete energia medie a fotonilor i deci calitatea fasciculului (acesta este unul din avantajele generatorilor cu nalt frecven). Mrirea filtrrii n fascicul reduce radiaia de energie mic din acesta, l durific, deci i mrete calitatea.

65. d

Reducerea filtrrii permite radiaiei de energie mic s rmn n fascicul deci intensitatea acestuia se mrete. Toi ceilali parametrii amintii n ntrebare influeneaz direct proporional cantitatea de radiaie produs de tub, deci creterea/scderea lor duce la creterea/scderea cantitii de radiaie.

66. b


Nu

mr

de

fo

ton

i

Nu

mr

de

fo

ton

i



RTG - v.1.5 15

Filamentul este sursa electronilor accelerai n tub; acetia sunt produi prin efect termoelectric. Cantitatea de electroni emii depinde de temperatura filamentului deci de intensitatea curentului care trece prin el. Anoda rotativ crete capacitatea termic i permite pete focale mai mici i puteri mai mari. Filtrarea este exterioar tubului rontgen. Mrimea petei focale depinde de forma filamentului, focalizare i tensiunea aplicat ntre catod i anod.

67. d

La tensiunea de saturaie (peste 40 kVp) toi electronii emii n filament sunt dirijai spre anod i deci curentul prin filament determin direct curentul prin tub. Puterea disipat de filament este cca. 40 w (la o tensiune de alimentare de 10 V).

68. d

Anozii trebuie s aib capacitate termic mare, n caz contrar sunt n pericol de a fi distrui prin topire la ncrcri mai mari. Capacitatea termic poate fi mrit prin evacuarea rapid a cldurii care apare la producerea radiaiei X (99% din energia electronilor incideni) prin rcire forat, rotirea anodei astfel nct s prezinte o pist i nu un punct pentru frnarea electronilor. Randamentul de producere a radiaiei X de frnare este dat cu aproximaie de formula kV x Z x 10-6, deci crete cu creterea numrului atomic Z. n general intele (anozii) sunt confecionate din tungsten (Z=74) care are i punctul de topire destul de ridicat.


RTG - v.1.5 16

69. e

Pata focal este sursa aparent a radiaiei X n tubul rontgen. Pata focal trebuie s fie suficient de mic pentru a produce imagini cu rezoluie spaial bun i suficient de mare pentru a permite ncrcri mari ale tubului fr s se topeasc inta.

70. a

Principiul focarului liniar permite, prin nclinarea intei (anodei) la un anumit unghi fa de direcia electronilor, ncrcarea mai mare a tubului la o pat focal mai mic.

Motor cu inducie Balon vidat

Unghiul anodului

Anod rotativ

Electroni

inta de tungsten

Dispozitiv de focalizare

Filament catod Fereastra Filtru adugat

Colimatoare

Radiaia X

Principiul focarului liniar

Radiaia X

Componentele principale ale unui tub de raze X


RTG - v.1.5 17

71. e

Valoarea petei focale dat de fabricant se numete valoare nominal (pentru radiologie este n intervalul 0,1 1,2 mm). Dimensiunea petei focale poate fi msurat cu ajutorul unei camere obscure, mira stea sau cu bare sau a unei camere cu fant. Valoarea msurat este cu pn la 50% mai mare dect cea nominal. Dimensiunea petei focale crete cu creterea amperajului datorit forelor de repulsie dintre electronii adiaceni. Aceast mrire se numete blooming (nflorire). Filtrarea adiional modific spectrul energetic al fasciculului i nu are nicio legtur cu pata focal.

72. e

99% din energia electronilor care lovesc inta se transform n cldur prin interacia cu electronii de pe nivelurile exterioare. Numai 1% din energia electronilor incideni se transform n radiaie X de frnare.

73. b

Motor cu inducie Balon vidat

Unghiul anodului

Anod rotativ

Electroni

inta de tungsten

Dispozitiv de focalizare

Filament catod Fereastra Filtru adugat

Colimatoare

Radiaia X

Principiul focarului liniar

Radiaia X

Componentele principale ale unui tub de raze X


RTG - v.1.5 18

Pentru un tub cu tensiunea V i intensitatea I a curentului constante formula V x I x t (timpul de expunere) reprezint energia total depozitat.

74. e

Cldura se disipeaz prin radiaie n vidul din tub ctre pereii acestuia.

75. b

Filtrele elimin din fascicul radiaia de energie mic care nu contribuie la formarea imaginii dar mrete doza ncasat de subiectul iradiat.

76. d

Filtrele reduc intensitatea fasciculului prin eliminarea radiaiei de mic energie deci timpul de expunere va trebui s fie mrit.

77. d

Energia (keV)


Radiaie X de frnare


Energia maxim

Nu

mr

ul d

e fo

ton

i



RTG - v.1.5 19

Numai filtrarea afecteaz energia medie a fotonilor deci calitatea fasciculului de radiaie X, ceilali patru factori amintii n ntrebare afecteaz cantitatea de radiaie deci intensitatea fasciculului.

78. c

Unghiul intei (anodului) este unghiul format de direcia electronilor incideni pe int cu perpendiculara pe planul intei. Radiaia X de frnare este produs izotrop (cu intensitate egal n toate direciile). Efectul de umbr (de ecranare sau n englez heel effect) a anodului const n reducerea intensitii fasciculului la marginea dinspre anod ca urmare a absorbiei mai mari a radiaiei ce trebuie s traverseze materialul anodului. Reducerea efectului de umbr se poate obine prin creterea unghiului intei, creterea distanei surs imagine, micorarea cmpului.

79. d

Valoarea permis pentru radiaia de fug este normat; pentru tuburile folosite n rontgendiagnostic aceasta nu trebuie s depeasc 1 mGy/h la 1 m de pata focal.

Energia (keV)


Radiaie X de frnare


Energia maxim

Nu

mr

ul d

e fo

ton

i



RTG - v.1.5 20

80. b

81. c

Radiaia de fug este controlat prin protecia cupolei.

82. d

99% din energia electronilor care lovesc inta se transform n cldur prin interacia cu electronii de pe nivelurile exterioare.

Numai 1% din energia electronilor incideni se transform n radiaie X de frnare.

83. d

Filtrarea fasciculului depinde de fereastra tubului rontgen i de filtrarea adugat i este independent de tensiunea aplicat tubului.

84. a

Energia cinetic maxim a electronilor este de 100 keV pe care pot s o piard n ntregime n procesul de frnare i s dea natere la radiaii X cu energia maxim egal cu 100 keV.


Nu

mr

de

fo

ton

i

Nu

mr

de

fo

ton

i



RTG - v.1.5 21

85. d

Energia maxim a fotonilor este egal cu diferena de tensiune dintre anod i catod.

86. b

Intensitatea radiaiei X este aproximativ proporional cu numrul atomic.

87. d

Dimensiunea petei focale este irelevant pentru efectul de umbr al anodului.

88. e

Generatorul trifazat are o ondulaie a formei de und mai mic i deci fotonii au o energie medie mai mare

89. b

Energia (keV)


Radiaie X de frnare


Energia maxim

Nu

mr

ul d

e fo

ton

i



RTG - v.1.5 22

Radiaia X de frnare este produs prin fenomenul cuantic de decelerare (frnare) a electronilor n cmpul nuclear al atomului int.

90. c

91. a

Energia (keV)


Radiaie X de frnare


Energia maxim

Nu

mr

ul d

e fo

ton

i



RTG - v.1.5 23

92. c

Calitatea fasciculului caracterizeaz penetrabilitatea acestuia i se determin ca fiind grosimea de aluminiu, exprimat n milimetri, necesar s reduc intensitatea fasciculului cu 50%.

93. b

Randamentul tubului rontgen nu are o relaie direct cu capacitatea termic a anodului. Capacitatea termic a anodului determin ncrcarea maxim a tubului rontgen i frecvena expunerilor.

94. b

Intensitatea maxim a fasciculului de raze X este la marginea dinspre catod i minim la marginea dinspre anod datorit absorbiei n acesta (efectul de umbr - heel effect).

95. c

Radiaia primar - radiaia transmis prin fereastra tubului rontgen i care formatat cu ajutorul filtrelor i colimatorilor este utilizat la obinerea imaginii radiologice. Radiaia mprtiat - radiaia difuzat de obiectul de radiografiat. Radiaia de fug - radiaia emis de tub n toate direciile cnd radiaia primar este obturat. Mrimea radiaiei de fug este limitat legal la valoarea de 1 mGy/h la distana de 1m de la pata focal pentru aparatele utilizate n rontgendiagnostic. Radiaie retromprtiat - radiaia difuzat n sens contrar direciei de deplasare a fasciculului primar.


Nu

mr

de

fo

ton

i

Nu

mr

de

fo

ton

i



RTG - v.1.5 24

96. b

Cristale de bromur de argint Filmul (radiologic) const dintr-o emulsie cu grosimea de 10 m depus pe un suport de poliester (Mylar) cu grosimea de 150 m la 200 m. De obicei emulsia este depus pe ambele fee ale suportului. Mai poate exista un strat protector i un strat anti electricitate static. Emulsia conine granule de halogenuri de argint (109 granule per cm3) care prin expunere la lumin sau radiaie X formeaz o imagine latent. Developare = procesul (revelare - splare - fixare - splare) prin care imaginea latent este transformat n imagine vizibil permanent.

97. e

Granulele expuse care conin cca 106 la 107 atomi sunt reduse la particule de argint metalic, care are culoarea neagr.

98. b

Revelator - o soluie alcalin care, prin aportul de electroni, reduce ionii pozitivi de argint formai ca urmare a expunerii la lumin sau radiaie la atomi de argint. Voal - nivelul de nnegrire produs la developare n absena oricrei expuneri la radiaie a filmului. Creterea temperaturii revelatorului sau a timpului de revelare duce la creterea densitii i contrastului filmului i a voalului.

99. b

Fixatorul (soluia fixatoare) - conine i acid acetic i are ca scop ndeprtarea granulelor de halogenur de argint neexpuse i inhibarea revelrii. Fixatorul face imaginea stabil i filmul insensibil la lumin.

100. e

Maina automat de developat (procesorul de filme) trece automat, cu ajutorul unor role, filmul i l menine un timp prestabilit, prin soluiile de relevare, fixare i splare i n final l usuc. Soluiile trebuiesc nlocuite dup un timp de utilizare, conform cu recomandrile productorului.

101. d

Densitatea optic (DO) = lg(I0/It) unde I0 este intensitatea luminii incidente pe film iar It este intensitatea luminii transmise prin film.

Densitatea optic msoar gradul de nnegrire al filmului i este direct proporional cu intensitatea radiaiei care cade pe film.

Filmele obinute n rontgendiagnostic cu densitatea optic ntre 0,3 i 2 sunt considerate corespunztoare pentru a fi interpretate.

Densitatea optic se msoar cu ajutorul unor aparate numite densitometre.

102. b


RTG - v.1.5 25

Datorit definiiei logaritmice a densitii optice aceasta este aditiv. Rspunsul fiziologic al ochiului la luminozitate este logaritmic.

103. a

Ecranul intensificator convertete imaginea X n imagine luminoas care se imprim pe film. Pentru fiecare foton X absorbit, cristalele de luminofor emit mai muli fotoni de lumin. Ecranul intensificator este format dintr-un strat cu grosimea de la 40 m la 200 m de cristale de luminofor depuse pe un suport din poliester. Pentru aceiai densitate optic a filmului utilizarea ecranelor intensificatoare are nevoie de un mAs mai mic, ceea ce reduce doza pacientului, sau de un timp de expunere mai mic ceea ce reduce artefactele datorate micrii. Randamentul de absorbie - procentul fotonilor X absorbii n ecran i este egal cu 25%. Randamentul de conversie al unui ecran se refer la procentul din energia radiaiei X transformat n energie luminoas i este de cca. 10%. Factorul de intensificare al unui ecran reprezint raportul expunerilor unui film fr i cu ecran pentru a obine o densitate optic dat. Factorii de intensificare tipici sunt de la 30 la 50.

104. d

Ecranele de intensificare cu pmnturi rare sunt mai rapide dect cele cu tungstanat de calciu datorit randamentelor de absorbie i conversie mai mari n domeniul de energie al radiaiei X utilizate n rontgendiagnostic. Necesit deci doze de expunere mai mici pentru o aceeai densitate optic a filmului. Ecranele cu Gd2O2S emit lumin verde i sunt utilizate cu filme ortocromatice. Ecranele cu LaOBr sau cu CaWO4 emit lumin albastr i sunt utilizate cu filmele convenionale.

105. e

Sistemul film ecran este format dintr-o caset opac la lumin i dou ecrane intensificatoare ntre care se pune filmul radiologic. Caseta are faa dinspre expunere confecionat din materiale slab absorbante la radiaia X cum ar fi aluminiul sau fibrele de carbon. Viteza unui sistem film ecran este egal cu inversul expunerii necesare pentru obinerea unei densiti optice date. Pentru sistemele utilizate n radiologie viteza are valori ntre 50 i 800. Prin convenie viteza unui sistem film ecran cu ecran cu CaWO4 este luat egal cu 100. Viteza ecranului crete cu grosimea acestuia i cu randamentul de absorbie i conversie. Ecranele de mare vitez sunt mai groase i au o rezoluie spaial mai proast.

106. e

Contactul film ecran nu are legtur cu densitatea optic a filmului. Contactul film ecran poate fi evaluat prin radiografierea unei plase metalice. Pe imagine trebuie s se disting reeaua metalic.

107. a


RTG - v.1.5 26

Dimensiunea petei focale nu influeneaz viteza sistemului film ecran.

108. c

O imagine satisfctoare pentru un sistem film ecran cu viteza 200 se obine cu o expunere de 5 Gy. Pentru obinerea unor imagini corespunztoare expunerea este controlat cu un exponometru care msoar expunerea la intrarea n caset i ntrerupe iradierea cnd s-a atins valoarea optim.

109. e

Radiaia mprtiat reduce contrastul obiectului. Raportul ntre fotonii mprtiai la fotonii primari este de 5:1 pentru prile mai groase ale corpului, cum ar fi stomacul. mprtierea crete cu dimensiunea cmpului i grosimea obiectului iradiat.

110. e

Grila antidifuzoare reprezint o alternan de benzi liniare absorbante (n general plumb) i benzi transparente la radiaie X aezate ntre obiectul iradiat i caset. Aceasta reduce substanial radiaia mprtiat care ajunge la caset. Raportul (de) grilei este dat de raportul ntre nlimea grilei n direcia fasciculului de radiaie X i limea unei benzi transparente. Raportul de gril tipic este n intervalul de la 4 la 6. Densitatea de linie este definit ca numrul de linii pe unitatea de lungime 1/ (D+ d) unde D este limea benzii transparente iar d limea benzii absorbante. Valoarea densitii de linie este n intervalul de la 25 la 60 linii pe centimetru. Gril focalizat are benzile absorbante divergente i trebuie utilizat la o anumit distan focal. Gril oscilant - grila se mic n timpul expunerii astfel nct s nu apar pe imagine. Dispozitivul care realizeaz aceste oscilaii ale grilei se numete dispozitiv Bucky.

111. e

Transmisia primar reprezint procentul din radiaia primar (nemprtiat) care trece prin gril. Factorul Bucky este dat de raportul dintre radiaia incident pe gril i radiaia transmis. Valoarea factorului Bucky se situeaz n intervalul de la 2 la 6. Factorul de mbuntire a contrastului este definit ca raportul dintre contrastul obinut cu gril i contrastul fr gril. Valoarea lui este aproximativ 2. Creterea raportului de gril duce la creterea contrastului, a ncrcrii tubului rontgen i a expunerii pacientului.

112. c

Grilele oscilante care au de regul raportul 12:1 sunt foarte sensibile la alinierea n fascicul, caracteristic care nu le recomand pentru aparatele rontgen mobile. Pentru aparatele mobile se utilizeaz grile fixe cu raportul 6:1

113. d


RTG - v.1.5 27

114. d

Intensificatorul de imagine (cunoscut n practica radiologic i sub denumirea de amplificator de imagine) convertete radiaia incident n imagine luminoas amplificat. El const dintr-o incint vidat (nveli din sticl, aluminiu sau un material neferomagnetic) care conine luminoforul de intrare, fotocatodul, lentilele electrostatice de focalizare, anozii de accelerare, luminoforul de ieire. Luminoforul de intrare (de obicei CsI) absoarbe fotonii de radiaie X i emite fotoni de lumin care sunt absorbii de fotocatod care emite fotoelectroni ce sunt accelerai de tensiunea aplicat anozilor (25 kV la 35 kV) n tubul amplificator i focalizai pe luminoforul de ieire (de obicei ZnCdS:Ag) care emite un numr mare de fotoni de lumin. Astfel se obine o imagine mrit a imaginii radiologice de la intrarea n tub.

115. a

Amplificarea strlucirii reprezint raportul strlucirii luminoforului de ieire la strlucirea luminoforului de intrare. Poate avea valori de cteva mii. Amplificare prin minimizare reprezint creterea strlucirii imaginii ca urmare a reducerii n dimensiunea imaginii de la luminoforul de intrare la luminoforul de ieire (di/do)2 unde di este diametrul luminoforului de intrare iar do diametrul luminoforului de ieire. Pentru un

Electrozi de focalizare

Fascicul de electroni

Radiaie X incident

Luminofor de ieire

Luminofor de intrare

Fotocatod Foi de aluminiu Tub vidat

Fotoni de lumin

Componena unui intensificator de imagine


RTG - v.1.5 28

intensificator de imagine tipic de 25 cm cu diametrul luminoforului de ieire de 2,5 cm, amplificarea prin minimizare este egal cu 100. Amplificarea prin flux reprezint numrul crescut de fotoni de lumin emii din luminoforul de ieire fa de cei emii din luminoforul de intrare. Valoarea acesteia este de la 50 la 100. Factorul de conversie este raportul luminanei - exprimate n candele pe metru ptrat (cd/m2) - luminoforului de ieire la debitul de expunere - exprimat n Gy/s. Factorul de conversie este parametrul utilizat pentru caracterizarea performanelor intensificatorilor de imagine i are valoarea de la 10 la 30 (cd/m2)/( Gy/s).

116. a

Pentru meninerea nivelului de strlucire constant la luminoforul de ieire trebuie mrit expunerea luminoforului de intrare dac dimensiunea cmpului se micoreaz. Dac dimensiunea amplificatorului de imagine se reduce de dou ori, expunerea trebuie s se mreasc de patru ori pentru pstrarea strlucirii la luminoforul de ieire. Strlucirea amplificatorului de imagine scade cu vrsta acestuia.

117. c

Rezoluia spaial n centrul amplificatorului de imagine este de ordinul 4 la 5 pl/mm. Rezoluia spaial se reduce spre marginile amplificatorului de imagine. Raportul de contrast al amplificatorului de imagine este raportul intensitii luminoase periferice la intensitatea luminoas central cnd se formeaz imaginea unui disc din plumb total absorbant care acoper 1/10 din suprafaa luminoforului de intrare. O valoare tipic pentru raportul de contrast este 20:1.

118. d

ntrzierea reprezint continuarea luminiscenei luminoforului de ieire dup ncetarea iradierii luminoforului de intrare. La amplificatoarele de imagine moderne este n jur de 1 milisecund. Distorsiunea sub form de pern se manifest la toate amplificatoarele de imagine i const n curbarea liniilor drepte. Reprezint cam 3% la un amplificator de 23 cm. Vinietarea este fenomenul de scdere a luminozitii spre marginea cmpului imaginii amplificatorului de imagine i este tipic sub 25%.

119. e

Plpirea este fenomenul de licrire a ecranului monitorului perceput de ochi ca urmare a vitezei de schimbare a cadrelor. Peste o vitez de schimbare a cadrelor de 30/secund, cu formarea cadrelor prin explorare ntreesut, ochiul nu mai percepe schimbarea lor i nu mai apare plpirea ecranului.

Explorare (scanare) ntreesut (interlacing) - sistemul de scanare mai nti a liniilor cu so apoi a liniilor fr so i ntreeserea lor pentru obinerea unui cadru. Sistemele TV convenionale au 525 de linii pentru un cadru. Pentru mbuntirea rezoluiei cu un factor egal cu doi, sistemele TV utilizate n radiologie au 1000 de linii per cadru.

Camerele TV pot fi operate i n modul de scanare progresiv (linie dup linie) a rastrului. Acest mod de operare este utilizat n sistemele digitalizate pentru c reduce artefactele datorate micrii.


RTG - v.1.5 29

120. d

Camer TV tip VIDICON - acest sistem are o mare remanen a imaginii ceea ce permite mbuntirea calitii acesteia prin medierea pe mai multe cadre secveniale ale imaginii. Sistemul mbuntete contrastul n fluoroscopie comparativ cu amplificatorul de imagine. Camer TV tip PLUMBICON - sistemul are o mic remanen a imaginii, proprietate ce permite urmrirea imaginilor n micare fr distorsiuni de liniaritate apreciabile dar cu creterea marmorrii cuantice. Camera TV tip CCD - practic nu are remanen a imaginii.

121. c

Rezoluia vertical teoretic pentru un sistem TV cu 525 de linii i un amplificator de imagine de 23 cm este 1 pl/mm. Factorul Kell - raportul dintre rezoluia msurat i rezoluia teoretic i este n general egal cu 0,7.

122. b

Rezoluia orizontal este dat de lrgimea de band a sistemului TV i este egal cu rezoluia vertical.

123. e

Rezoluia limit pentru un sistem TV i un amplificator de imagine cu dimensiunea 15 cm este 1 pl/mm; rezoluia limit pentru amplificatorul de imagine nsui este 4 pl/mm.

124. e

Controlul automat al luminozitii n fluoroscopie modific raportul tensiune de vrf/ miliamperaj cu scopul meninerii constante a luminozitii imaginii la ieirea din amplificatorul de imagine.

125. c

Debitele de expunere la poarta de intrare la piele n fluoroscopie este ntre 10 i 100 mGy/minut. La anumii pacieni de dimensiuni mai mari, pentru meninerea calitii imaginii, este permis o fluoroscopie de mare expunere (pn la 200 mGy/minut) cu activarea unor mecanisme de supraveghere a aparatului i a unor indicatori audibili/vizibili care arat c s-a activat acest mod de expunere.

126. b

127. a


RTG - v.1.5 30

128. c

Descrcrile de electricitate static las urme caracteristice pe film.

129. a

Procesul de developare este foarte sensibil la temperatura revelatorului iar calitatea filmului developat este apreciat prin msurarea densitii de nnegrire.

130. b

nnegrirea maxim a unui film radiografic nu depete 3,5 uniti de densitate optic.

131. d

Voalul propriu al filmului (baza) se refer la densitatea optic numai a suportului filmului, care absoarbe o mic parte din lumina incident. Acesta are valoarea ntre 0,1 i 0,2 uniti de densitate optic.

132. c

133. e

Va crete doza pacientului deoarece reducerea temperaturii procesorului de film scade viteza filmului deci necesit o expunere mai mare.

134. e

Contrastul imaginii va fi mai mare pentru c gradientul sistemului ecran/film este n general mai mare dect al filmului singur

135. d

Conform enunului este transformat n lumin o energie egal cu 3000 eV, deci se produc 1000 de fotoni de lumin albastr.

136. a

Grilele atenueaz toate radiaiile mprtiate dar preponderent este mprtierea Compton.

137. a

Cea mai mic mprtiere apare n cazul radiografierii extremitilor deoarece utilizarea unei radiaii de energie mic i prezena osului fac ca majoritatea interaciilor s fie sub form de efect fotoelectric, deci practic fr radiaie mprtiat.

138. e

Fotocatozii convertesc lumina n electroni.


RTG - v.1.5 31

139. b

Factorul de conversie tipic pentru un intensificator de imagine este 20 cd/m2 per Gy/s.

140. e

Rezoluia n fluoroscopie este proporional cu numrul de linii TV. Tub

rontgen

Fascicul radiaie X

Pacient

Intensificator de imagine

Sistem optic Camera

TV

Monitor TV

Semnal video

Oglind de divizare a fasciculului

Cine-camera sau fotospot

Controlul automat al luminozitii

Exemplul de sistem fluoroscopic

141. b

Durificarea fasciculului duce la artefacte n tomografia computerizat.

142. d

Sursa dominant de zgomot n fluoroscopie este moararea cuantic care poate fi redus prin mrirea numrului de fotoni care particip la formarea imaginii, deci mrirea expunerii. Tub

rontgen

Fascicul radiaie X

Pacient

Intensificator de imagine

Sistem optic Camera

TV

Monitor TV

Semnal video

Oglind de divizare a fasciculului

Cine-camera sau fotospot

Controlul automat al luminozitii

Exemplul de sistem fluoroscopic


RTG - v.1.5 32

143. b

Densitatea optic total va fi 3 care transmite numai 0,1% din lumina incident.

144. d

Randamentul de conversie nu poate depi 100%. Ecranele intensificatoare cu pmnturi rare au un randament de conversie mai mare.

145. a

Raportul de gril determin eficiena ndeprtrii radiaiei mprtiate.

146. b

Doza la pacient crete deoarece dac eficiena de conversie a luminoforului de intrare este sczut este necesar o cantitate mai mare de radiaie pentru obinerea aceleai luminoziti a imaginii.

147. e

Luminozitatea imaginii este proporional cu numrul de fotoni absorbii n unitatea de suprafa a luminoforului de intrare a intensificatorului de imagine (deci luminozitatea este direct proporional cu numrul de fotoni absorbii i cu suprafaa luminoforului). Forma imaginii este circular, deci dac reducem raza la jumtate suprafaa se reduce de patru ori i pentru meninerea luminozitii imaginii trebuie s mrim doza la intrare de patru ori.

148. e

Nu exist timp de expunere n fluoroscopie.

149. b

Pentru producerea unei perechi de linii avem nevoie de dou linii pe monitorul TV deci rezoluia teoretic maxim ar fi 525/2 = 262 dar datorit factorului Kell = 0,7 rezoluia real care se poate obine este 180 pl/mm.

150. a

Cadrarea exact - cercul intensificatorului de imagine se potrivete exact cu cadrul filmului; ntreaga imagine este nregistrat dar se utilizeaz doar 79% din film. Supracadrarea total - cadrul filmului se potrivete n cercul intensificatorului de imagine; informaia din afara cadrului se pierde; numai 64% din imagine se nregistreaz.

151. c


RTG - v.1.5 33

Bit este elementul informaional fundamental utilizat la calculatoare i i se poate atribui o valoare din dou, deci dou nuane de gri - alb i negru. n bii pot stoca 2n nuane de gri. Byte (bait - octet) - este format din 8 bii. Cuvnt este format din 2 byte (16 bii). Memoria i cerinele de stocare pentru fiiere se exprim n multiplii: 1 kilobyte = 1024 B; 1 MB = 1024 kB; 1 GB = 1024 MB; etc.

152. b

Cnd toi biii sunt setai la zero numrul este zero. 8 bii reprezint 256 (=28) de niveluri (inclusiv zero) deci numrul este 255.

153. c

16 bii = 2 bytes O imagine necesit 0,5 MB (512 x 512 x 2). 2 GB = 2000 MB; 2000/0,5 = 4000 imagini. Pixel - este elementul individual al imaginii pentru o imagine bidimensional. n imagistica medical fiecare pixel este codat n mod normal utiliznd unul sau doi bytes. Dimensiunea matricii - numrul de pixeli din fiecare dimensiune. Dac sunt cte 1024 (k) pixeli n fiecare dimensiune atunci imaginea conine 1024x1024 = 1M pixeli. Coninut informaional al imaginii - produsul dintre numrul de pixeli utilizai i numrul de bytes per pixel. O imagine cu o matrice de 512 x 512 pixeli i 1 byte per pixel are nevoie pentru stocare de 512 x 512 x 1 = 0,25 MB.

154. b

O imagine cu dimensiunea matricii 1k x 1k = 10242 = 1M pixeli. Un megabait ca aici are 1 M pixeli i fiecare are nevoie de 1 B(yte) (8 bii) pentru codarea a 256 (28) de nuane de gri.

155. d

Cifra binar care reprezint zero i unu este un bit.

156. e

157. d

Modemul este utilizat pentru transmiterea informaiilor pe linie telefonic.

158. e

Generatorii de nalt frecven produc nalta tensiune aplicat tuburilor rontgen.

159. a

Rezoluia spaial se va dubla. Timpul de transmisie, numrul de pixeli i cerinele de stocare vor crete de patru ori.


RTG - v.1.5 34

Nivelurile de gri rmn constante.

160. b

Detectori cu gaze - se colecteaz i msoar electronii produi prin ionizarea gazului aflat sub presiune ntr-o incint ca urmare a interaciei cu fotonii X. Cel mai utilizat gaz n radiologie este xenonul. Luminofori fotostimulabili - o parte din energia de interacie a fotonilor X cu corpul solid este nmagazinat n trape de electroni i eliberat ulterior cnd materialul este stimulat cu lumin. Radiografia computerizat utilizeaz ca luminofor stimulabil plci din fluorohalogenur de bariu (BaFBr) dopat cu europiu. Radiaia X interacionnd cu electronii luminoforului produce o imagine latent care este citit prin stimulare cu lumin roie (laser); se emite o lumin albastr care este citit cu un fotomultiplicator iar datele sunt stocate pe un calculator. Cantitatea de lumin produs este proporional cu expunerea la radiaia X. Placa sensibil poate fi tears cu lumina alb i reutilizat, are o gam dinamic larg, poate detecta expuneri de 100 de ori mai mici sau mai mari dect cele solicitate de sistemul ecran/film (5Gy). Scintilatorii sau luminoforii sunt materiale care emit lumin cnd sunt expuse la radiaia X. Doar ntre 2% i 20% din lumina absorbit este transformat n lumin. Detector digital de radiaie X - cu scintilatori cunoscut ca detector indirect, produce lumin ca urmare a interaciei cu radiaia X, lumin care este apoi detectat de o reea bidimensional de detectori de lumin. Cel mai utilizat scintilator este CsI care are un randament de conversie de 10%. Fotoconductor - un dispozitiv cu corp solid care detecteaz direct radiaia X. Cel mai utilizat fotoconductor est seleniul. Rezoluia spaial a acestor detectori este foarte bun.

161. e

Camerele TV sunt utilizate n fluoroscopie. Camerele Tv lucreaz n modul de 1000 linii care duc la un cadru de 1M pixeli i o imagine de 1 MB sau 2 MB. Convertor analog digital transform semnalul analog dat de camera Tv n unul digital. CCD - circuit cu cuplaj de sarcin - un dispozitiv care nlocuiete camera Tv i care nregistreaz imaginea luminoas la ieirea din amplificatorul de imagine.

162. b

Energia fotonilor X absorbit este transformat direct n sarcini electrice (electroni) stocate i ulterior citite. Cantitatea de sarcin este proporional cu energia absorbit.

163. b

Filtrul de izolare a neclaritilor amplificate este un procedeu de prelucrare a imaginilor digitale cu scopul mbuntirii vizibilitii marginilor (de ex. a cateterului). Tabele de cutare - este o metod de alterare a tonalitilor unei imagini prin atribuirea valorilor intensitii la un nivel de luminozitate dorit. Egalizarea histogramei - elimin pixelii albi i negri care nu contribuie la informaia necesar diagnosticului i extinde datele rmase pentru a utiliza toat gama dinamic. Filtrare spaial trece jos - o metod de reducere a zgomotului n care o parte a valorii medii a pixelilor nconjurtori este adugat fiecrui pixel.


RTG - v.1.5 35

Izolarea neclaritilor - o metod de amplificare a marginilor prin scderea unei versiuni mai omogene din original, care apoi este adugat la o replica a originalului. Se obin detalii mai fine dar cu preul creterii zgomotului i artefactelor. Substracia fondului - reduce digital efectul mprtierii radiaiei X i mrete contrastul. Substracia n energie - o tehnic care const n scderea a dou imagini obinute la energii diferite (de ex. 60 kV i 110 kV). Astfel n radiografiile pulmonului pot fi eliminate imaginile oaselor i mbuntit imaginea esuturilor moi.

164. d

Filtrul pentru nivelul K - un material care absoarbe radiaia X cu energia sub cea corespunztoare nivelului K (nivelul K al pturii de electroni din atom). Ex. filtrul de molibden utilizat n mamografie.

165. c

Luminozitatea unui sistem de afiare n radiologie este n jur de 300 cd/m2 n timp ce negatoscoapele utilizate n radiologie au 1500 cd/m2. Afiarea n radiologia digital se refer la prezentarea imaginii pe tubul catodic al unui monitor sau pe un ecran plat. Sistemele de afiare pentru interpretarea imaginii n radiologie au o matrice cu dimensiunea 2 x 2,5 k. Operatorul poate modifica luminozitatea i contrastul imaginii. Copierea (pe hrtie sau film - hard copy) se realizeaz cu un dispozitiv laser.

166. b

O matrice cu dimensiunea 1 k x 1k permite 500 perechi de linii care pot fi alocate pe 250 mm (dimensiunea amplificatorului); deci cea mai bun rezoluie care se poate obine este 2 pl/mm (500/250). Spot film metoda prin care se obine o radiografie prin plasarea unui sistem film-caset pentru expunere n faa amplificatorului de imagine. Fluoroscopia se ntrerupe n timpul expunerii filmului. Pentru o expunere corect se utilizeaz o camer cu ionizare (fototimer) pus ntre caset i gril care ntrerupe expunerea. Fotospot film - este o metod de nregistrare indirect a imaginii din fluoroscopie prin care ieirea de la amplificatorul de imagine este transmis printr-un sistem optic la o rol de film de 70 mm sau 105 mm. Expunerea necesar pentru un cadru este de cca. 1 Gy. Imagine digital spot/fotospot - camera Tv scaneaz imaginea obinut cu un timp de expunere mic i amperaj mare n timp ce sistemul video n timp real este oprit i transmite informaiile la un calculator care le stocheaz. Matricea imaginii digitale este, n general, 1024 x 1024. Frecvena Nyquist definete cea mai mare frecven spaial care poate fi reprodus cu exactitate. Ea este egal cu 1/(2 x pasul de explorare). Pasul de explorare a unei linii de detecie de 35 cm lungime cu 2000 de detectori este egal cu 175 m (35/2000). Rezoluia spaial n cazul imaginilor digitale este afectat de deschiderea (apertura) detectorului i pasul de explorare.

167. b

Luminoforii fotostimulabili sunt mai subiri dect ceilali detectori i mai puin eficieni deci doza pacientului va fi mai mare pentru aceiai calitate a imaginii. Radiografia digital - include radiografia computerizat i detectorii panou direci i indireci.


RTG - v.1.5 36

Radiografia computerizat utilizeaz luminofori fotostimulabili care capteaz imaginea X. Aceasta este ulterior citit cu un dispozitiv laser, digitalizat i stocat n calculator. Luminoforul este pus ntr-o caset precum filmul radiologic. Detectorii panou sunt compui dintr-o matrice bidimensional de elemente, fiecare din acetia stocnd rspunsul ca sarcini electrice, ca urmare a expunerii la radiaia X, - pentru detectorii direci cu fotoconductori sau sarcina electric (produs de lumin) pentru detectorii indireci cu scintilatori. Dup expunere sarcina electric este citit electronic. Aceti detectori sunt foarte scumpi.

168. e

Fluoroscopie digital este un sistem de fluoroscopie la care semnalul dat de camera Tv este digitalizat. Urmrirea parcursului permite afiarea unei imagini capturate pe un monitor n timp ce pe un alt monitor se deruleaz imaginile n timp real. Permite de asemenea captarea imaginilor cu materiale de contrast i suprapunerea acestora pe imaginile afiate n timp real. Este util n cateterism. Filtrarea temporal digital (medierea pe cadru) este o tehnic de adunare mpreun i apoi de mediere a valorilor pixelilor din cadre succesive. Aceast tehnic reduce nivelul zgomotului aleator i deci permite reducerea dozei la pacient.

169. e

Timpul de examinare nu are nicio legtur cu calitatea imaginii.

170. c

Tensiunea tubului n tehnica fotospot trebuie s fie ntre 70 kV i 120 kV.

171. d

Angiografia digital cu substracie - o imagine fluoroscopic a vaselor obinut digital, fr substan de contrast, numit masc, este substras cadrelor ulterioare obinute cu substan de contrast. Dimensiunea matricii imaginii n fluoroscopia digital i angiografia digital cu substracie este 1024 x 1024. Rezoluia obinut este rezoluia camerei de 2 pl/mm (sistem Tv cu 1000 de linii). Nivelul de zgomot al imaginii finale n angiografia de substracie este mai mare dect al fiecreia din imaginile utilizate.

172. a

Angiografia cu substracie utilizeaz tensiuni n jur de 85 kV, cea mai potrivit pentru substana de contrast cu iod. O singur imagine (cadru) n angiografia cu substracie sau fotospot digital necesit o expunere ntre 1 i 2 Gy.

173. d

Rezoluia spaial n angiografia cu substracie este influenat n principal de matricea de digitalizare.


RTG - v.1.5 37

174. a

Dublarea matricii de achiziie va njumti dimensiunea pixelului.

175. e

Dozele n fluoroscopia digital n timp real sunt comparabile cu cele din fluoroscopia cu amplificator de imagine cu doze ntre 1 i 2 Gy la intrarea n amplificator pentru fiecare cadru. Fotospotul digital necesit expuneri pe cadru de sute de ori mai mari dect fluoroscopia digital. Valoarea expunerilor sunt alese de operator funcie de procedur, dar nu mai mari dect expunerile necesare n spot film.

176. e

DICOM (Digital Imaging and Communications in Medicine) este un standard care specific formatele imaginii.

177. a

Dispozitivele de digitalizare utilizate n radiografia digital au o rezoluie mai proast dect sistemul film/ecran. PACS ( Picture Archiving and Communications Systems) este un sistem de radiologie digital care poate nlocui n totalitate utilizarea filmului.

178. e

Teleradiografia, o tehnic de obinere de radiografii cu imagini n care se pstreaz raporturile reale dintre dimensiunile obiectelor radiografiate, nu are legtur cu arhivarea, prelucrarea i transmiterea imaginilor.

179. c

Toate operaiile aritmetice i logice sunt efectuate de unitatea central de procesare (CPU).

180. e

Fiecare imagine necesit 0,5 MB (0,5 k x 0,5 k x 2) deci stocarea celor 20 de imaginii necesit 10 MB de memorie.

181. b

n lungul unei dimensiuni de 250 mm avem 512 pixeli deci fiecare pixel are o dimensiune liniar de aproape 0,5 mm.

182. c

CCD este utilizat pentru detecia luminii (de ex. la camerele video sau n locul camerei TV).


RTG - v.1.5 38

183. e

CR - radiografia computerizat este o modalitate digital de formare a imaginii i deci nu este caracterizat de o anumit vitez; orice semnal detectat poate fi tiprit (sau afiat) la orice densitate de film dorit.

184. d

Raportul contrast zgomot este n relaie direct cu vizibilitatea leziunii. Calitatea imaginii n radiologia digital este afectat de contrast, rezoluie, zgomot i artefacte. Contrastul imaginii la imaginea digital afiat este dat de diferenele ntre intensitatea pe monitor a leziunii i a spaiului din jurul acesteia. Teoretic imaginea digital nu are un contrast limit, valoarea acestuia putnd fi reglat din fereastra de afiare i setri. Zgomotul se refer la fluctuaia ntmpltoare a valori pixelului ntr-o regiune care primete aceiai expunere la radiaie. Pentru afiajul digital cu contrast reglabil vizibilitatea leziunilor cu contrast mic este dependent de raportul contrast-zgomot.

185. e

O dimensiune tipic pentru matrice este 1024 x 1024. Parametrii tipici utilizai n angiografia cu substracie i intensificator de imagine de 23 cm sunt: tensiunea: 70-80 kVp curentul: 100-250 mA durata pulsului: 30-100 ms rata de achiziie: 2-8 cadre/s dimensiunea matricii imaginii:1024 x 1024

186. a

JAVA este un limbaj de programare i nu o component hardware.

187. c

O matrice tipic pentru imaginea obinut prin metoda fotospot are dimensiunea 1k x 1k (1 k = 1024).

188. e

Rezoluia spaial n radiografierea digitalizat, indiferent de metoda folosit (radiografierea computerizat, panouri de detecie, etc.), este n general mai proast dect cea obinut cu sistemul ecran film.

189. b

Dispozitivele de msurare a radiaiilor ionizante sunt utilizate la determinarea dozei (debitului dozei) radiaiei i nu la achiziionarea imaginilor.

190. c


RTG - v.1.5 39

Mascarea cu contururi imprecise este un algoritm de calcul care permite punerea n eviden a marginilor i nu are legtur cu substracia n energie.

191. d

Marmorarea cuantic este singura surs de zgomot n radiografierea digital cu panouri detectoare. n fluoroscopia digital intervine de asemenea i zgomotul electronic.

192. a

Imaginile obinute prin metoda fotospot digital necesit 1 Gy/cadru care este de 50 de ori mai mare dect doza necesar pe cadru n fluoroscopia digital.

193. d

n prezent sistemul PACS este foarte scump, puine uniti medicale i pot permite achiziionarea lui. Achiziionarea unui sistem PACS se justific prin reducerea cheltuielilor curente de exploatare.

194. e

Temperatura nu are niciun efect asupra contrastului obiectului. Contrastul obiectului se refer la caracteristicile de atenuare ale obiectului n comparaie cu ale structurii n care este ncastrat. Contrastul obiectului crete cu grosimea obiectului i depinde de densitate i de numrul atomic. Contrastul obiectului crete pe msur ce crete diferena ntre densitatea i numrul atomic al obiectului fa de densitatea i densitatea structurii n care se gsete. Contrastul subiectului este diferena ntre intensitatea radiaiei X transmise prin obiect i cea transmis prin structura adiacent.

195. c

Pentru un obiect dat, contrastul subiectului este afectat n special de energia fotonilor. La energii mici predomin efectul fotoelectric care este sensibil la numrul atomic i contrastul este crescut. La energii mari predomin efectul Compton i contrastul este mai mic.

196. e

Contrastul imaginii - este diferena n intensitatea obiectului i intensitatea structurii nconjurtoare pe imagine. Contrastul imaginii este rezultatul combinaiei contrastului subiectului cu influenele date de caracteristicile dispozitivelor de nregistrare i afiare a imaginii. n radiografiere cu un sistem ecran/film contrastul imaginii depinde n special de densitatea filmului. n sistemele digitalizate contrastul imaginii poate fi modificat de operator i nu exist o limitare a acestuia. Contrastul imaginii nu poate exista fr contrastul obiectului i contrastul subiectului.


RTG - v.1.5 40

Contrastul filmului - se refer la diferena n densitatea optic a filmului msurat pentru o diferen dat a expunerii incidente pe film. Contrastul filmului este determinat de panta curbei caracteristice (densitatea optic funcie de logaritmul expunerii). Contrastul optim este produs de filme cu densitatea ntre 1,2 i 1,8.

197. b

Factorul gama al filmului - este panta maxim a poriunii liniare a curbei (de nnegrire) caracteristice a filmului (densitatea optic funcie de logaritmul expunerii). Este dat n special de tipul filmului i procedura de procesare. Gradientul filmului este panta medie ntre dou densiti definite ale filmului ( de obicei 0,25 i 2 uniti de densitate optic). Latitudinea filmului reprezint domeniul nivelurilor de expunere pe care filmul poate fi utilizat. Un film cu latitudine mare are contrastul i gradientul mici. Dinamica este dat de raportul celei mai mari expuneri la cea mai mic expunere care pot fi n mod util detectate de sistemul de captare a imaginii; pentru film este de aproximativ 40:1.

Logaritmul expunerii (mR)

Den

sita

tea

opt

ic

Contrastul subiectului

Contrastul imaginii - film B

Contrastul imaginii film A

Nivel de baz + voal

Zona de subexpunere

Zona de supraexpunere

Zona de expunere liniar

Curba caracteristic a unui film radiografic Film A - de contrast mare Film B - cu latitudine de expunere mare


RTG - v.1.5 41

198. e

Marmorarea este dat de fluctuaia aleatorie a densitii la o expunere uniform.

199. d

Se utilizeaz un film cu latitudine mare din cauza diferenei mari de absorbie ntre mediastin (absorbie mare) i plmn (absorbie mic).

200. c

Agenii de contrast - mresc contrastul subiectului i sunt: spaii cu aer (contrast negativ), bariu i iod. Mrirea tensiunii tubului nu are efect asupra contrastului prin sine. Reducerea tensiunii tubului, mrirea raportului de gril i o colimare mai bun reduc radiaia mprtiat i mbuntesc astfel contrastul.

201. d

Ecranele intensificatoare subiri au o rezoluie spaial excelent dar necesit o expunere mai mare.


Den

sita

tea

opt

ic




Nivel de baz + voal

Zona de subexpunere





RTG - v.1.5 42

202. b

Ecranele intensificatoare pentru detalii sunt mai subiri i deci sunt mai lente.

203. c

Contactul film ecran prost introduce spaii cu aer care mprtie fotonii i mresc neclaritatea imaginii. Neclaritatea (fluul) imaginii apare i datorit mprtierii fotonilor n ecranul intensificator.

204. b

Mrirea petei focale mrete penumbra i deci neclaritatea imaginii. Penumbra - zona neclar de la marginea imaginii. Neclaritatea geometric (neclaritatea datorat petei focale) - apare datorit faptului c sursa nu este punctiform. Ea crete cu dimensiunea petei focale i cu distana obiect film. Neclaritatea datorat micrii - apare dac obiectul de radiografiat se mic. Nu depinde de mrirea geometric. Poate fi micorat prin reducerea timpului de expunere sau imobilizarea obiectului.

205. a

Nu se pierd detalii datorit filmului nsi. MTF pentru film este egal cu 1 pentru toate frecvenele spaiale de interes n radiologie. Penumbra apare ca rezultat al faptului c originea fasciculului de radiaie X nu este punctual (pata focal are o suprafa). Din aceast cauz la marginea imaginii apare un fluu, o reducere a netitii, care este numit fluu datorat petei focale sau neclaritate geometric. Pentru reducerea neclaritii (fluu) geometrice este necesar o pat focal ct mai mic care duce ns, la timpi de expunere mai lungi i la neclariti datorate micrii mai mari. n general tehnica mririi radiografiei duce la obinerea unor imagini de calitate mai bun. Neclaritatea geometric crete cu mrirea i cu dimensiunea petei focale.

206. b

Zgomot - fluctuaia aleatorie a intensitii imaginii n jurul unei valori medii, la o expunere uniform. Zgomotul prezent la imaginile pe film se numete marmorare radiografic i are trei componente: marmorarea datorat ecranului intensificator, marmorarea datorat filmului i marmorarea cuantic.

207. d

Zgomotul rmne constant dac numrul de fotoni absorbii nu se modific. Un ecran intensificator mai gros (mai rapid) sau cu randamentul de absorbie mai mare mrete viteza sistemului film-ecran fr s modifice zgomotul. Dac mrim viteza filmului, numrul de fotoni necesar pentru producerea unei densiti optice constante este mai mic i deci zgomotul crete.


RTG - v.1.5 43

208. e

Numrul de fotoni necesar pentru formarea unui cadru al imaginii n fluoroscopie este de sute de ori mai mic dect numrul de fotoni necesar formrii imaginii n radiografie i n consecin zgomotul este cu mult mai mare, n spe, marmorarea cuantic.

209. c

O seciune mai mare a fasciculului de fotoni duce la o mprtiere mai mare, deci la reducerea contrastului i deci la un raport contrast - zgomot mai mic. Raportul contrast - zgomot (semnal-zgomot) pentru o imagine este indicatorul de calitate al imaginii. Cu ct acesta este mai mare cu att imaginea este mai bun. Contrastul poate fi mrit la obiect cu ajutorul substanelor de contrast, la subiect prin reducerea energiei fotonilor i a mprtierilor. Zgomotul poate fi redus prin mrirea numrului de fotoni care ajung la obiect (deci creterea dozei la pacient !!) sau prin filtrare n cazul imaginilor digitale dar cu pierdere n rezoluie n acest caz.

210. d

Contrastul subiectului scade cu creterea tensiunii de vrf.

211. c

Expunerea (doza de absorbie) la piele la poarta de intrare - expunerea (doza de absorbie) datorat radiaiei incidente la poarta de intrare. Dozele la piele sunt uor de calculat sau msurat dar sunt indicatoare slabe ale riscului suportat de pacient. Ele nu iau n consideraie suprafaa iradiat, energia radiaiei incidente, sensibilitatea organelor iradiate. Doza de intrare la piele dup 2 minute de scopie va fi 2minx20mGy/min = 40 mGy. Doza la ft este aproximativ 1/4 din doza la piele.

212. e

Doza absorbit de pacient - energia total (n mJ) comunicat corpului pacientului ca urmare a iradierii i poate fi considerat o estimare grosolan a riscului la care este supus pacientul. Nu ine cont de sensibilitatea organelor expuse. Produsul doz suprafa reprezint produsul dintre doza la intrare pe piele i suprafaa iradiat. Este util la stabilirea riscurilor relative ale pacienilor supui la aceleai proceduri radiologice.

213. a

Doza semnificativ genetic ia n considerare doza primit de gonade i numrul de urmai probabili s fie produi de individ. Ea este un indicator pentru prejudiciul genetic potenial al populaiei. Este semnificativ numai la expunerea direct a gonadelor.

214. c

Doza efectiv ine cont i de sensibilitatea radiologic diferit a diferitelor organe i de ponderea lor diferit n doza pentru ntreg organismul.


RTG - v.1.5 44

O valoare tipic pentru doza la piele la o radiografiere a torsului este 0,15 mGy; doza efectiv ca urmare a acestei iradieri este cu mult mai mic 0,03 mSv.

215. e

Vrsta pacientului nu conteaz la calculul dozei eficace.

216. a

Contrastul subiectului este dat de diferenele de absorbie a diferitelor poriuni deci depinde de tensiunea aplicat tubului (energia maxim a radiaiei X produse). Ceilali factori determin modul n care contrastul subiectului este transpus n contrastul imaginii.

217. e

Contrastul filmului este maxim la o densitate optic de aproximativ 1,5 i se micoreaz n regiunile supra sau subexpuse. Ceilali factori menionai n ntrebare afecteaz contrastul subiectului.

218. c


Den

sita

tea

opt

ic




Nivel de baz + voal

Zona de subexpunere





RTG - v.1.5 45

Latitudinea este invers proporional cu contrastul.

219. e

Utilizarea unui ecran intensificator mai subire reduce neclaritatea de ecran.

220. c

Contactul prost ecran film este singura explicaie pentru apariia acestei probleme doar ntr-o regiune a filmului.

221. e

Valoare tipic pentru debitul dozei n fluoroscopie, la poarta de intrare pe piele, este 20 mGy/minut (= 20000Gy/minut). n general, debitul dozei n fluoroscopie variaz pe intervalul (10 100) mGy/minut. n cazuri speciale, pacieni supraponderali, poate ajunge la 200 mGy/minut.

222. c

Doza semnificativ genetic ia n considerare doza primit de gonade i numrul de urmai probabili s fie produi de individ. Ea este un indicator pentru prejudiciul genetic potenial al populaiei. Este semnificativ numai la expunerea direct a gonadelor.

223. a

Combinaia ecran film influeneaz contrastul imaginii.

224. d

Un gradient egal cu 3 este caracteristic unui film de contrast mare care este probabil s duc la o imagine cu contrast mare i de aceea este utilizat de obicei la mamografii.

225. c

Curentul prin tub (mA) nu contribuie la contrastul imaginii.

226. c

Ecrane intensificatoare mai groase mresc absorbia de fotoni dar reduc rezoluia spaial.

227. e

Viteza sistemului ecran film nu se modific. O rezoluie mai bun se obine dac se minimizeaz zgomotul datorat petei focale prin reducerea dimensiunii acesteia.

228. d


RTG - v.1.5 46

Creterea grosimii ecranului intensificator nu modific cantitatea de radiaie necesar pentru o anumit densitate a filmului i deci nu modific zgomotul imaginii.

229. d

10 mGy este o aproximare bun folosit ca nivel de referin n mai multe state europene. (NSR-04, Tabel II.1)

230. e

Vrsta pacientului este luat n considerare la stabilirea riscului datorat iradierii i nu la calculul dozei eficace.

231. b

Mamografele utilizeaz filtre de rodiu sau molibden. Filtrul de molibden (30 m grosime) absoarbe radiaia X de energie foarte mic i radiaia X de frnare cu energia mai mare dect energia caracteristic nivelului K (19,5 keV), mbuntind astfel contrastul subiectului. Filtrele de rodiu se utilizeaz cnd anodul tubului este din rodiu (energia nivelului K - 23,2 keV) care produce o radiaie X mai penetrant. Echipamentul pentru mamografie folosete tuburi radiogene cu tensiune mic, pete focale mici, raport de gril mic i fototaimere (care ntrerup iradierea la o anumit expunere msurat). Tuburile de voltaj mic produc radiaii X la energii (cca. 20 keV) la care predomin efectul fotoelectric la interacia cu esuturile i deci mresc contrastul subiectului i micoreaz mprtierea.

232. d

mprtierea este redus deoarece la aceste energii predomin efectul fotoelectric iar mprtierea Compton este redus..

233. a

234. d

Mamografele utilizeaz filtre de rodiu sau molibden. Filtrul de molibden (30 m grosime) absoarbe radiaia X de energie foarte mic i radiaia X de frnare cu energia mai mare dect energia caracteristic nivelului K (19,5 keV), mbuntind astfel contrastul subiectului. Filtrele de rodiu se utilizeaz cnd anodul tubului este din rodiu (energia nivelului K - 23,2 keV) care produce o radiaie X mai penetrant. Imaginea se obine cu ajutorul radiaiei caracteristice (a molibdenului sau rodiului).

235. a

Generatorii mamografelor au o putere n jur de 2,5 kW (25 kV i 100 mA).

236. d

Cerinele de luminozitate pentru negatoscop sunt diferite pentru mamografii i radiografii.


RTG - v.1.5 47

Procesorul de film este comun.

237. a

Grila de aluminiu reduce mai mult din radiaia primar provocnd creterea dozei. Utilizarea grilei reduce mprtierea dar mrete doza pacientului de trei ori. Grilele sunt mobile, cu un raport de gril de 4:1 sau 5:1.

238. e

Se utilizeaz un singur ecran subire cu absorbani uori din pmnturi rare (oxisulfat de gadoliniu activat cu terbiu) pentru reducerea difuziei n ecran i mbuntirea rezoluiei. Se utilizeaz film cu emulsie pe o singur parte pentru reducerea estomprii n receptor prin eliminarea efectelor de paralax i tranziie. Filmul se plaseaz ntre sursa de radiaie X i ecran.

239. b

O combinaie tipic ecran/film necesit o expunere la ecran de la 0,05 la 0,2 mGy pentru obinerea unui film cu densitate satisfctoare. Filmele utilizate n mamografie au gradieni mari (peste 3) i latitudini mici. Densitatea optic optim a filmelor din mamografie este de la 1,5 la 2. Temperatura optim a revelatorului este de 33 C.

240. a

Exist grile special dezvoltate pentru mamografie, celulare, cu transmisie mare, care reduc mprtierea n ambele direcii.

241. d

Sistemele film/ecran cu un singur ecran intensificator mbuntesc rezoluia. Lipsa compresiei snului, supraexpunerea, contactul prost ecran film, temperatura mai mic a revelatorului nrutesc calitatea mamografiei.

242. a

Compresia snului se realizeaz cu dou palete transparente la radiaia X (factorul de transmisie cel puin 80% la 30 kVp) i reduce grosimea acestuia ntre 3 i 8 cm. Compresia, reducnd grosimea snului, permite utilizarea unei tensiuni mai mici ceea ce mrete contrastul, imobilizeaz snul reducnd neclaritile de micare, minimizeaz grosismentul imaginii, reduce neclaritile geometrice, reduce timpul de expunere.

243. e

Prin compresie snul devine mai subire i (de obicei) transparena crete.

244. b


RTG - v.1.5 48

Tehnica mririi radiografiei - mrirea este definit de raportul DSI/DSO unde DSI este distana tub (surs) imagine iar DSO distana tub obiect. n mamografie se utilizeaz DSI = 65 cm iar DSO = 35 deci o mrire de 1,8 ori. Tehnica pstreaz DSI constant i apropie snul de tub interpunnd ntre el i film un distanor. Pentru reducerea neclaritii (fluu) geometrice este necesar o pat focal ct mai mic care duce la timpi de expunere mai lungi i la neclariti datorate micrii mai mari. n general tehnica mririi radiografiei duce la obinerea unor imagini de calitate mai bun.

245. d

Mrirea n radiografiere este dat de raportul distan surs imagine la distana surs obiect. La mamografe se utilizeaz o mrire de cca. 1,8. Prezena unui spaiu cu aer reduce cantitatea de radiaie mprtiat care ajunge la film i elimin astfel necesitatea unei grile antimprtiere. Penumbra apare ca rezultat al faptului c originea fasciculului de radiaie X nu este punctual (pata focal are o suprafa). Din aceast cauz la marginea imaginii apare un fluu, o reducere a netitii, care este numit fluu datorat petei focale sau neclaritate geometric. Pentru reducerea neclaritii (fluu) geometrice este necesar o pat focal ct mai mic care duce, ns, la timpi de expunere mai lungi i la neclariti datorate micrii mai mari. n general tehnica mririi radiografice duce la obinerea unor imagini de calitate mai bun. Neclaritatea geometric crete cu mrirea i cu dimensiunea petei focale.

246. e

Rezoluia spaial limit a radiografiei computerizate este 5 pl/mm fa de sistemul film/ecran care este 15 pn la 20 pl/mm..

247. e

O pat focal mic reduce neclaritatea geometric dar duce la timpi de expunere mai mari.

int de tungsten

Fluul datorat petei focare (F) sau neclaritatea geometric

Neclaritate dat de pata focar penumbra

Imaginea 1

Imaginea 2


RTG - v.1.5 49

248. a

Probabilitatea absorbiei fotonului incident prin efect fotoelectric crete puternic cu numrul atomic i este proporional cu Z3. La energiile mici utilizate n mamografie predomin interacia prin efect fotoelectric care d un contrast mare ntre os (calciu Z=20) i esut (Z~7).

249. c

Radiaia caracteristic cu energia de 18 keV este potrivit pentru obinerea unui contrast mare ntre calcifieri i esut.

250. d

Contrastul obiectului este o proprietate fizic a acestuia i nu poate fi influenat de gril.

251. d

Rezoluia spaial nu este afectat de gril.

252. d

Viteza filmului nu influeneaz rezoluia spaial.

253. c

Mrirea necesit o pat focal mic care duce la limitarea puterii tubului (curent de numai 25 mA) care necesit mrirea timpului de expunere fa de mamografia de contact convenional.

254. e

Distana surs imagine nu influeneaz doza medie pe organ, la aceeai calitate a imaginii.

255. a

256. a

Echipamentele de mamografie moderne utilizeaz generatori de nalt frecven. Generatorii monofazai au un randament redus de producere a radiaiei X i necesit n consecin timpi de expunere mai mari.

257. a

Utilizarea grilei mbuntete calitatea imaginii prin reducerea radiaiei mprtiate.

258. d


RTG - v.1.5 50

La casetele cu un singur ecran i film cu emulsie pe o singur fa efectele de paralax i tranziie sunt reduse.

259. e

Moararea cuantic depinde de numrul de fotoni receptai i nu are legtur cu gradul de compresie al snului.

260. e

Utilizarea unei tensiuni (kVp) mai mari reduce contrastul imaginii i deci vizibilitatea microcalcifierilor.

261. d

Nu exist o relaie liniar simpl ntre doza medie glandular i tensiune. esutul glandular din sn este sensibil la inducerea cancerului prin expunere la radiaia ionizant. Mrimea utilizat la determinarea riscului de cancer radioindus este doza medie glandular. Doza medie glandular se msoar cu ajutorul unei fantome speciale. Doza medie glandular depinde de tehnica de radiografiere (kVp i mAs), grosimea snului i compoziie. Se accept pentru raiuni de dozimetrie o compoziie a snului de 50% esut glandular i 50% esut adipos i o grosime de 4,2 cm pentru snul compresat. Valorile tipice pentru doza medie glandular sunt 1,5 mGy - 2 mGy per film n tehnicile cu sistem film ecran i gril i sub 1 mGy dac nu se utilizeaz grila.

262. d

Microscopul electronic este utilizat pentru studiul n vitro a esutului.

263. d

Uniti Hounsfield HU sau numere CT exprim relaia cu coeficientul de absorbie relativ . Prin definiie, pentru un material x, avem: HUx = 1000 x (x - apa)/ apa. Deci pentru ap avem HUap = 0 iar pentru aer (aer neglijabil fa de valoarea apa ) HUaer = - 1000. Deoarece coeficientul de atenuare depinde de energia fotonilor X, numerele CT depind de tensiunea tubului i de filtrare. Voxelul este un element de volum din pacient definit ca produsul dintre suprafaa pixelului i grosimea feliei explorate.

264. a

Grsimea are numrul Hounsfield egal cu - 90.

265. e

Depinde de medierea volumic pentru c numrul CT este o mediere a coeficienilor de absorbie liniari a materialelor din voxel.


RTG - v.1.5 51

Lrgimea ferestrei - determin intervalul dintre alb i negru. Nivelul ferestrei definete valoarea median a intervalului dintre alb i negru. Prin setarea valorilor lrgimii i nivelului ferestrei se optimizeaz afiarea imaginilor obinute la CT prin determinarea valorilor strlucirii i contrastului atribuite datelor imaginii CT. De exemplu afiarea imaginilor CT cu alegerea lrgimii ferestrei la 100 HU i nivelul la

teste grila radioprotectie raspunsuri

Documents