Tyto stránky jsou zastaralé a nepředstavují aktuální webovou prezentaci Univerzity Palackého.
Pokud jste sem zabloudili omylem, aktuální web je https://www.lf.upol.cz/.
Portál  |  STAG  |  e-mail
English
Lékařská fakulta UP

Test

TEST s vyhodnocením

V následujícím testu si můžete ověřit nabyté vědomosti. Ke každé otázce jsou k dispozici 3 odpovědi, pouze jedna je správná. Po vyplnění celého testu stačí kliknout na tlačítko PŘEPOČÍTAT a budete hned vědět, kolik odpovědí bylo správných. U každé otázky se také červeně zobrazí správná odpoděď. Zopakovat test je možné po vymazání všech odpovědí stiskem tlačítka VYMAZAT ODPOVĚDI.

Hodně štěstí!!!

  • 1. Při scintigrafii se zdroj záření nachází:
     mimo tělo pacienta;
    v tělesných dutinách pacienta;
    v celém jeho těle ve formě radiofarmaka.
  • 2. Vyšetření v nukleární medicíně jsou především vyšetření:
     anatomická;
    funkční;
    morfologická.
  • 3. Planární scintilační kamera může pracovat:
     i v tomografickém režimu;
    pouze v planárním režimu;
    již se nepoužívá.
  • 4. Tomografická scintilační kamera může pracovat:
     pouze v tomografickém režimu;
    v tomografickém i planárním režimu;
    při koupi je třeba zvolit pro který režim je určena.
  • 5. Princip vyšetření v radiodiagnostice a nukleární medicíně je:
     stejný;
    rozdílný - radiodiagnostika využívá transmisního, nukleární medicína emisního způsobu zobrazení;
    rozdílný - radiodiagnostika využívá emisního, nukleární medicína transmisního způsobu zobrazení.
  • 6. Hybridní tomografické systémy v nukleární medicíně představují kombinaci:
     nukleárně medicínského a CT radiodiagnostického zobrazení;
    nukleárně medicínského SPECT a PET zobrazení;
    nukleárně medicínského SPECT nebo PET zobrazení v kombinaci s použitím diagnostiky bez ionizujícího záření například ultrazvuku.
  • 7. Pacient, který podstoupil scintigrafické nukleárně medicínské vyšetření:
     není po skončení vyšetření zdrojem ionizujícího záření;
    kromě případů použití radionuklidů s velmi krátkým poločasem přeměny (v řádu sekund či minut) zůstává po vyšetření zdrojem ionizujícího záření;
    zůstává zdrojem ionizujícího záření po celý zbytek života.
  • 8. Pozitronová emisní tomografie využívá:
    efektu tvorby elektron pozitronových párů;
    fotojaderných reakcí;
    anihilace elektronu s pozitronem.
  • 9. Při fotoefektu foton:
    interaguje s celým elektronovým obalem;
    pouze s jedním elektronem z celého elektronového obalu;
    pouze s některým z vnitřních elektronů elektronového obalu.
  • 10. Při fotoefektu foton:
    předá veškerou svou energii elektronu;
    získá energii interakcí s elektronem;
    interaguje s elektronem, odrazí se od povrchu atomového jádra – dochází ke zpětnému rozptylu.
  • 11. Comptonův jev spočívá v rozptylu fotonu ionizujícího záření:
    na jádře;
    na protonu v jádře;
    na elektronu v elektronovém obalu.
  • 12. Po Comptonově jevu má foton:
    vyšší energii než před rozptylem;
    nižší energii než před rozptylem;
    nenastává žádná změna energie.
  • 13. Fotoefekt v měkké tkáni je na rozdíl od Comptonova jevu považován za:
    úplnou absorpci dopadajícího fotonu;
    rozptylový proces;
    proces při němž se energie dopadajícího fotonu změní úměrně úhlu jeho rozptylu.
  • 14. V nukleární medicíně se využívá:
    fotoefektu;
    Comptonova jevu;
    oba dva jsou nežádoucí.
  • 15. V rozsahu energií používaných v nukleární medicíně se převážná většina interakcí odehrává:
     fotoefektem;
    Comptonovým jevem;
    anihilačním procesem.
  • 16. V důsledku vlivu statistického šumu, lze lézi v obraze vidět pouze pokud je poměr signálu k šumu:
     větší než 4;
    menší než 4;
    roven 0.
  • 17. Kontrast obrazu studené léze nemůže nikdy překročit:
    nulovou hodnotu;
    50,00%;
    100,00%.
  • 18. Čím menší je kontrast léze, tím:
     menší hustota impulzů je potřeba k jejímu zobrazení;
    větší hustota impulzů je potřeba k jejímu zobrazení;
    menší je obraz léze.
  • 19. Ve SPECT obraze je šum:
    2x vyšší než v planárním obraze;
    o 2 řády vyšší než v planárním obraze;
    o 1 řád vyšší než v planárním obraze.
  • 20. Zlepšení rozlišení při zachování doby akvizice vede:
    ke zvýšení hladiny šumu v obraze;
    ke snížení hladiny šumu v obraze;
    ke zvýšení hladiny šumu v obraze a zvýšení citlivosti systému.
  • 21. Volba hrubší obrazové matice při zachování délky akvizice vede ke:
    zlepšení rozlišení a zlepšení statistických vlastností obrazu;
    zhoršení rozlišení a zlepšení statistických vlastností obrazu;
    zhoršení rozlišení a zhoršení statistických vlastností obrazu.
  • 22. Efekt částečného objemu způsobený omezenou prostorovou rozlišovací schopností přístroje způsobuje:
    snížení kontrastu obrazu lézí 3-4krát menších než FWHM;
    z lézí 3-4krát menších než FWHM bude viditelná pouze jejich část;
    zvýšení kontrastu obrazu lézí 2-3krát menších než FWHM.
  • 23. Léze s průměrem menším než 0,5 cm je velmi obtížné zobrazit, výjimku mohou tvořit:
    studené léze s kontrastem přesahujícím 200 %;
    horké léze;
    při zobrazování nezáleží na velikosti léze, ale na její aktivitě.
  • 24. U SPECT obrazů se na rozdíl od obrazů planárních:
    uplatňuje sumační efekt;
    nemanifestuje šum tak zásadním způsobem;
    neuplatňuje sumační efekt.
  • 25. Kontrast SPECT obrazů je:
    podstatně nižší než u planární scintigrafie;
    je v podstatě stejný jako u planární scintigrafie;
    podstatně vyšší než u planární scintigrafie.
  • 26. K zeslabení svazku záření gama vycházejícího z těla pacienta při nukleárně medicínských vyšetřeních:
    téměř nedochází, převažuje však Comptonův rozptyl;
    dochází, podílí se na něm fotoefekt a Comptonův rozptyl;
    dochází, především vlivem tvorby pozitron elektronových párů.
  • 27. Vliv zeslabení je u PET vyšetření ve srovnání se SPECT vyšetřením:
    výrazně nižší, neboť energie anihilačních fotonů je 511 keV je výrazně vyšší než energie radionuklidů pro SPECT studie;
    srovnatelný, neboť v měkké tkáni je lineární koeficient zeslabení stejný v rozmezí 100 – 511 keV;
    výrazně vyšší, neboť anihilační fotony při PET vyšetření překonávají větší tloušťku pacienta.
  • 28. PET obrazy nekorigované na zeslabení vykazují:
    falešně vyšší aktivitu směrem ke středu těla;
    falešně nižší aktivitu povrchových partií těla;
    falešně vyšší aktivity povrchových partií těla.
  • 29. U SPECT/CT a PET/CT přístrojů se ke korekci na zeslabení používá:
    přímo mapa HU získaná z CT vyšetření;
    mapa lineárních součinitelů zeslabení získaná z CT vyšetření;
    mapa lineárních součinitelů zeslabení získaná z CT vyšetření přepočítaná na zeslabení 511 keV a horší rozlišení PET systému.
  • 30. Nejčastějším materiálem scintilačních detektorů planárních a SPECT systémů je:
    jodid cesný;
    jodid sodný aktivovaný thaliem;
    jodid sodný.
  • 31. Ve směru od pacienta musí ionizující záření při planární scintigrafii a SPECT projít jednotlivými částmi scintilační kamery v následujícím pořadí:
    kolimátor, scintilační krystal, světlovodič, fotonásobiče;
    scintilační krystal, kolimátor, světlovodič, fotonásobiče;
    scintilační krystal, světlovodič, kolimátor, fotonásobiče.
  • 32. Polohové obvody v detektoru scitilační kamery slouží k:
    určení polohy (natočení detektoru kamery);
    určení polohy záblesku v krystalu;
    správnému nastavení vyšetřovací polohy pacienta.
  • 33. Fotonásobič je vakuová elektronická součástka sloužící:
    k převedení scintilačních fotonů na elektrony a zesílení signálu;
    ke znásobení počtu světelných fotonů optickou cestou;
    ke znásobení počtu světelných fotonů elektronickou cestou, na výstupu jsou všechny fotony převedeny na elektrony a je vytvořen proudový impulz.
  • 34. Amplitudový analyzátor:
    umožňuje zvyšovat amplitudu registrovaných impulzů;
    umožňuje registrovat pouze impulzy ve zvoleném rozsahu energií;
    analyzuje a upravuje výšky jednotlivých impulzů na normalizovanou velikost.
  • 35. Mezi nastavením horní a dolní energetické hladiny amplitudového analyzátoru pro měření in-vitro, nescintigrafická a scintigrafická in-vivo:
    není žádný rozdíl – nastavení je vždy stejné;
    je rozdíl;
    je podstatný rozdíl – vysoce citlivá in-vitro měření vyžadují velmi úzká energetická okna.
  • 36. Kontrolou scintilačního spektra a správním nastavením energetických hladin amplitudového analyzátoru se omezuje:
    vliv fotoefektu na výsledný obraz;
    vlivu kosmického a terestriálního pozadí na výsledný obraz;
    vlivu rozptýleného záření na výsledný obraz.
  • 37. Při scintigrafii se posunutím energetického okna směrem nalevo od fotopíku dosáhne:
    zhoršení obrazové kvality zvýšením vlivu rozptýleného záření;
    zlepšení obrazové kvality snížením vlivu energií záření gama nacházejících se za fotopíkem;
    zhoršení obrazové kvality v důsledku pravděpodobného přehlcení detektoru velkým množství impulzů s energiemi nižšími než je hlavní energie záření gama.
  • 38. Se zhoršujícím se rozlišením obrazové matice dochází za jinak stejných podmínek:
    ke snížení hladiny šumu v obraze;
    ke zvýšení hladiny šumu v obraze;
    nenastává žádná změna, systém se automaticky přizpůsobí, aby zachoval konstantní kvalitu obrazu.
  • 39. Nyquistova frekvence je:
    nejnižší možná prostorová frekvence, kterou je systém schopen přenést;
    průměr mezi nejvyšší a nejnižší prostorovou frekvencí, které je systém schopen přenést;
    nejvyšší možná prostorová frekvence, kterou je systém schopen přenést.
  • 40. Kolimátor je nezbytnou součástí detektoru kamery, protože:
    bez něj není možné získat obraz distribuce radiofarmaka;
    zlepšuje kvalitu obrazu získaného bez kolimátoru;
    není důležitý, používá se pouze jako mechanická ochrana detektoru.
  • 41. Paralelní kolimátory se vyznačují tím, že:
    jimi vytvořený obraz je přímý a zvětšený;
    jimi vytvořený obraz je přímý a zmenšený;
    jimi vytvořený obraz je přímý a nemění velikost.
  • 42. Se zlepšujícím se prostorovým rozlišením paralelních kolimátorů:
    klesá tloušťka kolimátoru, ale roste velikost otvorů;
    klesá tloušťka kolimátoru i velikost otvorů;
    roste tloušťka kolimátoru, velikost otvorů se nemění nebo klesá.
  • 43. Vzhledem ke svým vlastnostem se kolimátor typu pinhole používá nejčastěji k vyšetření:
    velkých orgánů;
    malých orgánů;
    orgánů libovolné velikosti, ale uložených hluboko v těle pacienta.
  • 44. Kolimátor typu fanbeam je hybridem mezi:
    paralelním a divergentním kolimátorem;
    paralelním a pinhole kolimátorem;
    paralelním a konvergentním kolimátorem.
  • 45. Uspořádání přepážek u fanbeam kolimátoru je následující:
    v podélném směru jsou přepážky paralelní, v transaxiálním směru divergentní;
    v podélném směru jsou přepážky paralelní, v transaxiálním směru konvergentní;
    v podélném směru jsou přepážky divergentní, v transaxiláním směru paralelní.
  • 46. Obraz vytvořený fanbeam kolimátorem vykazuje následující vlastnosti:
    v podélném směru je zvětšený, transaxiální řezy zvětšené nejsou;
    v podélném i transaxiálním směru je obraz změnšený;
    v podélném směru obraz zvětšený není, transaxiální řezy zvětšené jsou.
  • 47. V případě, že se bodový zdroj vzdaluje od čela detektoru s paralelním kolimátorem:
    roste účinnost měření, neboť je ozářena větší plocha detektoru;
    klesá účinnost, neboť klesá účinnost všech otvorů kolimátor;
    účinnost se nemění.
  • 48. S rostoucí vzdáleností bodového zdroje od čela detektoru s paralelním kolimátorem:
    dochází k rozšíření profilu v obraze zdroje;
    dochází ke zúžení profilu v obraze zdroje;
    profil v obraze zdroje se nemění.
  • 49. Prostorové rozlišení scintilačních kamer závisí především:
    na rozlišení kolimátoru;
    na vnitřním (intrinsic) rozlišení detektoru;
    velikosti zobrazovaného objektu.
  • 50. Provedou-li se vyšetření téhož pacienta v různých vzdálenostech mezi pacientem a čelem kolimátoru, nastane následující:
    vyšetření provedená ve větší vzdálenosti budou díky nárůstu účinnosti měření vykazovat lepší rozlišení;
    s rostoucí vzdáleností se bude zlepšovat i rozlišení systému, od určité vzdálenosti však začne zase klesat;
    vyšetření provedená ve větší vzdálenosti budou vykazovat horší rozlišení.
  • 51. Citlivost detektoru scintilační kamery a rozlišení detektoru kamery mezi sebou:
    nemají žádnou spojitost, jedná se o nezávislé parametry systému;
    jedná se o závislé parametry, systémy s vyšším rozlišením vykazují nižší citlivost;
    jedná se o závislé parametry, systémy s nižším rozlišením vykazují vyšší citlivost.
  • 52. Dobré energetické rozlišení je výhodné:
    když se provádí vyšetření pomocí více radionuklidů najednou;
    neboť umožňuje lépe zamezit vlivu rozptýleného záření na kvalitu obrazu;
    na energetickém rozlišení systému kvalita obrazu nezávisí.
  • 53. Krátká mrtvá doba je důležitá:
    při vyšetřeních s vysokou četností impulzů;
    při vyšetřeních s nízkou četností impulzů;
    je to parametr určující rychlost s jakou je systém schopen začít nové vyšetření po skončení předchozího.
  • 54. Tomografické zobrazovací metody slouží k zobrazení:
    2D objektů jako 3D;
    3D objektů jako 2D;
    3D objektů jako 3D.
  • 55. Z určené pozice záblesku v detektoru vybaveném paralelním kolimátorem je možné určit:
    směr ze kterého byl foton záření gama emitován;
    směr ze kterého byl foton záření gama emitován a na základě jeho energie i vzdálenost od čela kolimátoru ze které byl emitován;
    z jediného záblesku nelze určit nic, je potřeba provést rekonstrukci všech tomograficky nastřádaných dat.
  • 56. Sinogram je 2D zobrazení všech získaných projekcí. Jeho název je odvozen:
    z latinského výrazu "sinister" - levý – sinogram se stáčí vždy doleva;
    z tvaru křivky vytvořené bodovým zdrojem – sinusoida;
    z latinského výrazu "singularis" - samotný, sám – jeden obraz pro všechny projekce.
  • 57. Filtrovaná zpětná projekce na rozdíl od iterativní rekonstrukce:
    není zatížena hvězdicovým artefaktem;
    je zatížena hvězdicovým artefaktem;
    ani jeden z uvedených způsobů rekonstrukce není zatížen artefakty.
  • 58. Z důvodu zachování co nejlepšího prostorového rozlišení je při SPECT vyšetřeních nutné:
    dodržet vždy co nejkratší vzdálenost mezi vyšetřovaným objektem a detektorem;
    používat kolimátory s ultravysokým rozlišením, které mají dobré prostorové rozlišení i ve velkých vzdálenostech;
    dodržet při všech projekcích stejnou vzdálenost mezi zobrazovaným objektem a detektorem.
  • 59. Přistroje pro pozitronovou emisní tomografii se vyznačují tím, že:
    používají velmi masivní wolframové kolimátory;
    nepoužívají kolimátory;
    používají kolimátory, které rotují uvnitř gantry po vnitřním obvodu detektorového prstence, čímž zabraňují registraci rozptýleného záření.
  • 60. Při pozitronové emisní tomografii se aplikují pozitronová radiofarmaka a využívá se:
    tvorby elektron pozitronových párů;
    vysoké energie emitovaného pozitronu;
    anihilace elektronu s pozitronem.
  • 61. V opačných směrech letící fotony jsou detekovány dvojicí detektorů:
    připojených ke stejnému amplitudovému analyzátoru;
    zapojených v antikoincidenci;
    zapojených v koincidenci.
  • 62. Na rozdíl od SPECT se při PET vyšetřeních využívá:
    masivnějších kolimátorů;
    elektronické kolimace;
    rotujících kolimátorů.
  • 63. Rozlišují se celkem 3 typy koincidenčních událostí. Ty které přispívají k tvorbě obrazu se nazývají:
    pravé koincidence;
    rozptýlené koincidence;
    náhodné koincidence.
  • 64. S rostoucí aktivitou v zorném poli vykazují jednotlivé typy koincidenčních událostí následující závislosti:
    pravé a náhodné koincidence rostou s druhou mocninou aktivity, rozptýlené koincidence lineárně;
    rozptýlené a náhodné koincidence lineárně s aktivitou, pravé s druhou mocninou;
    náhodné koincidence rostou s druhou mocninou aktivity, pravé a rozptýlené lineárně.
  • 65. Rozdíl mezi NECR pro 3D a 2D režim je v tom, že:
    2D režim vykazuje určité maximum NECR, 3D režim maximum nemá;
    3D režim vykazuje určité maximum NECR, 2D režim maximum nemá;
    3D i 2D režim vykazují určité maximum NECR, u 2D režimu nastává toto maximum při nižších objemových aktivitách.
  • 66. Fotony vzniklé v důsledku anihilace elektronu s pozitronem mají od všech positronových radionuklidů energii 511 keV. Rozlišení PET systému však závisí na volbě radionuklidu díky:
    rozdílnému protonovému číslu jednotlivých radionuklidů;
    rozdílné klidové energii pozitronů z jednotlivých radionuklidů;
    díky rozdílné energii emitovaných positronů.
  • 67. Anihilační fotony se z místa anihilace rozlétají v přesně opačných směrech.
    ano;
    ne, vykazují odchylku ±2,5°;
    ne vždy, vykazují odchylku ±0,25°.
  • 68. Citlivost PET přístrojů ve 2D a 3D režimu se liší:
    2D režim je citlivější než 3D režim;
    3D režim je citlivější než 2D režim;
    2D a 3D režim vykazují stejnou citlivost, liší se však mrtvou dobou.
  • 69. U pozitronové emisní tomografie se efekt částečného objemu:
    vyskytuje od stejné velikosti zdrojů jako při SPECT;
    vyskytuje až od menších zdrojů než při SPECT;
    nevyskytuje vůbec.
  • 70. Radiační pracovníci kategorie A jsou vybaveni osobními dozimetry. Navíc musí být vybaveni operativními dozimetry (např. přímoodečítací personální elektronický dozimetr) v případě, že příkon dávkového ekvivalentu může překročit:
    0,1 mSv.h-1;
    0,5 mSv.h-1;
    1 mSv.h-1.
  • 71. Údaj osobního filmového dozimetru pracovníka v nukleární medicíně představuje:
    efektivní dávku;
    osobní dávkový ekvivalent z vnějšího ozáření a vnitřní kontaminace;
    osobní dávkový ekvivalent z vnějšího ozáření.
  • 72. Absorbovaná dávka z radiofarmaka v těle závisí vedle jiných faktorů na:
    fyzikálních charakteristikách radionuklidu;
    fyzikálních charakteristikách radionuklidu a biologickém chování radiofarmaka v těle;
    biologickém chování radiofarmaka v těle.
  • 73. Při aplikaci obvyklých aktivit radiofarmak pro diagnostiku ledvin 99mTc-MAG3, 99mTc-DTPA a 99mTc-DMSA (nepřevyšujících diagnostické referenční úrovně), je efektivní dávka pacienta zpravidla v rozmezí:
    nad 10 mSv;
    od 5 do 8 mSv;
    do 3 mSv.
  • 74. Radiační zátěž pacienta při diagnostických postupech pomocí ionizujícího záření je určena:
    souborem středních absorbovaných dávek v orgánech a tkáních těla a efektivní dávkou;
    jen efektivní dávkou;
    jen souborem středních absorbovaných dávek v orgánech.
  • 75. Tabelované efektivní dávky z radiofarmak aplikovaných dospělým osobám jsou platné pro model těla referenčního člověka o hmotnosti:
    60 kg;
    70 kg;
    80 kg.
  • 76. Efektivní dávka z radiofarmak závisí:
    na fyzikálním poločase radionuklidu a biologickém vylučování radiofarmaka z těla;
    jen na fyzikálním poločase radionuklidu;
    jen na biologickém poločase radiofarmaka.
  • 77. Fyzikální poločas radionuklidu je 6 hodin, biologický poločas farmaka na které je radionuklid navázán je 3 hodiny. Z toho vyplývající efektivní poločas radiofarmaka je:
    9 hodin;
    3 hodiny;
    2 hodiny.
  • 78. Diagnostické referenční úrovně v nukleární medicíně jsou:
    úrovně aplikovaných aktivit radiofarmak napomáhající regulaci a optimalizaci lékařské expozice;
    radiační limity pro expozici pacientů obdobné radiačním limitům pracovníků;
    hodnoty aktivit radiofarmak aplikovaných pacientům, které nemohou být překročeny.
  • 79. K výpočtu efektivní dávky z radiofarmak se používají:
    střední dávky v orgánech a tkáních;
    ekvivalentní dávky v orgánech a tkáních;
    dávkové ekvivalenty vztahující se ke středu orgánů.
  • 80. Jaký je nejpraktičtější a nejúčinnější způsob snížení osobní dávky personálu z vnějšího záření vyšetřujícího na oddělení nukleární medicíny pacienty, kterým byla aplikována radiofarmaka za účelem diagnostiky:
    používání olověného stínění a zástěr z olověné gumy;
    ochrana vzdáleností;
    nošení gumových rukavic.
PŘEPOČÍTAT   VYMAZAT ODPOVĚDI
 
VÝSLEDEK TESTU
---
Stránka aktualizována: