Zapisany jestem w kolejce na badania tomograficzne kręgosłupa, z terminem już za pół roku, więc mamy trochę czasu na badania patentowe z tej dziedziny.   Jak zwykle w technice historia powstania tomografu jest ściśle związana z wcześniejszą  techniką radiologiczną, której początki rozpoczyna wykrycie promieni X przez Wilhelma Roentgena w 1895 roku.  Promieniowanie rentgenowskie  uzyskuje  się  w praktyce (np. w  lampie retgenowskiej)  poprzez  wyhamowywanie rozpędzonych elektronów na materiale o dużej (powyżej 20) liczbie atomowej  (promieniowanie hamowania), efektem czego jest powstanie promieniowania o charakterystyce ciągłej, na której widoczne są również piki pochodzące od promieniowania charakterystycznego anody (rozpędzone elektrony wybijają elektrony z atomów anody). Luki po wybitych elektronach na dolnych powłokach elektronowych pozostają puste do czasu, aż zapełnią je elektrony z wyższej powłoki. Elektron  przechodząc z wyższego stanu emituje kwant promieniowania rentgenowskiego – następuje emisja charakterystycznego promieniowania X.

Przegląd patentowy rozpoczyna przedwojenny patent PL17553B1, Urządzenie do wykonywania zdjęć rentgenowskich, C.H.F. Muller, Data patentu 25.02.1933r., według którego urządzenie do wykonywania zdjęć rentgenowskich, wyposażone jest  w światłoczuły przyrząd pomiarowy w postaci komórki jonowej, która zapewnia ustalenie odpowiednich warunków podczas wykonywania zdjęcia rentgenowskiego, niezbędnych do odpowiedniego zaczernienia kliszy oraz wyłączenia lampy rentgenowskiej samoczynnie w chwili osiągnięcia najwyższego dopuszczalnego czasu obciążenia lampy.

Na załączonym rysunku przedstawiono schematycznie postać wykonania urządzenia w myśl wynalazku. Do sieci zasilającej 1,  połączonej z siecią prądu zmiennego, przyłączony jest transformator wysokiego napięcia z  cewką pierwotną 2  i  wtórną 3, za  pomocą którego zasila się lampę rentgenowską 4.  Wychodzące z lampy 4 promienie przechodzą przez przedmiot zdjęcia i padają na kasetę 6, która zawiera wrażliwy na światło film lub kliszę. Na drodze promieni lampy 4  za  przedmiotem 5  i  kasetą  6 znajduje się komórka jonowa 7,  której izolowana elektroda 8 łączy się z elektromagnetycznym przyrządem pomiarowym 9,  podczas gdy osłona 10  komórki, tworząca drugą elektrodę,  jest uziemiona.   Z elektrodą 8 połączona jest uziemiona jednym biegunem maszyna elektryzacyjna 11, za  pomocą której izolowanej elektrodzie 8 można udzielić ładunek ujemny, napięcie którego wskazane jest na podziałce 12 elektromierza 9.  Z elektrodą 8 połączony jest dalej w punkcie 13  jeden  biegun nieprzedstawionego na rysunku kondensatora obrotowego,  drugi biegun którego jest uziemiony.   Jeżeli na naładowaną komórkę jonową 7 padają promienie rentgenowskie,  wówczas zawarte w niej powietrze zostaje zjonizowane i odprowadza się ilość elektryczności,  odpowiadająca energii promieniowania,  tak  że wskazane przez elektromierz 9 napięcie spada odpowiednio do odprowadzonej ilości elektryczności i pojemności układu. Przy użyciu opisanego jonowego przyrządu pomiarowego cechuje się kliszę zamierzonego gatunku.

Komórkę 7 umieszcza się za kliszą,  a następnie ustala się za pomocą prób,  jakie od chylenie wykonuje wskazówka  elektromierza  9 przy najlepszym  zaczernieniu  kliszy.  Odchylenie to odpowiada np.: kresce podziałkowej  4.  Po włączeniu przyrządu zwraca się teraz uwagę na upływ elektromierza  9  i  przerywa się oświetlenie, gdy wskazówka 14  elektromierza  przebiegła ustalony uprzednio, podczas cechowania, obszar pomiaru, to znaczy np.: osiągnęła kreskę podziałkową 4.   Elektromierz 9 zatem podaje chwilę  przerwania naświetlania.   Wynalazek niniejszy polega więc na tym, że urządzenie zaopatrzone jest w zegar rozdzielczy, wyłączający samoczynnie lampę rentgenowską tuż przed lub po przekroczeniu najwyższego dopuszczalnego czasu obciążenia lampy. Urządzenie to zapobiega uszkodzeniu lampy rentgenowskiej skutkiem przeciążenia w wypadku, gdy prześwietla się przedmiot o wielkiej zdolności pochłaniania. W myśl wynalazku przyrząd pomiarowy,  zaopatrzony jest  w światłoczułą komórkę jonową, która  w chwili upływu dopuszczalnego czasu naświetlania wyzwala przekaźnik, który zatrzymuje zegar rozdzielczy.   Urządzenie to umożliwia dokładną kontrolę czasu niezbędnego do właściwego prześwietlania rentgenowskiego.

     W kolejnym etapie rozwoju radiologii, który  wyparł niedawno  klasyczny system rentgenowski z kliszami zdjęć, wymagających  mokrej obróbki w ciemni, było zastosowanie techniki cyfrowej do odczytu i zapisu obrazów rentgenowskich za pomocą fluorescencyjnych płyt obrazowych wielokrotnego użytku.

Przykładem konstrukcji  z tej dziedziny może być patent US3975637 Device for storage and display of radiation image, Matsushita Electric Industriak Co., Ikedo et al.,  Data patentu: 17.08.1976r. Nowatorską  cechą wynalazku jest zastosowanie materiału termoluminescencyjnego do przechowywania obrazu rentgenowskiego oraz jego odczyt cyfrowy poprzez skanowanie wiązką laserową naświetlonej kasety rentgenowskiej z płytą obrazową. Zalety wynalazku staną się oczywiste na podstawie poniższego opisu odwołującego się do załączonych  rysunków.

Fig.1 jest podstawowym schematem blokowym urządzenia do przechowywania i wyświetlania obrazu rentgenowskiego według wynalazku; Fig.2 jest widokiem z boku w przekroju dwóch paneli do przechowywania w/w obrazów; Fig.3 jest wykresem krzywych reakcji świetlnych materiałów termoluminescencyjnych w odniesieniu do energii cieplnej podczas odczytu wiązką laserową; Fig.4 jest wykresem krzywych czułości materiałów termoluminescencyjnych na jednostkę ekspozycji promieniowania rentgenowskiego; Fig.5-6 są schematycznym przedstawieniem deflektora wiązki laserowej stosowanego w przykładach  wykonania niniejszego wynalazku; Fig.7-8  przedstawiają  schematy konstrukcji panelu do przechowywania obrazów,  kolektora
światła i detektora optycznego.

Przechodząc do opisu urządzenia według  Fig.1,  numer 10 oznacza źródło promieniowania rentgenowskiego emitujące wiązkę promieniowania rentgenowskiego w kierunku badanej materii 30.  Generator wiązki laserowej 60 kieruje wiązkę laserową przez deflektor 50  i  na panel 40,  który przechowuje zapisany obraz rentgenowski na  cienkiej warstwie materiału termoluminescencyjnego utworzonego  na podłożu płyty panela. Kolektor optyczny 70 zbiera emisje światła  z panela  40  i  dostarcza  je  do detektora optycznego 80,  który podaje  je do  urządzenia pamięci  wideo 90. Wzmacniacz sygnału obrazu 100 wzmacnia sygnał z urządzenia pamięci 90  i podaje go do wyświetlacza obrazu 110.  Wiązki promieni rentgenowskich 20, generowane przez źródło promieniowania rentgenowskiego 10 przechodzą przez materię 30,  a obraz rentgenowski, utworzony przez przejście przez materię, jest rzutowany na panel przechowujący obrazy 40.  Materiał termoluminescencyjny panelu pochłania pewną część energii promieniowania  i  przechowuje ją jako pochłoniętą dawkę.  Zatem dawka jest rozłożona zgodnie z rozkładem natężenia promieniowania rentgenowskiego oryginalnego obrazu na powierzchni panelu 40 do przechowywania obrazu termoluminescencyjnego.  Następnie panel przechowujący termoluminescencyjny obraz jest ogrzewany przez skanowanie przechowującego obraz 40 wiązką laserową.  W punkcie, w którym wiązka laserowa uderza o panel 40  materiał termoluminescencyjny jest ogrzewany przez wiązkę laserową  i  emituje termoluminescencję, która  jest   zbierana przez kolektor optyczny 70  i  wykrywana przez detektor optyczny 80.  W ten sposób uzyskuje się serię emisji o różnym natężeniu światła jako sygnał wideo,  który jest następnie wyświetlany na monitorze  110.

Fig.2 zawiera z kolei  przekroje dwóch termoluminescencyjnych paneli do przechowywania obrazów rentgenowskich , gdzie  warstwa  41 oznacza materiał termoluminescencyjny, 42  nieprzezroczyste podłoże  i 43 przezroczyste podłoże.   Zatem jeden z termoluminescencyjnych  paneli 40  składa się z cienkiej warstwy materiału termoluminescencyjnego  41  utworzonego na przezroczystym podłożu 42, a drugi jest utworzony z cienkiej warstwy materiału termoluminescencyjnego 41 na nieprzezroczystym podłożu 43. Grubość wspomnianej warstwy materiału termoluminescencyjnego określa zdolność rozdzielczą i czułość tego panelu; to znaczy, im mniejsza ta grubość, tym lepsza zdolność rozdzielcza, ale mniejsza czułość. Optymalna grubość wynosi od 5 μm. do 200 µm. w zależności od tego, jakiego rodzaju informacje są potrzebne z obrazu. W pokazanych przykładach wykonania grubość wspomnianej warstwy materiału termoluminescencyjnego wynosi 50 μm.

 Wykresy krzywych reakcji świetlnych materiałów termoluminescencyjnych w odniesieniu do energii cieplnej podczas odczytu wiązką laserową przedstawia Fig.3, według których zakres temperatur  60-300 C zapewnia prawidłowy odczyt zapisanego obrazu rentgenowskiego. Z kolei wykresy krzywych czułości materiałów termoluminescencyjnych na jednostkę ekspozycji promieniowania rentgenowskiego przedstawia Fig.4, zgodnie z którymi optymalna wartość energii ekspozycji promieniowania rentgenowskiego wynosi 50KeV. Według opisu patentowego do materiałów termoluminescencyjnym spełniających przedstawione wymagania można zaliczyć; Na2SO4, MgSO4, CaSO4, SrSO4, BaSO4, Y2O3 – A1203, MgB4O7, Li2 B4 O7, Mg2 SiO4, Al2O3, CaF2, SrF2 i BaF2, które mogą stanowić warstwę światłoczułą w panelu termoluminescencyjnym.  Konstrukcję  deflektora wiązki laserowej przedstawia  Fig.5  gdzie laser 50 generuje  wiązkę laserową 51 po przejściu przez filtr 52,  przetwarzaną przez soczewkę 61  oraz poziomo i pionowo wychylne zwierciadła 62 i 63,  która następnie odczytuje   panel przechowujący obraz 40.  Części deflektora są umieszczone tak, aby wiązka laserowa przechodziła przez filtr 52 światła widzialnego i soczewkę 61 oraz  była odbijana przez zwierciadło skanujące 62, a następnie przez zwierciadło skanujące 63 i ostatecznie docierała do panelu termoluminescencyjnego 40 z zapisanym obrazem rentgenowskim. Filtr 52 światła widzialnego jest wykonany z materiału, który może przenosić światło podczerwone, ale nie światło widzialne. Na przykład krzem jest jednym z takich materiałów. Soczewka 61 służy do ogniskowania wiązki laserowej na średnicę mniejszą niż 50 µm na powierzchni panelu przechowującego obraz. Każde zwierciadło skanujące jest napędzane przez środki napędowe (niepokazane), aby oscylować wokół własnej osi.  Lusterko skanujące 62 działa jak deflektor pionowy.  Lustro skanujące 63 jest deflektorem poziomym. Częstotliwość oscylacji luster skanujących 62 i 63 wynosi odpowiednio 0,2 Hz i 360 Hz, tak że naświetlony panel termoluminescencyjny  przechowujący obraz 40, jest skanowany przez wiązkę laserową w ciągu 5 sekund.  Kolejny przykład układu deflektora wiązki laserowej i mechanizmu napędowego panelu termoluminescencyjnego przedstawia  Fig.6, gdzie cyfra 44 oznacza pas transmisyjny, 45 silnik do napędzania panelu 40 do przechowywania obrazów i 65 stały lustro. Oscylacyjne zwierciadło skanujące 63 działa jak poziomy deflektor, jak opisano w odniesieniu do Fig.5. Panel przechowujący obraz 40 jest przesuwany w pionie  podczas odczytu przez silnik 45. Czytnik naświetlonych paneli  termoluminescencyjnych przedstawia Fig.7, który zawiera  panel  obrazu 40, kolektor  światła 71 i detektor optyczny 80.

Opracowany panel 40 posiada wymiary obrazów o wymiarach 30 cmx30 cm, i składa się z warstwy materiału termoluminescencyjnego, 41 na podłożu 42 wykonanym na przykład z aluminium lub tworzywa sztucznego.  Podczas odczytu promień laserowy skanuje panel 40,  co  wywołuje punktową emisje światła,  które po  skupianiu przez soczewkę   kolektora 71  trafia  na  detektor optyczny  80 z fotopowielaczem 81. Termoluminescencja,  która jest emitowana, gdy powierzchnia warstwy termoluminescencyjnej  41 jest ogrzewana, podlega ogniskowaniu  przez soczewkę 71, a następnie trafia do  detektora światła 80. S ygnał świetlny jest przekształcany na sygnał elektryczny przez detektor optyczny i jest rejestrowany przez urządzenie 90 do zapisu obrazu.  Detektor światła 80 zbudowany jest z fotopowielacza 81 z zasilaczem 82.  Drugi przykład  układu do zapisywania obrazu rentgenowskiego  z  naświetlonego panelu  przedstawia Fig.8, gdzie emisja termoluminescencyjna 45 pochodząca z warstwy 41,  naświetlonej promieniem laserowym 51, po skupieniu przez soczewkę 71 trafia na fotopowielacz 81, który jest wrażliwy zarówno na promieniowanie ultrafioletowe  jak i światło widzialne np.: model  1P21  fotopowielacza telewizji HAMAMATSU.

Przedstawione przykłady wykonania urządzenia do przechowywania i wyświetlania obrazu rentgenowskiego,  wykorzystują  CaSO4  jako materiał termoluminescencyjny płyty obrazowej, który ma zdolność rejestracji  obrazu rentgenowskiego przez napromieniowanie przy tak małej dawce jak 5 mR.  Dlatego zaletą opatentowanej konstrukcji aparatury rentgenowskiej jest niska intensywność promieniowania rentgenowskiego, niezbędnego do realizacji bieżących zdjęć rentgenowskich, rzędu jednej dwudziestej  stosowanych dawek w rentgenowskiej technice klasycznej.

       Według  Wikipedii  https://pl.wikipedia.org/wiki/Tomografia_komputerowa,  CT (od ang. computed tomography)  to rodzaj  tomografii rentgenowskiej, metoda diagnostyczna pozwalająca na uzyskanie obrazów tomograficznych (przekrojów) badanego obiektu. Wykorzystuje ona złożenie projekcji obiektu wykonanych z różnych kierunków do utworzenia obrazów przekrojowych (2D) i  przestrzennych (3D). Urządzenie do TK nazywamy tomografem, a uzyskany obraz tomogramem.  Tomografia komputerowa jest szeroko wykorzystywana w medycynie i technice. Samo słowo „tomografia” oddaje już istotę tego badania.  Tomos to po grecku przekrój, wycinek,  a  graphia to nic innego, jak opisywanie.  Podstawowa zasada pozyskiwania obrazu jest w początkowej fazie bardzo podobna do działania aparatu rentgenowskiego. Jednak zamiast płaskich, pojedynczych zdjęć 2D,  jakie uzyskujemy klasyczną techniką rentgenowską,  w  tomografii wykonuje się szereg prześwietleń,  które potem (przy wykorzystaniu specjalnych algorytmów komputerowych)  dają  nam  kolejne przekroje ciała, możliwe do połączenia w trójwymiarowe obrazy.  Co więcej,  tomografia jest wolna od ograniczeń, jakie stawia klasyczna rentgenografia. Na zdjęciach z tomografu poszczególne narządy nie są przesłonięte przez inne (dlatego możliwe jest uzyskanie choćby obrazów raka), a ponadto są przedstawione w niezwykłej rozdzielczości. Na tyle dużej, że bez problemu można odróżnić skrzep od płynnej krwi i dzięki temu ocenić, jak rozległy jest uraz. Współczesny tomograf,  to w uproszczeniu  duży pierścień, znajdujący się dookoła stołu, na którym leży pacjent, tzw.: gantry. W nim znajduje się lampa rentgenowska, która generuje  promieniowanie X  w  postaci wiązki  wachlarzowej  oraz pierścień detektorów. Przenikanie  wiązki promieniowania przez ciało powoduje jego osłabienie w zależności od rodzaju tkanki, przez którą przenika. Właśnie ta osłabiona wiązka jest następnie wychwytywana przez detektory. We współczesnych aparatach procedura powtarza się kilka milionów razy – za każdym razem lampa obraca się o zadany kąt, dzięki czemu otrzymujemy szereg prześwietleń badanego wycinka ciała. Wyniki z poszczególnych detektorów wysyłane są do komputera, który stanowi serce tomografu i jest odpowiedzialny za rekonstrukcję obrazu. Otrzymujemy go, nakładając i łącząc poszczególne projekcje, po uwzględnieniu odpowiedniej skali szarości (uzyskanej dzięki przeliczeniu osłabienia na tak zwane jednostki Hounsfielda).

   Pierwszy tomograf, tzw. EMI scanner, został zbudowany przez Godfreya Hounsfielda, z brytyjskiej firmy EMI Ltd, w  1971 roku,  za  który razem z Allan Cormack  otrzymał nagrodę Nobla w 1979 roku. Podstawy matematyczne tego wynalazku  są  zasługą austriackiego matematyka Johanna Radona, który udowodnił 1917 roku że obraz dwu- i trójwymiarowego obiektu można odtworzyć w sposób zupełny z nieskończonej ilości  płaskich rzutów tego przedmiotu.  G.Hounsfield rozwijał technologie pierwszych tomografów w trakcje dekady lat 70–tych ubiegłego wieku, co zaowocowało liczba ponad 80 patentów z tej dziedziny.  Ze względów na niewątpliwe zasługi G. Hounsfielda,  w rozwoju konstrukcji tomografów,  przedstawiony zostanie jego wczesny  patent  US3952201  Radiography,  EMI Limited,  Data patentu 20.04.1976 r.

Fig. 1 przedstawia, schemat funkcjonalno-blokowy tomografu według wynalazku;  Fig. 2 przedstawia przebiegi sygnałów elektrycznych ilustrujące działanie urządzenia pokazanego na Fig.1;  Według rysunków opatentowanej konstrukcji tomografu,  badany korpus 1  jest otoczony wodą 2,  która jest utrzymywana w zbiorniku 3 utworzonym z tworzywa sztucznego zasadniczo przezroczystego dla promieniowania wytwarzanego przez źródło 4.  Korpus 1 jest zamknięty w osłonie 5 z  elastycznego, wodoodpornego materiału, takiego jak guma, aby chronić ciało przed wodą. Źródło 4 wytwarza sektorowy płaski stożkowy strumień promieniowania rentgenowskiego  4 ’,  przy czym  źródło  4  i bank detektorów promieniowania  6, takich jak kryształy scyntylatora,  są  zamontowane  na pierścieniowym elemencie obrotowym 7,  który jest obracany za pomocą silnika elektrycznego o zmiennej prędkości 8.   Silnik 8 napędza koło zębate 9,  które współpracuje z zębami zębatymi umieszczonymi na całym obwodzie członu 7.

Każdy z kryształów scyntylatora w banku 6 jest zaopatrzony w kolimator,  aby zapewnić selekcje  kierunku odbieranego promieniowania rentgenowskiego padającego na wybrany kryształ, który z kolei generuje strumień świetlny podawany na wejście  odpowiedniego fotopowielacza. Sygnały elektryczne wytwarzane przez fotopowielacze w odpowiedzi na promieniowanie padające na różne detektory są przetwarzane  w celu wytworzenia reprezentacji płaszczyzny ciała, która jest napromieniowana przez źródło 4.  Wyróżnikiem  patentu jest również  sposób badania serca, żywego człowiek , które pracuje jak pompa zmieniając  swoją objętość w takt sygnałów sterujących zarejestrowanych  za pomocą wykresu elektrokardiogramu przedstawionego na rysunku Fig.2a.  Na podstawie tego wykresu wyznaczany jest poziom progowy przebiegu pracy serca, który pozwala wyznaczyć odcinki czasu w których pracuje lampa rentgenowska dokonując kolejnych ekspozycji promieniami rentgena,  podczas spoczynkowego stanu serca, Fig.2b. Rysunek Fig.2c ilustruje również sposób regulacji naświetlania rentgenowskiego w odniesieniu do bieżącego kąta obrotu lampy rentgenowskie 4 w trakcje badania tomograficznego. W taki przypadku  urządzenie może być zmuszone do wykonywania kilku obrotów wokół pacjenta, podczas gdy serce pacjenta jest monitorowane przez obwód 10. Wszystkie informacje z urządzenia skanującego i obwodu 10 są następnie korelowane w komputerze 11 i wszelkie niepożądane informacje  (tj. Uzyskane, gdy ruch serca przekroczył poziom progowy) są odrzucane. Jednak takie rozwiazanie wymaga  monitorowania szybkości bicia serca pacjenta przed badaniem, tak aby prędkość silnika 8 mogła być dostosowana do odpowiednich wartości początkowych.

 Polski dorobek w dziedzinie konstrukcji tomografów należy do Uniwersytetu Jagiellońskiego,  a konkretnie do prof. Pawła Moskala ze swoim zespołem naukowym.  Patent PL228457B1 Tomograf hybrydowy TOF-PET/CT, Paweł Moskal, Uniwersytet Jagielloński, Data patentu 30.03.2018, posiada swój amerykański odpowiednik  US9804274 Hybrid TOF-PET/CT tomograph comprising polymer strips made of scintillator material,  który uzyskła ochronę z dniem 31.10.2017.  Przedmiotem wynalazku jest tomograf hybrydowy TOF-PET/CT,  zawierający tomograf TOF-PET oraz tomograf CT (ang. Computed Tomography). Obrazy wnętrza organizmów można uzyskiwać wykorzystując różnego rodzaju techniki tomograficzne, w których dokonuje się rejestracji i pomiaru promieniowania z tkanek organizmu oraz przetwarza się uzyskane dane na obraz.  Jedną z technik tomograficznych jest pozytonowa tomografia emisyjna (ang. Positron Emission Tomography, PET), która polega na określeniu przestrzennego rozkładu wybranej substancji w ciele, oraz umożliwia odnotowanie zmian stężenia tej substancji w czasie, co pozwala ustalić szybkość metabolizmu poszczególnych komórek tkankowych. W skład tomografu PET wchodzą urządzenia detekcyjne, wykrywające promieniowanie gamma oraz elektronika i oprogramowanie umożliwiające określenie miejsca anihilacji-pozytonu w ciele na podstawie miejsca i czasu detekcji danej pary kwantów gamma. Detektory promieniowania ułożone są zwykle w warstwy tworzące pierścień wokół pacjenta i składają się zasadniczo z materiału scyntylacyjnego nieorganicznego. Kwant gamma wpada do scyntylatora, który pochłania jego energię, a następnie wypromieniowuje ją w postaci światła (strumienia fotonów). Mechanizm pochłaniania energii promieniowania gamma przez scyntylator może zachodzić zasadniczo na dwa sposoby: poprzez efekt Comptona lub w wyniku zjawiska fotoelektrycznego, przy czym w stosowanych w technice PET tomografach, w celach obliczeniowych bierze się pod uwagę tylko efekt fotoelektryczny. Stąd przyjmuje się, że liczba fotonów wytworzonych w materiale scyntylatora jest proporcjonalna do energii kwantu gamma zdeponowanej w tym scyntylatorze.

  Ogólny schemat tomografu hybrydowego  TOF-PET/CT 101    w pierwszym przykładzie wykonania przedstawia  Fig.1-2. Tomograf hybrydowy 101 zawiera komorę detekcyjną 102, platformę 103, wewnętrzną warstwę detektorów 150  rejestrujących promieniowanie gamma, zawierających scyntylatory polimerowe 151 o małej gęstości, ruchome źródło emitujące promieniowanie rentgenowskie 160 oraz zewnętrzną warstwę detektorów 170  rejestrujących promieniowanie rentgenowskie,  zawierających kryształy scyntylacyjne 171 o dużej gęstości.  W pierwszym etapie wprowadza się pacjenta 104  po zaaplikowaniu radiofarmaceutyku do komory 102 za pomocą platformy 103,  która pozostaje nieruchoma  w  trakcie drugiego etapu – skanowania pacjenta 104.   Podczas skanowania pacjenta 104 kwanty gamma powstające w wyniku rozpadu znacznika promieniotwórczego są rejestrowane przez warstwę wewnętrzną detektorów gamma 150, które mogą być zbudowane z cienkich pasków scyntylatora 151 polimerowego o małej gęstości, przykładowo o wymiarach:  szerokość paska 5 mm,  grubość paska 20 mm, długość paska – dowolna w zależności od żądanego podłużnego pola widzenia tomografu hybrydowego 101. Paski 151 mogą być ułożone w tomografie hybrydowym 101 obwodowo – tworząc wewnętrzną warstwę detektorów promieniowania gamma bezpośrednio otaczających pacjenta 104, lub mogą być przesłonięte obudową korzystnie z tworzywa sztucznego – pełniącą funkcję estetyczną, przy czym materiał obudowy powinien być dobierany tak, aby przepuszczać promieniowanie gamma oraz promieniowanie rentgenowskie. Paski 151 w warstwie 150 mogą być rozsunięte względem siebie na zadaną odległość lub mogą przylegać do siebie wzdłuż swoich najdłuższych krawędzi, tworząc podłużny, cylindryczny pierścień (lub inny kształt) współosiowy z podłużną osią 115 tomografu hybrydowego 101. Równocześnie ze skanowaniem PET może odbywać się skanowanie CT.  Na Fig. 1 czarnymi strzałkami 161,  oznaczono dwie składowe kierunku ruchu lampy rentgenowskiej 160,  która wiruje wokół pacjenta 104, oraz wokół wewnętrznej warstwy detektorów promieniowania gamma 150,  po torze spiralnym (tak samo jak w konwencjonalnych tomografach CT czwartej generacji), przy czym tor ruchu lampy 160,  może przebiegać przez całą długość tomografu hybrydowego 101,  natomiast długość tomografu hybrydowego 101, może wynosić korzystnie od kilku centymetrów do kilku metrów.   Lampa 160,  może emitować wiązkę promieniowania rentgenowskiego uformowaną w wachlarz przykładowo za pomocą kolimatorów (nie przedstawiono na rysunku), przy czym przedstawiona schematycznie skolimowana wiązkę promieniowania rentgenowskiego 108 jest uformowaną w wachlarz  przebiegającą w płaszczyźnie prostopadłej do podłużnej osi 115 tomografu. Lampa od strony zewnętrznej może być otoczona warstwą detektorów promieniowania rentgenowskiego 170.

    Reasumując przedmiotem wynalazku jest tomograf hybrydowy TOF-PET/CT zawierający komorę detekcyjną, detektory promieniowania gamma, detektory promieniowania rentgenowskiego oraz ruchome źródło promieniowania rentgenowskiego, charakteryzujący się tym, że detektory promieniowania gamma oraz detektory promieniowania rentgenowskiego otaczają komorę detekcyjną na całym obwodzie komory detekcyjnej, przy czym detektory promieniowania gamma umieszczone są bliżej podłużnej osi komory detekcyjnej niż detektory promieniowania rentgenowskiego, przy czym detektory promieniowania gamma zawierają polimerowe paski z materiału scyntylacyjnego o gęstości mniejszej niż gęstość materiału scyntylacyjnego detektorów promieniowania rentgenowskiego.

Wnioski

   Tomografia komputerowa (ang. Computed Tomography CT)  jest systemem pośredniego obrazowania podczas którego dokonywana jest rekonstrukcja obrazu na drodze obliczeń matematycznych.  Badanie to pozwala na uzyskanie obrazów  przestrzennych (wizualizacja narządów 3D) i przekroju badanego obiektu dzięki wykorzystaniu promieniowania rentgenowskiego. Tomografia komputerowa umożliwia ustalenie rozpoznania do leczenia operacyjnego, dlatego stosuje się ją bardzo szeroko w diagnostyce.  Umożliwia lekarzowi dokonanie oceny niemal wszystkich narządów wewnętrznych człowieka i rozpoznanie w nich zmian chorobowych. Badanie nie jest długie ? średni czas to 15-30 minut.  Ponadto tomografia komputerowa jest bezbolesna i zupełnie nieinwazyjna.  Do przeprowadzenia tomografii nie jest potrzebne żadne przygotowanie przez pacjenta, jednak jeżeli jest to badanie z użyciem kontrastu to powinien on nie przyjmować posiłków na około 6 godzin przed badaniem.  Metoda obrazowania za pomocą tomografii komputerowej jest ciągle doskonalona poprzez czołowe firmy z branży aparatury medycznej pragnące jak najlepiej sprostać oczekiwaniom nowoczesnej medycyny.

Współczesne tomografy komputerowe (ang. CT scanner) wykonują nawet do 2 000 000 projekcji.  Dzięki temu ich rozdzielczość sięga dziesiątków mikrometrów. Standardem staje się tomografia komputerowa  wielorzędowa, w  których liczba odbierających elementów zwiększona została do 64, choć takie firmy  jak  Toshiba czy Philips wprowadziły już na rynek  skanery 128 i 256 rzędowe.  Kolejnym etapem rozwoju jest wprowadzenie dwóch lamp rentgenowskich.  Zmiany pozwalają na znaczne skrócenie czasu badania, zmniejszenie dawki promieniowania rentgenowskiego, a jednocześnie uzyskanie dużo większej ilości danych, pozwalających na dokładniejsze obrazowanie badanych narządów i  lepszą projekcję przestrzenną obrazu (3D).  Kierunek postępów w rozwoju tomografii komputerowej jest nakreślany w stronę tomografii spektralnej. W tomografii komputerowej możemy wyróżnić trzy charakterystyczne fragmenty: stół na którym w pozycji unieruchomionej  podczas badania leży pacjent, skaner (gantry), który jest głównym urządzeniem dokonującym pomiaru oraz oprzyrządowanie, czyli konsolę operatora za pomocą której operator steruje systemem tomografu, wyświetla i archiwizuje obrazy. Podstawowym elementem skanera jest system pomiarowy zawierający: komorę pomiarową, lampę rentgenowską i kolimator, system detektorów, układ obracający, układ zasilania lampy rentgenowskiej.

Lampa rentgenowska posiada wirującą anodę oraz jest odporna na duże obciążenia termiczne wynikające z dużej liczby następujących szybko po sobie skanów.  Detektory służą do przetwarzania promieniowania rentgenowskiego na sygnał elektryczny. Najczęściej stosowane są dwa typy detektorów: kseonowe i półprzewodnikowe. Kolimatory znajdują się w pobliżu lampy rentgenowskiej i przy każdym z detektorów i mają za zadanie kształtować wiązkę promieniowania i minimalizować rozpraszanie promieniowanie. Od ich wysokości zależy grubość skanowanej warstwy. Ponieważ współczesne konstrukcje tomografów odpowiadają czwartej generacji urządzeń, w których zamiast rzędu detektorów promieniowania rentgenowskiego poruszających naprzeciw obrotowej lampy rentgenowskiej zastosowano pierścień detektorów. Podczas skanowania pacjent umieszczany jest w komorze pomiarowej, a rejestrowanie obrazu odbywa się za pomocą obrotu (3 tor ruchu lampy) dookoła obiektu/pacjenta (5)  obręczy pomiarowej, w której znajduje się lampa rentgenowska (4) i nieruchome detektory (1) wykonujące serię prześwietleń (2 wiązka promieniowania). Podczas każdorazowej emisji promieniowania przez lampę detektory przesyłają do komputera informację o pochłoniętym przez tkanki promieniowaniu. Dzięki odpowiedniej obróbce przy użyciu metod matematycznych uzyskuje się czytelny obraz,  który może być już interpretowany przez lekarza. Wszystkie metody przetwarzania danych z detektorów bazują na odtworzeniu osłabień promieniowania w podstawowym elemencie objętości obiektu. Powstałe obrazy są monochromatyczne (czarno-białe), tak samo jak w przypadku podstawowych zdjęć rentgenowskich. Skanowanie pojedynczych przekrojów wymaga przesunięcia pacjenta oraz przerwy na wzięcie przez niego oddechu (badanie płuc czy wątroby) w celu wykonania prześwietleń dla kolejnego.  Stwarzało to ryzyko przemieszczenia organów w czasie oddychania oraz poruszenia się pacjenta w czasie przerwy. W związku z tym obecnie standardowo stosowanym rozwiązaniem jest tomografia spiralna. Lampa rentgenowska i detektor obracają się wokół pacjenta w sposób ciągły po linii śrubowej. Tomografia komputerowa spiralna pozwoliła również skrócić czas badania jak i zmniejszyć dawkę podawanego kontrastu. Spowodowała ona szybki i wciąż postępujący rozwój angiografii – technice umożliwiającej obrazowanie dużych naczyń krwionośnych, pozwalając na diagnozowanie (trójwymiarowa Coronary computed tomography angiography – CTA) zwężenia tętnicy nerkowej czy tętniaka jamy brzusznej.

PS. Z nuta nostalgii wspominam duże klisze rentgenowskie, które oglądali lekarze podczas wizyt naprawczych, szczególnie podczas złamań lub innych poważnych kontuzji kości, lub ścięgien. Dzisiaj wynikiem badań jest zwyczajna płyta CD, która po włożeniu do komputera ładuje obraz prześwietlonego elementu konstrukcji nośnej pacjenta.  Mój sentyment do rentgena wynika również z fakt, że mój ojciec chrzestny Franciszek po skończonej II Wojnie Światowej w szeregach II Armii Wojska Polskiego przekwalifikował się na radiologa co zapewniało mu  prestiż i satysfakcje wśród kolegów, w codziennej powojennej rzeczywistości.

 

Tomograf Pozytonowej Tomografii Emisyjnej (PET), to skonstruowane na Uniwersytecie Jagiellońskim urządzenie, które może wyznaczyć nowy trend w konstrukcji tomografów kolejnej generacji.   Nowatorskie rozwiązanie pozwala na zwiększenie komory diagnostycznej przy jednoczesnym znaczącym obniżeniu kosztów tomografu w stosunku do obecnie produkowanych.