Aparato y método para obtención de imágenes de pecho por tomografía computarizada volumétrica con haz cónico.

Un dispositivo para producir una imagen de una mama (B) de un paciente (P),

el dispositivo (200) comprende:

- un bastidor (206) de pórtico;

- por lo menos un motor (212) para mover el bastidor (206) de pórtico para formar una geometría de adquisición de datos en la que se toman datos de imágenes;

- una fuente (210) de un haz de radiación (C) conectada al bastidor (206) de pórtico para moverse con el bastidor (206) de pórtico;

- un detector digital bidimensional, en lo sucesivo denominado detector digital 2D (208), conectado al bastidor (206) de pórtico para moverse con el bastidor (206) de pórtico,

- el detector digital 2D (208) se dispone en un recorrido del haz de radiación (C); y

- una mesa (202) en la que descansa el paciente (P) mientras se toman los datos de imágenes,

- la mesa (202) se configura para soportar el paciente (P) de tal manera que, durante el uso, la mama (B) se dispone entre la fuente (210) de radiación de haz cónico (C) y el detector digital 2D (208),

- la mesa (202) tiene un agujero (204) por el que durante el uso se extiende la mama (B) y que se configura de tal manera que la totalidad de la mama (B) que se extiende a través del agujero (204) está en el recorrido del haz de radiación (C); en donde

- el por lo menos un motor (212) se configura para mover el bastidor (206) de pórtico de modo que el detector digital 2D (208) haga un escáner volumétrico de la mama (B),

caracterizado porque

la mesa (202) tiene un segundo agujero (204) para permitir que un brazo del paciente (P) caiga a través del segundo agujero (204) mientras se hace el escáner volumétrico

en donde la mesa (202) tiene dos agujeros (204) de mama y dos agujeros de brazo.

Aparato y método para obtención de imágenes de pecho por tomografía computarizada volumétrica con haz cónico Antecedentes de la invención Campo de la invención La presente invención está relacionada con el uso de tomografía computarizada volumétrica por haz cónico (CBVCT, cone beam volume computed tomography) en obtención de imágenes de mama y en particular con mejoras en la misma, que mejoran el uso de radiación desde la fuente de radiación, los datos que produce el detector, o los dos. En toda la presente descripción, se entenderá que las referencias a la obtención de imágenes de mama (mamografía) son ilustrativas en lugar de limitativas, ya que la invención es ampliamente aplicable a la obtención de imágenes de mama en general.

Descripción de la técnica relacionada El cáncer de mama representa un problema significativo de la salud. Cada año se diagnostican más de 180.000 nuevos casos, y casi 45.000 mujeres mueren por la enfermedad en los Estados Unidos.

El objetivo clínico de obtención de imágenes de mama es detectar masas de tumor cuando son tan pequeñas como sea posible, preferiblemente de menos de 10 mm de diámetro. Se tienen informes de que las mujeres con carcinoma invasivo de mama de 1-10 mm detectado por mamografía tienen una tasa de supervivencia del 93% a 16 años.

La mamografía convencional analógica (screen film) es la herramienta más efectiva disponible actualmente para la detección temprana del cáncer de mama. Sin embargo, la mamografía tiene una sensibilidad relativamente baja para detectar pequeños cánceres de mama (por debajo de varios milímetros) . La especificidad y el valor predictivo positivo de la mamografía se quedan limitados debido a una superposición en la apariencia de las lesiones benignas y las malignas. La limitada sensibilidad y especificidad de la mamografía en la detección de cáncer de mama se debe a su pobre detectabilidad de contraste, que es común para todos los tipos de técnicas de obtención de imágenes de proyección (la obtención de imágenes de proyección sólo puede tener hasta un 10% de detectabilidad de contraste) . La sensibilidad con la que la mamografía convencional puede identificar los tumores malignos en la fase pre-clínica se verá afectada en gran medida por la naturaleza del parénquima circundante de mama. La detección de calcificaciones se verá influenciada en menor medida por el tejido circundante. La percepción de masas de mama sin calcificación asociada, que representa la mayoría de los tumores en los pacientes con carcinomas detectados, se ve influenciada en gran medida por el patrón parénquimal mamográfico. De este modo, la mamografía convencional a menudo no es capaz de detectar directamente tumores de unos milímetros debido a una baja resolución de contraste. La mamografía convencional requiere una resolución ultra-alta (50 -100 mm/pixel) para obtener imágenes de micro-calcificaciones para compensar su pobre resolución de contraste. La mamografía no consigue demostrar inicialmente el 30%-35% de los cánceres. Además, no todos los cánceres de mama detectados con mamografía se encontrarán lo suficientemente pronto como para ser curados. A lo más, parece que la mamografía convencional puede reducir la mortalidad hasta un 50%. Esto es una importante ganancia, pero hay un considerable espacio para la mejora en la detección temprana de cáncer de mama.

La especificidad relativamente baja de la mamografía tiene como resultado la biopsia para casos indeterminados a pesar de las desventajas de mayor coste y el estrés que impone en los pacientes. Existe la necesidad de una caracterización más precisa de las lesiones de mama con el fin de reducir la tasa de biopsias y la tasa de falsos positivos de las biopsias.

Hay varias características radiológicas o biológicas de los carcinomas de mama de las que se pueden obtener imágenes. Primero, el carcinoma tiene diferentes coeficientes de atenuación lineal de rayos X que los tejidos circundantes, como se muestra en la figura 1. Segundo, el carcinoma tiene una tasa de crecimiento volumétrico substancialmente mayor en comparación con un tumor benigno que carece de crecimiento. Tercero, el carcinoma tiene unos patrones distinguibles de los de un tumor benigno. Cuarto, los tumores benignos muestran diferente aumento de contraste después de una inyección intravenosa de contraste. Quinto, la presencia de neovascularidad puede indicar cáncer. La mamografía convencional se basa principalmente en la primera característica y utiliza parcialmente la tercera característica para la detección de cáncer de mama. Dado que la mamografía es una técnica estática bidimensional de obtención de imágenes, no puede proporcionar información con respecto a las características 2, 4 o 5.

Actualmente, la evaluación radiológica de cáncer de mama es importante no sólo para la detección temprana de una enfermedad, sino también para la estadificación y la monitorización de la respuesta al tratamiento. Hasta ahora, la mamografía convencional analógica ha demostrado ser la herramienta actualmente disponible más rentable para la detección temprana de cáncer de mama. Sin embargo, la especificidad y el valor predictivo positivo de la mamografía se quedan limitados, debido a una superposición en las apariencias de las lesiones benignas y malignas y a la pobre detectabilidad del contraste, que es común para todas las técnicas de obtención de imágenes de proyección. La obtención de imágenes de proyección puede tener sólo hasta un 10% de detectabilidad de contraste. Por lo tanto, a menudo se necesita una biopsia para casos indeterminados a pesar de las desventajas de mayor

coste y el estrés que impone en los pacientes. Por lo tanto, existe la necesidad de una caracterización más precisa de las lesiones de mama con el fin de reducir la tasa de biopsias.

En la última década, la IRM de mama ha obtenido un papel a la hora de clarificar los casos indeterminados después de una mamografía y/o ultrasonidos, especialmente después de cirugía de mama y para detectar cánceres multifocales de mama. Sin embargo, la integración de RM en la práctica clínica rutinaria ha sido dificultada por varias limitaciones, incluido el mucho tiempo de escaneo y el alto coste de los exámenes con RM. Adicionalmente, muchos pacientes no pueden soportar una RM a causa de contraindicaciones de RM (p. ej., clips de aneurisma, marcapasos) o claustrofobia grave.

La caracterización de lesiones de mama en RM se ha basado en gran medida en las tasas diferenciales de aumento entre las lesiones benignas y las malignas. La constante compensación entre la resolución espacial y la temporal en la RM ha dificultado la consecución de la resolución espacial necesaria para una mejor detección y caracterización de lesiones.

La tomografía computarizada (TC) por haz en ventilador, incluida TC espiral, se ha evaluado como una herramienta potencial para la caracterización de lesiones de mama. La mayoría de los trabajos anteriores se han basado en la técnica tradicional o helicoidal que utiliza todo el cuerpo del escáner. Esa técnica sufre, sin embargo, de varias desventajas incluida la significativamente mayor exposición a radiación debido al hecho de que la TC estándar no puede utilizarse para concentrarse sólo en la mama, de modo que la mayoría de rayos-x se malgastan en el escaneo de todo el cuerpo. Eso lleva a una resolución espacial relativamente baja en un plano (típicamente 1, 0 lp/mm) , una resolución de plano cruzado incluso menor (menor o igual a 0, 5 lp/mm en la dirección perpendicular a los cortes) , y tiempos prolongados de escaneo volumétrico, dado que la TC espiral escanea corte por corte todo el volumen y el escáner de toda la mama tarda 120 segundos. Todavía tarda 15 - 30 segundos en la última TC espiral multi-anillo para 1 mm/corte y una cobertura de 12 cm.

El ultrasonido tiene una pobre resolución a la hora de caracterizar márgenes de lesiones e identificar microcalcificaciones. El ultrasonido también es muy dependiente del operario.

Además, para una mamografía convencional, la compresión es esencial para mejorar la detectabilidad de bajo contraste. Sin embargo, los pacientes se sienten incómodos aunque la compresión no sea perjudicial para ellos.

La solicitud de patente relacionada citada antes enseña el uso de tomografía computarizada volumétrica por haz cónico (BCVTC) para la obtención de imágenes de mama, llamada técnica de obtención de imágenes de mama con TC volumétrica por haz cónico (CBVTCBI) . El paciente yace en una mesa con un agujero de mama a través del cual se extiende la mama de la que se van a obtener imágenes. Un bastidor de pórtico hace rotar una fuente de radiación y un detector alrededor... [Seguir leyendo]

1. Un dispositivo para producir una imagen de una mama (B) de un paciente (P) , el dispositivo (200) comprende: -un bastidor (206) de pórtico; -por lo menos un motor (212) para mover el bastidor (206) de pórtico para formar una geometría de adquisición

de datos en la que se toman datos de imágenes; -una fuente (210) de un haz de radiación (C) conectada al bastidor (206) de pórtico para moverse con el bastidor (206) de pórtico; -un detector digital bidimensional, en lo sucesivo denominado detector digital 2D (208) , conectado al bastidor

(206) de pórtico para moverse con el bastidor (206) de pórtico,

-el detector digital 2D (208) se dispone en un recorrido del haz de radiación (C) ; y -una mesa (202) en la que descansa el paciente (P) mientras se toman los datos de imágenes, -la mesa (202) se configura para soportar el paciente (P) de tal manera que, durante el uso, la mama (B) se dispone entre la fuente (210) de radiación de haz cónico (C) y el detector digital 2D (208) , -la mesa (202) tiene un agujero (204) por el que durante el uso se extiende la mama (B) y que se configura de 15 tal manera que la totalidad de la mama (B) que se extiende a través del agujero (204) está en el recorrido del haz de radiación (C) ; en donde -el por lo menos un motor (212) se configura para mover el bastidor (206) de pórtico de modo que el detector digital 2D (208) haga un escáner volumétrico de la mama (B) , caracterizado porque la mesa (202) tiene un segundo agujero (204) para permitir que un brazo del paciente (P) caiga a través del segundo agujero (204) mientras se hace el escáner volumétrico en donde la mesa (202) tiene dos agujeros (204) de mama y dos agujeros de brazo.

2. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde la fuente (210) comprende un filtro de compensación de haz para compensar el haz según un grosor no uniforme de la mama (B) .

3. El dispositivo de la reivindicación 2, en donde el filtro de compensación de haz tiene, para cada corte transversal, un grosor que es una función de (dmax - d) , donde d es un diámetro de la mama (B) en cada una de dichos cortes transversales y dmax es el diámetro máximo de la mama (B) .

4. El dispositivo de la reivindicación 3, en donde la función es una función lineal.

5. El dispositivo de la reivindicación 2, en donde la fuente (210) comprende además un filtro de espectro para 30 producir una distribución espectral en el haz.

6. El dispositivo de la reivindicación 1, que comprende además un dispositivo de cómputo, que recibe una salida del detector, para formar la imagen según el escáner volumétrico.

7. El dispositivo de la reivindicación 6, en donde el dispositivo de cómputo comprende un almacenamiento para almacenar una biblioteca de materiales que comprende datos de coeficientes de atenuación lineal de rayos X para

una pluralidad de tipos de tejido y de lesiones de mama, y en donde el dispositivo de cómputo forma la imagen según la biblioteca de materiales.

8. El dispositivo de la reivindicación 7, en donde la pluralidad de tipos de tejido de lesiones de mama comprende tejido adiposo, tejido glandular, material de base, en particular una mezcla de 50% adiposo y 50% glandular, carcinoma y calcificación.

9. Un método para producir una imagen de una mama (B) de un paciente (P) , el método comprende:

(a) proporcionar una fuente (210) de un haz de radiación y un detector digital bidimensional (208) que se dispone en un recorrido del haz de radiación;

(a1) disponer al paciente (P) en una mesa (202) de un dispositivo (200) según cualquiera de las reivindicaciones precedentes;

(b) disponer la mama (B) en el recorrido del haz de radiación entre la fuente (210) y el detector de tal manera que la totalidad de la mama (B) se disponga en el recorrido del rayo;

(c) utilizar la fuente (210) y el detector para obtener un escáner volumétrico de la mama (B) , el escáner volumétrico tiene como resultado datos de imagen; y

(d) formar la imagen a partir de los datos de imagen.

10. El método de la reivindicación 9, en donde la etapa (c) se realiza utilizando una geometría de adquisición de datos que se selecciona del grupo que consiste en círculo, círculo más una o más líneas, círculo más uno o más arcos, 180 grados más ángulo de haz y un número entero de veces 360 grados.

11. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde el detector digital 2D (208) es un detector de panel plano.

12. El método de la reivindicación 9, en donde la imagen es una imagen tridimensional.

13. El método de la reivindicación 9, en donde la imagen es una matriz tridimensional de reconstrucción de una distribución de coeficientes de atenuación de rayos X de una mama (B) .

14. El método de la reivindicación 9, en donde la imagen es una imagen cuadridimensional o de espacio más tiempo.

15. El método de la reivindicación 9, en donde la etapa (d) comprende reducción bidimensional de ruido seguida por reconstrucción de haz cónico.

16. El método de la reivindicación 15, en donde la reducción bidimensional de ruido comprende uno de un filtro digital y/o una transformada de ondícula.

17. El método de la reivindicación 9, en donde la etapa (d) comprende la reconstrucción de haz cónico seguida por la reducción tridimensional de ruido.

18. El método de la reivindicación 17, en donde la reducción tridimensional de ruido comprende uno de un filtro digital y/o una transformada de ondícula.

19. El dispositivo de la reivindicación 1, que comprende además un pistón para comprimir ligeramente la mama

(B) hasta una forma cilíndrica.

20. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde la mesa (202) es movible entre una primera posición vertical, para permitir al paciente (P) acercarse a la mesa (202) en una posición de pie, y una segunda posición horizontal para hacer el escáner volumétrico.

21. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde el bastidor (206) de pórtico y la mesa (202) se configuran de tal manera que el escáner volumétrico se hace de ambas mamas (B) del paciente en un solo escaneo.

22. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde el detector (208) tiene un tamaño para escanear ambas mamas

(B) del paciente en un solo escaneo.

23. El dispositivo de la reivindicación 1, que comprende además un modulador de intensidad para reducir la dosis de radiación al paciente (P) al tiempo que se logra una calidad uniforme de imagen de proyecciones.

24. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde el dispositivo realiza una geometría de escaneo para evitar el brazo del paciente.

25. El dispositivo de la reivindicación 23, que comprende además un colimador controlado por ordenador para reducir la dosis de radiación al paciente (P) .

26. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde el por lo menos un motor (212) mueve la mesa (202) lateral y longitudinalmente con respecto al pórtico para recolocar al paciente (P) para un nuevo escaneo.

27. El dispositivo de la reivindicación 1, en donde el por lo menos un motor (212) mueve la mesa (202) lateral y longitudinalmente con respecto al pórtico para recolocar al paciente (P) para un nuevo escaneo.

28. El dispositivo (200) de la reivindicación 1, que comprende además una cuña para la colocación sobre la mesa

(202) adyacente al agujero (204) de mama para ayudar en la recolocación del paciente (P) para asegurar una cobertura apropiada de la pared torácica y de la mama (B) del paciente.

29. El dispositivo (200) de la reivindicación 1, en donde la imagen de una mama (B) es una reconstrucción 3D, por haz cónico, de una mama (B) .

30. El dispositivo (200) de la reivindicación 1, en donde la imagen de una mama (B) es una matriz de reconstrucción 3D, por haz cónico, de una distribución de coeficientes de atenuación lineal de rayos X de una mama (B) .