ES2986702T3 - Dispositivos y procedimientos para imágenes médicas - Google Patents

Abstract

Dispositivo auxiliar para una máquina de mamografía, que tiene una fuente de rayos X y un receptor de rayos X que tiene un área receptora. El dispositivo auxiliar comprende una carcasa que tiene una longitud, un ancho y un espesor, en donde la longitud y el ancho de la carcasa están adaptados a una longitud y un ancho del área receptora. El dispositivo auxiliar comprende además uno o más accesorios para fijar el dispositivo auxiliar, y un detector dentro de la carcasa. El detector comprende una placa de material semiconductor, un electrodo en un primer lado de la placa, y un segundo detector de electrodo pixelado en el segundo lado de la placa, y un circuito de lectura unido al segundo detector de electrodo pixelado, y el circuito de lectura está configurado para el recuento de fotones espectrales con dos o más contenedores de energía. También se proporcionan métodos para la obtención de imágenes médicas. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Dispositivos y procedimientos para imágenes médicas

[0001]La presente divulgación se refiere a la formación de imágenes médicas y, más en particular, la presente divulgación se refiere a técnicas de formación de imágenes útiles para mamografía. La presente divulgación se refiere a dispositivos de formación de imágenes auxiliares para mamógrafos y a procedimientos que se basan en el recuento de fotones de una región de interés.

Antecedentes

[0002]El cáncer de mama es la principal causa de muerte entre las mujeres y es la segunda causa de muerte más común después de las cardiovasculopatías. La detección temprana del cáncer de mama es primordial, ya que incrementa las posibilidades de supervivencia.

[0003]En el mundo desarrollado y en desarrollo, se recomienda y lleva a cabo un cribado regular para detectar el cáncer de mama en mujeres por encima de una determinada edad, por ejemplo, 40 años. Una mamografía de cribado es una imagen por rayos X de la mama usada para detectar cambios en la morfología de la mama de mujeres que no tienen signos ni síntomas de cáncer de mama. Normalmente implica dos radiografías de cada mama. Las mamografías hacen posible detectar tumores que no se pueden palpar. Las mamografías también pueden hallar microcalcificaciones que a veces indican la presencia de cáncer de mama temprano.

[0004]Una mamografía de diagnóstico es una radiografía de la mama que se usa para localizar el cáncer de mama después de que se haya hallado un bulto u otro signo o síntoma de cáncer de mama. Los signos de cáncer de mama pueden incluir dolor, engrosamiento de la piel, secreción del pezón o un cambio en el tamaño o conformación de la mama. Una mamografía de diagnóstico puede tardar más que una mamografía de cribado porque implica más radiografías para obtener vistas de la mama desde varios ángulos.

[0005]En la tomosíntesis, también conocida como mamografía 3D, se crea una imagen casi tridimensional de la mama usando exposición a rayos X de la mama desde diferentes ángulos. Al usarse además de la mamografía normal, da como resultado resultados de pruebas más "positivos", es decir, más hallazgos de posibles anomalías. Sin embargo, también se puede incrementar potencialmente el número de falsos positivos. Otra preocupación es que duplica con creces la exposición a la radiación.

[0006]Como con todas las radiografías, las mamografías usan dosis de radiación ionizante para crear imágenes. A continuación, estas imágenes se analizan para detectar hallazgos anómalos. Es normal emplear rayos X de menor energía, típicamente Mo (energías de rayos X de la capa K de 17,5 y 19,6 keV) y Rh (20,2 y 22,7 keV).

[0007]Se producen los falsos negativos cuando las mamografías parecen normales aunque esté presente el cáncer de mama. Por lo tanto, los falsos negativos representan un significativo riesgo para la salud y es deseable mejorar la calidad de la formación de imágenes médicas de modo que se puedan evitar, en la medida de lo posible, los falsos negativos.

[0008]Se producen los falsos positivos cuando las mamografías se interpretan por un radiólogo como anómalas, pero, en realidad, no está presente ningún cáncer. Cuando se halla o se sospecha de una anomalía, típicamente se puede llevar a cabo una biopsia. En el caso de un positivo falso, una biopsia revela que no está presente ningún cáncer. Además de la incomodidad y el trauma provocado a una mujer en el caso de una biopsia innecesaria, el coste de las biopsias innecesarias para la sociedad puede ser significativo. Por los tanto, es deseable reducir los falsos positivos en las mamografías.

[0009]También es conocida la mamografía por recuento de fotones y se ha demostrado que reduce la dosis de rayos X para el paciente en comparación con los procedimientos convencionales, mientras que mantiene la calidad de las imágenes a un nivel igual o mayor.

[0010]El recuento de fotones es una técnica en la que se cuentan fotones individuales usando un detector monofotónico.

[0011]Un avance más reciente es usar la formación de imágenes espectrales, que probablemente se empleará en la nueva generación de tomógrafos computarizados, para poder distinguir entre diferentes tipos de tejido.

[0012]En radiología, una de las principales desventajas de las modalidades de formación de imágenes por rayos X es el efecto negativo de la radiación ionizante. Aunque se cree que el riesgo de las pequeñas exposiciones (como se usa en la mayoría de las formaciones de imágenes médicas) es relativamente pequeño, una manera de reducir las exposiciones es hacer que los detectores de rayos X sean lo más eficaces posible, de modo que se puedan usar menores dosis para la misma calidad de las imágenes de diagnóstico. Los detectores de recuento de fotones pueden ayudar, debido a su capacidad de rechazar el ruido más fácilmente y otras ventajas en comparación con los detectores de cargas de integración (de suma) convencionales.

[0013]Un rasgo característico clave del recuento de fotones es que apenas experimenta ruido electrónico y del detector. Se puede detectar fotón a fotón, lo que no es posible con los sistemas de formación de imágenes de radiología convencionales, en los que las cargas se integran durante un periodo de tiempo y, al final del tiempo de exposición, las cargas se digitalizan. En el modo de integración de cargas, el ruido se integra con la señal y luego se sustrae midiendo la señal de desplazamiento cuando no hay radiación de rayos X.

[0014]Una buena resolución de imágenes en un dispositivo de formación de imágenes por recuento de fotones, en general, proviene de dos factores: alto contraste (es decir, alta proporción de señal con respecto a ruido) y resolución espacial. Esto significa que con un tamaño cada vez menor de un detector individual (o "píxel"), la resolución espacial mejorará. Por este motivo, a menudo se usan detectores pixelados.

[0015]Un detector pixelado en el presente documento significa que un electrodo detector está "segmentado", es decir, un único electrodo se subdivide en una matriz de píxeles. En general, todos estos píxeles pueden tener el mismo tamaño, pero esto no es necesariamente así. Por tanto, el depósito de energía en un detector se puede registrar a nivel de píxeles individuales en lugar de a nivel del detector como un todo. En el presente documento, el depósito de energía se puede denominar "evento". Y un depósito de energía de este tipo se puede provocar, en general, por la desintegración de un material nuclear. Esta forma de detección, a menudo, se usa en la formación de imágenes médicas nucleares.

[0016]Son conocidas diferentes clases de detectores, tales como detectores basados en cristales centelleantes y los llamados detectores de semiconductor. Debido a la resolución espacial mencionada anteriormente, en general, son preferentes detectores de estado sólido pixelados a temperatura ambiente basados en material semiconductor. Cuando se "detectan" fotones altamente energéticos en un detector de semiconductor, se crean huecos de electrones. Los electrones y los huecos se mueven en direcciones opuestas hacia los electrodos debido a un voltaje de polarización aplicado. En un detector pixelado, la localización del registro dentro de los electrodos se puede determinar debido al hecho de que los electrodos están pixelados, de modo que se puede determinar la localización de impacto dentro del detector.

[0017]Un detector de semiconductor en física de detección de radiación ionizante es un dispositivo que usa un semiconductor (normalmente silicio o germanio) para medir el efecto de partículas o fotones cargados incidentes. El silicio tiene un bajo "Z" y, por lo tanto, su eficacia para detectar rayos X es relativamente baja. Por otra parte, el germanio puede requerir enfriarse a temperaturas criogénicas.

[0018]Se han desarrollado detectores de telururo de cadmio (CdTe) y telururo de cadmio y cinc (CZT) para su uso en espectroscopia de rayos X y espectroscopia gamma. La alta densidad de estos materiales significa que pueden atenuar eficazmente los rayos X y rayos gamma con energías mayores de 20 keV que los tradicionales sensores basados en silicio no pueden detectar. La amplia banda prohibida de estos materiales también significa que tienen alta resistividad y pueden funcionar a, o cerca de la, temperatura ambiente (-295 K), a diferencia de los sensores basados en germanio. Estos materiales de detector se pueden usar para producir sensores con diferentes estructuras de electrodo para la formación de imágenes y espectroscopia de alta resolución.

[0019]Con el recuento de fotones se puede lograr una imagen con alto contraste porque el sistema de detección está libre de ruido a nivel de electrónica y corriente de pérdida del detector. Sin embargo, cuando se trata de la resolución espacial, el recuento de fotones también puede experimentar un tamaño de píxel pequeño en un detector.

[0020]En caso de un "evento", el fotón capturado en el detector de semiconductor genera una nube de carga pequeña con un radio de aproximadamente 10 pm. Debido al voltaje de polarización, esta nube de carga comienza a avanzar hacia el electrodo detector y, durante este tiempo de avance, el tamaño transversal de la nube de carga se expande de acuerdo con la fórmula de difusión de la ley de Fick. Por tanto, puede ocurrir que la energía de un único evento se recoja en diferentes píxeles. Si la energía depositada está por encima del umbral de activación en más de un píxel, el evento se cuenta más de una vez.

[0021]El documento EP 3 262 44122 aborda esta cuestión y proporciona procedimientos y sistemas para el recuento de fotones que evitan el recuento doble de un único evento.

[0022]El documento EP3690490 muestra un módulo de detector para y comprendido en un mamógrafo para reducir la cantidad de falsos positivos observados por el mamógrafo. El dispositivo comprende un receptor de rayos X que tiene un área de receptor de rayos X. El módulo de detector de panel plano se puede colocar en un receptor de imágenes del dispositivo de formación de imágenes, por ejemplo, un mamógrafo. El módulo de detector comprende además una serie de componentes de detector, hechos de una placa de material semiconductor, un electrodo en un primer lado de la placa y un segundo electrodo pixelado en el segundo lado de la placa, un circuito de lectura fijado al segundo detector de electrodo pixelado, y estando configurado el circuito de lectura para resolver espectralmente fotones de rayos X en el detector para distinguir entre diferentes partes del cuerpo.

[0023] La presente divulgación proporciona dispositivos, sistemas y procedimientos que resuelven o al menos reducen algunas de las desventajas mencionadas anteriormente.

Breve explicación

[0024] En un primer aspecto, se proporciona un dispositivo auxiliar para un mamógrafo de acuerdo con la reivindicación 1.

[0025] De acuerdo con este aspecto, se proporciona un dispositivo auxiliar que se puede usar con un mamógrafo estándar. El dispositivo auxiliar se puede situar en el área de receptor de rayos X del mamógrafo. Las dimensiones del dispositivo auxiliar se pueden adaptar para su fácil colocación en el área de receptor.

[0026] En la pequeña área de detector del dispositivo auxiliar, se puede llevar a cabo el recuento de fotones con diferentes tramos energéticos para obtener imágenes médicas de alta calidad que se puedan usar para derivar la presencia de diferentes tipos de tejidos. El área de detector es relativamente pequeña en comparación con el área de receptor de rayos X del mamógrafo para formar imágenes solo de una región de interés.

[0027] Los tramos energéticos se deben considerar en el presente documento como intervalos o fragmentos de niveles energéticos. Cuando se captura un fotón en la placa de semiconductor, se forma una nube de carga. Para un único evento (una captura de único fotón), la señal electrónica medida, normalmente en voltaje, en el detector de electrodo pixelado es proporcional a la cantidad de energía de la nube de carga.

[0028] En algunos ejemplos, el material semiconductor puede ser un semiconductor a temperatura ambiente con alto Z. Un semiconductor con alto Z se debe entender en el presente documento como un material semiconductor con un alto número atómico. El uso de un semiconductor con alto Z puede significar que con una placa de material relativamente delgada se pueden capturar sustancialmente todos los rayos X. Los ejemplos adecuados incluyen: GaAs (arseniuro de galio), CdTe (telururo de cadmio), CdZnTe (telururo de cadmio y cinc), HgI2 (yoduro mercúrico), perovskita, TIBr (bromuro de talio).

[0029] En algunos ejemplos, la placa de material semiconductor puede tener un espesor de entre 0,5 y 3 mm, y específicamente de entre 0,75 y 2 mm. Una delgada placa de material semiconductor puede dar lugar a una delgada carcasa para el dispositivo auxiliar. Un dispositivo delgado de este tipo se puede usar más fácilmente. Al mismo tiempo es ventajoso un espesor del material semiconductor que sea suficiente para capturar todos o al menos un gran porcentaje de los rayos X.

[0030] En algunos ejemplos, la placa de material semiconductor puede tener una longitud que esté entre un 10 % y un 50 % de la longitud del área de receptor, y puede tener una anchura que esté entre un 10 % y un 50 % de la longitud del área de receptor. En algunos ejemplos, la placa de material semiconductor puede tener una longitud de entre 5 y 15 cm y una anchura de entre 5 y 15 cm.

[0031] En algunos ejemplos, el circuito de lectura se puede configurar para el recuento de fotones espectrales con 2 -14 tramos energéticos, específicamente 3 -10 tramos energéticos. Se sabe que las imágenes por rayos X que usan niveles energéticos diferentes, baja energía y alta energía, se pueden usar para distinguir entre diferentes clases de tejidos. Con el recuento de fotones con el detector explicado en el presente documento, se puede definir cualquier número de tramos energéticos. No se necesitan usar múltiples dosis de rayos X; en cambio, una única exposición puede ser suficiente.

[0032] Los tramos energéticos pueden tener la misma "anchura", pero no es necesario que sea el caso. En ejemplos, los tramos energéticos pueden ser programables. Por tanto, los tramos energéticos se pueden ajustar en niveles que sean (se espera que sean) más adecuados para una implementación específica. Los tramos energéticos se pueden programar a lo largo del intervalo del espectro de emisión de rayos X de la fuente de rayos X del mamógrafo. En un ejemplo, los tramos energéticos se pueden seleccionar de modo que se maximice el contraste en relación con el borde k del agente de contraste.

[0033] En algunos ejemplos, el detector del dispositivo auxiliar puede comprender además una rejilla antidifusora y opcionalmente en el que la rejilla antidifusora está configurada para moverse entre una primera posición que cubre el detector y una segunda posición que no cubre el detector. En el caso de los rayos X que usan agente de contraste potenciado, la rejilla antidifusora se sitúa sobre el detector. En el caso del modo de tomosíntesis, se puede retirar la rejilla antidifusora del detector.

[0034] En algunos ejemplos, los medios de acoplamiento para acoplar el dispositivo auxiliar a la máquina de formación de imágenes pueden comprender uno o más de los siguientes: enganches, cinchas, adhesivo liberable, ventosas y cierres regulados por vacío.

[0035] En algunos ejemplos, la carcasa puede tener una longitud de entre 20 y 30 cm y una anchura de entre 15 y 25 cm. La carcasa se puede adaptar para encajarse con precisión en el área de receptor del mamógrafo, de modo que un profesional pueda situar correcta y fácilmente el dispositivo auxiliar. El área del detector puede ser visible o estar marcada en la carcasa, de modo que la región de interés se pueda situar correctamente con respecto al detector.

[0036] En otro aspecto, se proporciona un procedimiento para proporcionar una imagen médica de una región de interés de acuerdo con la reivindicación 11.

[0037] En algunos ejemplos, la región de interés se puede determinar antes de proporcionar la imagen médica de la región de interés, y la región de interés se puede seleccionar a partir de una mamografía. Se puede usar un mamógrafo para proporcionar una mamografía de diagnóstico o de cribado. Si hay sospecha de un tumor en un área, en muchos casos se programaría normalmente una biopsia. Con los dispositivos y procedimientos de la presente divulgación, antes de planificar una biopsia, se pueden formar imágenes de una región de interés, es decir, una región en la que podría haber un tumor.

[0038] En algunos ejemplos, generar la imagen médica puede comprender generar una primera imagen médica para un primer tramo energético y generar una segunda imagen médica para un segundo tramo energético. Se pueden definir dos, tres o más tramos energéticos y, para cada uno de los tramos energéticos, se puede generar una imagen médica. Los diferentes niveles energéticos pueden dar información sobre diferentes tipos de tejido.

[0039] En algunos ejemplos, al sujeto se le ha administrado previamente un agente de contraste potenciado.

[0040] En algunos ejemplos, el procedimiento puede comprender además analizar la imagen médica de la región de interés, en particular, usando un algoritmo informático, y más en particular en el que el algoritmo informático se ha generado con inteligencia artificial. La presente divulgación proporciona posibilidades de derivar diferentes tipos de tejido que actualmente no se usan con propósitos de diagnóstico. En la actualidad, se han usado como máximo dos niveles energéticos diferentes para distinguir entre tipos de tejido. Al usar un modelo matemático derivado de aprendizaje automático, se pueden obtener análisis nuevos y mejorados de las imágenes médicas.

Breve descripción de los dibujos

[0041] A continuación, se describirán ejemplos no limitantes de la presente divulgación, con referencia a las figuras adjuntas, en las que:

las figuras 1a y 1b ilustran el principio de tomosíntesis y de una máquina de tomosíntesis;

las figuras 2A - 2C ilustran esquemáticamente un dispositivo auxiliar de acuerdo con un ejemplo;

las figuras 3A y 3B ilustran esquemáticamente un ejemplo de cómo usar un dispositivo auxiliar para un mamógrafo; y

la figura 4 ilustra factores de atenuación para diferentes tipos de tejidos y la composición de diferentes tomas de rayos X;

las figuras 5A y 5B ilustran esquemáticamente un ejemplo de un detector de semiconductor pixelado; y la figura 6 ilustra un diagrama de flujo de un ejemplo de un procedimiento para usar un dispositivo auxiliar de acuerdo con la presente divulgación.

[0042] Las figuras se refieren a implementaciones de ejemplo y solo se deben usar como ayuda para comprender la materia objeto reivindicada, no para limitarla en ningún sentido.

Descripción detallada de los ejemplos

[0043] La figura 1 ilustra esquemáticamente el principio de la tomosíntesis y de una máquina de tomosíntesis 70. En la tomosíntesis, se crea una imagen casi 3D de la mama usando exposición a rayos X de la mama desde diferentes ángulos.

[0044] Un mamógrafo para tomosíntesis puede comprender una montura o bastidor 80 que soporta un área de receptor 75 en la plataforma 82 y un tubo de rayos X 72. La mama de un sujeto 100 se puede colocar por encima del área de receptor 75 y se puede comprimir entre el área de receptor 75 y una plancha de compresión 77.

[0045] El tubo de rayos X 72 se puede mover en diferentes posiciones A, B, C, D y E y la mama se puede exponer a radiación ionizante desde cada posición diferente del tubo de rayos X 72. Debido a que se forman imágenes de la mama 100 desde diferentes ángulos, las imágenes de estos diferentes ángulos se pueden combinar para reconstruir imágenes en diferentes planos de formación de imágenes 73.

[0046]Las figuras 2A - 2C ilustran esquemáticamente un dispositivo auxiliar de acuerdo con un ejemplo de la presente divulgación.

[0047]La fig. 2A ilustra un dispositivo auxiliar 90 para un mamógrafo 70, teniendo el mamógrafo 70 una fuente de rayos X 72 y un receptor de rayos X 75 que tiene un área de receptor. El dispositivo auxiliar 90 comprende una carcasa 98 que tiene una longitud L, una anchura W y un espesor H, en el que la longitud L de la carcasa 98 está adaptada a una longitud del área de receptor L<r>y la anchura de la carcasa está adaptada a la anchura del área de receptor W<r>. La longitud y anchura L<r>y W<r>del área de receptor se puede ver más claramente, por ejemplo, en la figura 3A.

[0048]La longitud L y anchura W de la carcasa 98 del dispositivo auxiliar se pueden adaptar a la longitud y anchura del área de receptor, de modo que la longitud L y anchura W correspondan sustancialmente a la longitud y anchura L<r>y W<r>del área de receptor. La longitud y anchura de la carcasa 98 también pueden ser ligeramente más pequeñas que la longitud y anchura correspondientes del área de receptor del mamógrafo.

[0049]En general, la longitud y anchura de la carcasa 98 pueden ser tales que faciliten la situación del dispositivo auxiliar 90 en el área de receptor.

[0050]En algunos ejemplos, la carcasa puede tener una longitud de entre 20 y 30 cm y una anchura de entre 15 y 25 cm. Las dimensiones adecuadas de la carcasa dependen, en particular, del mamógrafo con el que se vaya a usar. Los diferentes mamógrafos de diferentes proveedores tienen diferentes dimensiones para el área de detector. En general, un detector para un mamógrafo puede tener una anchura de entre 15 y 25 cm, y específicamente de entre 18 y 24 cm, y una longitud de entre 20 y 30 cm, específicamente de entre 23 y 30 cm. Se puede determinar que las dimensiones del dispositivo auxiliar 90 sean tales que el dispositivo auxiliar encaje exactamente en el área de receptor, sin sobresalir más allá del detector en ningún lado. En otros ejemplos, el dispositivo auxiliar puede ser ligeramente más pequeño que el área de receptor. En general, las dimensiones del dispositivo auxiliar no deben ser muy superiores a las dimensiones del área de receptor del mamógrafo, puesto que esto puede complicar la correcta situación del dispositivo auxiliar.

[0051]El dispositivo auxiliar 90 comprende además uno o más acoplamientos (no ilustrados) para acoplar el dispositivo auxiliar al mamógrafo. Los puntos de acoplamiento, cierres u otros medios de acoplamiento pueden fijar el dispositivo auxiliar 90 de forma segura en su lugar durante el funcionamiento.

[0052]El dispositivo auxiliar incluye además un detector 92 en el interior de la carcasa 98. El detector 92 comprende una placa de material semiconductor, un electrodo en un primer lado de la placa y un segundo detector de electrodo pixelado en el segundo lado de la placa, y un circuito de lectura fijado al segundo detector de electrodo pixelado. La posición del detector 92 en el interior de la carcasa se puede indicar o ser visible en el exterior de la carcasa. De este modo, un operario puede situar el dispositivo auxiliar 90 sabiendo con precisión dónde está localizado el detector 92.

[0053]Un ejemplo de un ensamblaje de detector adecuado se ilustra en el documento WO 2010/034619 y en el documento WO 2018/019941. Se puede hacer referencia a la figura 5A: un detector 92, en particular, puede incluir una placa 110, por ejemplo, de un semiconductor a temperatura ambiente con alto Z, específicamente se puede usar uno de los siguientes semiconductores: GaAs, CdTe, CdZnTe, HgI2, perovskita, TIBr.

[0054]La placa 110 del material semiconductor puede tener un espesor, por ejemplo, de entre 0,2 y 3 mm, y específicamente de entre 0,75 y 2 mm. Como se explicará en el presente documento, debido al uso del dispositivo auxiliar, es beneficioso hacer que el detector 92 y la carcasa 98 sean relativamente delgados, de modo que se pueda situar una mama encima del dispositivo auxiliar situado en el mamógrafo sustancialmente de la misma manera que si el dispositivo auxiliar no estuviera presente.

[0055]En un lado de la placa, se puede proporcionar un primer electrodo 112, por ejemplo, un cátodo 112. En el otro lado de la placa, se puede proporcionar un detector de electrodo pixelado 114. El electrodo pixelado 114 puede ser el ánodo.

[0056]Los electrodos 112, 114 pueden proporcionar un voltaje de polarización. En caso de un "evento", el fotón capturado en el detector de semiconductor genera una nube de carga pequeña con un radio de aproximadamente 10 |jm. Debido al voltaje de polarización, esta nube de carga comienza a avanzar hacia el electrodo detector.

[0057]El detector pixelado 114 se puede montar encima de un circuito de lectura 116. El circuito de lectura 116 puede ser un ASIC (circuito integrado específico de aplicación). El circuito de lectura 116 se puede fijar directamente a los píxeles. En particular, se puede usar fijación por relieve.

[0058]El detector pixelado 114 comprende una pluralidad de píxeles. Un evento se puede registrar en un único píxel. O potencialmente se podría registrar en múltiples píxeles. Para aplicar apropiadamente el recuento de fotones con un tamaño de píxel pequeño y evitar el recuento doble, se puede usar una configuración tal como se ilustra en el documento<w>O 2016/135106.

[0059]Una manera de evitar el recuento doble se ha descrito en el documento WO 2016/135106, y, en particular, en las figuras 3 - 5 y partes correspondientes de la descripción. La técnica descrita se basa en registrar la carga en un único píxel y se asigna la carga al píxel que recibe la mayor parte o proporción de la carga.

[0060]En particular, el registro de una carga en un píxel se puede producir con retraso. El retraso disminuye a medida que se incrementa la carga recibida. Esto significa que el píxel que recibe la mayor carga (y esto se puede registrar como el voltaje de pico más alto de un pulso como se genera en un moldeador conectado al píxel individual) registra, en primer lugar, una carga. A continuación, se puede inhibir o de otro modo evitar que todos los píxeles vecinos (y estos pueden ser píxeles directamente vecinos al píxel en cuestión, u otros píxeles con los que se puede compartir la carga) participen en el recuento del mismo evento.

[0061]El circuito de lectura se puede programar de modo que cuando un píxel registre una carga, esto se comunique a los píxeles vecinos. Entonces, estos píxeles vecinos no participan en el recuento de la carga perteneciente al mismo evento. Sin embargo, los píxeles vecinos pueden determinar la carga recibida en esos píxeles. Como resultado, se puede determinar una carga total para un evento y asignar a un único píxel, a saber, el píxel que recibe la mayor parte de la carga.

[0062]El documento WO 2016/13510669 da una serie de maneras de lograr esto. En particular, se pueden definir diferentes niveles de activación con diferentes retrasos. Además, el registro se puede conseguir tras la descarga de un condensador a un nivel de referencia, y el nivel de referencia es una función de la carga recibida.

[0063]El circuito de lectura del dispositivo auxiliar 90 se puede configurar para el recuento de fotones espectrales con dos o más tramos energéticos. Los tramos energéticos se deben considerar en el presente documento como intervalos o fragmentos de niveles energéticos. Cuando se captura un fotón en la placa de semiconductor, se forma una nube de carga. Para un único evento (una captura de único fotón), la señal electrónica medida, normalmente en voltaje, en el detector de electrodo pixelado es proporcional a la cantidad de energía de la nube de carga. Al definir diferentes intervalos energéticos, se pueden separar eventos de diferente naturaleza entre sí.

[0064]Al contar los fotones correctamente, es decir, identificar correctamente los eventos individuales y evitar el recuento doble o triple del mismo evento, se puede determinar el depósito de energía total de cada evento. Los diferentes tejidos tienen diferentes características de absorción para fotones de diferentes niveles energéticos. Al distinguir diferentes eventos de diferentes niveles energéticos, se puede derivar con más exactitud la localización de diferentes tipos de tejido.

[0065]Como se puede ver en las figuras 2B y 2C, las dimensiones del detector 92 pueden ser significativamente más pequeñas que las dimensiones de la carcasa 98 y del área de receptor del mamógrafo. En algunos ejemplos, la placa de material semiconductor puede tener una longitud L<d>que esté entre un 10 % y un 50 % de la longitud del área de receptor, y puede tener una anchura W d que esté entre un 10 % y un 50 % de la longitud del área de receptor. En algunos ejemplos, la placa de material semiconductor tiene una longitud L<d>de entre 5 y 15 cm, y una anchura W d de entre 5 y 15 cm. Debe quedar claro que la placa de material semiconductor se puede ensamblar a partir de diversas placas más pequeñas. Por ejemplo, a partir de varias placas de 5 x 5 cm se puede ensamblar una placa de 15 x 15 cm.

[0066]Las dimensiones reducidas del detector 92 son suficientes para formar imágenes de una región de interés (RdI) y reducen significativamente su coste de producción. En ejemplos, se puede generar una mamografía usando un mamógrafo 70. Dentro de la mamografía, se puede definir una región de interés en la que se puede localizar tejido sospechoso. Antes de realizar una biopsia para determinar si el tejido sospechoso es benigno o maligno, el dispositivo auxiliar 90 se puede situar en el mismo mamógrafo 70.

[0067]Se pueden formar imágenes de la RdI usando el recuento de fotones espectrales del dispositivo auxiliar. No se necesita configurar toda el área de receptor para el recuento de fotones espectrales. Puede ser suficiente proporcionar la formación de imágenes de alta resolución solo para la región de interés.

[0068]En el ejemplo de la figura 2, el dispositivo auxiliar puede comprender además una rejilla antidifusora 94. En algunos ejemplos, la rejilla antidifusora se puede configurar para moverse entre una primera posición que cubre el detector (véase la figura 2B) y una segunda posición que no cubre el detector (figura 2C). En otros ejemplos, se puede usar una rejilla antidifusora con un adaptable de atenuación.

[0069]Una rejilla antidifusora es un dispositivo para limitar la cantidad de dispersión de radiación creada en una exposición radiográfica que alcanza el detector. Una rejilla de este tipo se puede construir a partir de una serie de tiras paralelas alternas de plomo y una sustancia radiotransparente, tal como plástico, fibra de carbono, aluminio e incluso papel. La rejilla se puede colocar entre el paciente y el detector durante la exposición. La radiación del haz primario pasa a través de tiras radiotransparentes a medida que viaja aproximadamente paralela a ellas, pero la radiación dispersada que se puede haber desviado del haz paralelo no puede pasar fácilmente a través de la rejilla ya que se encuentra con las tiras de plomo en ángulo y se atenúa, o se pierde, del haz.

[0070]Las rejillas se pueden usar, en particular, en exámenes donde se crea una gran cantidad de dispersión, es decir, aquellos que implican un gran volumen de tejido que se irradia y aquellos que requieren baja energía, es decir, voltaje. La dispersión de otro modo degradaría la imagen al reducir el contraste y la resolución. Sin embargo, el uso de una rejilla requiere una mayor exposición a la radiación para el paciente, ya que una parte sustancial del haz primario también se puede atenuar por los listones de plomo y, por este motivo, no se usan rejillas para todos los exámenes.

[0071]La rejilla antidifusora 94 puede ser deslizable entre una posición y otra a lo largo de las guías 96. La rejilla antidifusora se puede mover, por ejemplo, por un motor eléctrico, o cualquier otro accionador o se puede mover manualmente. Cuando el dispositivo auxiliar se usa para formar imágenes con rayos X y el agente de contraste potenciado, la rejilla antidifusora se puede situar sobre el detector. Cuando el dispositivo auxiliar se usa en modo de tomosíntesis, por ejemplo, la rejilla antidifusora puede estar en una segunda posición que no cubra el detector. Por tanto, el dispositivo auxiliar se puede adaptar a diferentes modos o diferentes mamógrafos.

[0072]Las figuras 3A y 3B ilustran esquemáticamente un ejemplo de cómo usar un dispositivo auxiliar 90 para un mamógrafo 70. La figura 3 ilustra cómo se puede acoplar el dispositivo auxiliar al área de receptor 75. El dispositivo auxiliar 90 puede comprender acoplamientos para acoplar el dispositivo auxiliar 90 al mamógrafo. Los acoplamientos pueden incluir, por ejemplo, enganches o cinchas para fijar mecánicamente el dispositivo auxiliar 90 al mamógrafo 70. Por ejemplo, los enganches se pueden enganchar alrededor de la plataforma 82.

[0073]De forma alternativa o adicionalmente, el dispositivo auxiliar 90 se puede acoplar usando un adhesivo liberable, ventosas o cierres regulados por vacío. En un ejemplo específico, un lado posterior del dispositivo auxiliar 90 puede tener una capa de silicio de liberación de vacío para garantizar un contacto firme en la parte superior del detector de mamografía. Cuando no se aplica ningún vacío (estado predeterminado), el dispositivo auxiliar se sujeta firmemente a la superficie del detector de mamografía como se representa. Al aplicar vacío a la almohadilla de silicio, el dispositivo auxiliar se puede mover, por ejemplo, retirar o reposicionar. Se puede usar una pequeña bomba de vacío para acoplar o desconectar el dispositivo auxiliar.

[0074]Los cierres regulados por vacío de este tipo están disponibles comercialmente de Gel-Pak®.

[0075]El dispositivo auxiliar 90 se puede diseñar para funcionar de forma autónoma, es decir, independiente de cualquier mamógrafo. Por tanto, el dispositivo auxiliar 90 puede funcionar con mamógrafos de diferentes tipos y marcas.

[0076]Se puede usar una "pretoma" con el mismo filtro, kV, mA que para una mamografía "estándar", pero con un 1 % del tiempo original. A partir de esta información, un operario puede determinar y, en consecuencia, ajustar el obturador de tiempo final para el tubo de rayos X para obtener suficiente flujo de rayos X para una imagen con el detector de recuento de fotones con buena proporción de señal con respecto a ruido.

[0077]La figura 4 ilustra factores de atenuación para diferentes tipos de tejidos y la composición de diferentes tomas de rayos X. En algunos ejemplos, el circuito de lectura se puede configurar para el recuento de fotones espectrales con 2 -14 tramos energéticos, específicamente 3 -10 tramos energéticos.

[0078]Por ejemplo, el detector puede tener 8 niveles energéticos y esto implica que en una única exposición a rayos X se pueden obtener 8 imágenes de un mismo objeto y cada una de estas imágenes se relaciona con fotones de rayos X específicos que pertenecen a un determinado fragmento de energía. Este rasgo característico permite capturar las 8 imágenes del tejido de la mama, después de inyectar yodo como agente de contraste potenciado (ECA), con una única exposición a rayos X, más una definición precisa de los fragmentos energéticos, y sin la atenuación del flujo de rayos X de alta energía. En la técnica anterior, para proporcionar una imagen con ECA con fotones de rayos X de alta energía, se elimina el flujo de rayos X de baja energía, pero esto también puede eliminar una parte del flujo de alta energía.

[0079]Cada fragmento energético (o "tramo energético") corresponde a un factor de atenuación diferente. El factor de atenuación indica un posible material con determinada densidad compuesta. Por ejemplo, se ha documentado que el tejido maligno en la mama tiende a tener una alta elevación de Na en las microcalcificaciones. Además, se ha informado de que para una baja proporción promedio de Na con respecto a Ca (3,3 %) en una lesión con microcalcificación, el tumor es típicamente benigno. Sin embargo, cuando esta proporción es alta (por ejemplo, un 5 % o más), el tumor puede ser maligno.

[0080]Un cambio de proporción de este tipo se puede descubrir con un detector de recuento de fotones con múltiples tramos energéticos, en particular, al combinarse con inteligencia artificial.

[0081] Los diferentes niveles energéticos se pueden elegir de acuerdo con las circunstancias y preferencias. En el ejemplo con 8 tramos energéticos, un nivel energético se puede colocar en el borde k del yodo (33,2 keV) y los demás se pueden distribuir a lo largo del espectro completo del tubo de rayos X.

[0082] La figura 6 ilustra esquemáticamente un diagrama de flujo de un procedimiento para proporcionar una imagen médica de una región de interés. El procedimiento en este ejemplo comprende proporcionar una mamografía (estándar). La mamografía se puede producir con un mamógrafo. Se puede seleccionar una región de interés (RdI) de la mamografía. Por ejemplo, un profesional médico puede seleccionar un área de la mamografía con tejido sospechoso.

[0083] A continuación, se puede proporcionar el dispositivo auxiliar de acuerdo con cualquiera de los ejemplos divulgados en el presente documento. El dispositivo auxiliar se puede acoplar a un área de receptor de un mamógrafo. A continuación, se puede colocar la mama un sujeto de modo que la región de interés se sitúe por encima del detector del dispositivo auxiliar. En algunos ejemplos, al sujeto se le puede haber administrado previamente un agente de contraste potenciado.

[0084] A continuación, se puede activar el mamógrafo (es decir, se puede activar el tubo de rayos X) para emitir rayos X y, a continuación, absorber los rayos X en el detector. Se puede usar el mismo mamógrafo que se usó para la primera mamografía. Se puede generar una imagen médica de la región de interés en base a los rayos X absorbidos en el detector del dispositivo auxiliar.

[0085] Se puede usar el ajuste del mamógrafo, pero con un 0,01 % de la dosis. Puesto que el detector del dispositivo auxiliar es un detector de recuento de fotones, es inmune al ruido esporádico y, por lo tanto, el obturador se puede abrir antes de la activación del tubo de rayos X del mamógrafo.

[0086] Cuando se activa el tubo de rayos X, el detector de recuento de fotones puede detectar activadores de alta correlación en muchos píxeles durante un fragmento de tiempo que se puede configurar, por ejemplo, 10 microsegundos. Esto se considerará como una señal de que ha comenzado la exposición a rayos X.

[0087] El final de la exposición se puede configurar de modo que se cierre el obturador después del mismo fragmento de tiempo (por ejemplo, 10 microsegundos) en que no se detecta ningún flujo de fotones de rayos X y esto se puede considerar como que el tubo de rayos X está en estado APAGADO.

[0088] Con un ajuste de este tipo, el dispositivo auxiliar se puede usar en combinación con diferentes mamógrafos, incluso si el fabricante del mamógrafo no ha compartido ninguno de los ajustes de las máquinas y si la interfaz de usuario del mamógrafo no permite que ninguno de los ajustes se cambie.

[0089] En algunos ejemplos, generar la imagen médica puede comprender generar una primera imagen médica para un primer tramo energético y generar una segunda imagen médica para un segundo tramo energético.

[0090] El formato de imagen puede estar en formato DICOM y se puede emitir desde el detector a un visor por medio de Ethernet o WiFi.

[0091] En ejemplos, se pueden proporcionar otras imágenes para otros tramos energéticos. Las diferentes imágenes se pueden usar para determinar diferentes tipos de tejido. La combinación de las diferentes imágenes para diferentes tramos energéticos se puede usar conjuntamente para derivar una composición de tejido de la RdI.

[0092] En algunos ejemplos, el análisis de la imagen médica de la región de interés se puede llevar a cabo usando un algoritmo informático. En particular, el algoritmo informático se puede haber generado con inteligencia artificial. Un ejemplo de inteligencia artificial que se puede usar es una red neuronal artificial o profunda. Las redes neuronales artificiales pueden ser, en particular, útiles en el procesamiento de imágenes.

[0093] Las redes neuronales pueden aprender procesando ejemplos, conteniendo cada uno una "entrada" y un "resultado" conocidos, formando asociaciones ponderadas por probabilidad entre los dos, que se almacenan dentro de la estructura de datos de la propia red neuronal artificial.

[0094] Después de dar un número suficiente de ejemplos (es decir, después de suficiente entrenamiento), la red puede predecir resultados a partir de entradas, usando las asociaciones creadas a partir del conjunto de ejemplos. Si se proporciona un bucle de retroalimentación a la red neuronal sobre la exactitud de sus predicciones, continúa refinando sus asociaciones, lo que resulta en un nivel de exactitud cada vez mayor.

[0095] Un conjunto de entrenamiento puede estar compuesto por mamografías existentes y, en particular, mamografías para diferentes niveles de rayos X. Estas mamografías se pueden vincular con los resultados de las biopsias de mama. El conjunto de entrenamiento se puede expandir por imágenes médicas proporcionadas por el dispositivo auxiliar. A medida que se recojan más imágenes médicas, la red neuronal artificial puede mejorar.

[0096]También se pueden usar otros tipos de aprendizaje automático, tales como máquinas de vectores de soporte, regresión lineal, regresión logística y algoritmo de k vecinos más cercanos.

[0097]Aunque la presente divulgación se ha centrado en el uso de dispositivos auxiliares con un mamógrafo, en los que el dispositivo auxiliar se puede situar encima del área de receptor del mamógrafo, y una mama se puede situar encima del dispositivo auxiliar. Sin embargo, en otros ejemplos, se pueden usar otras máquinas de formación de imágenes y se puede situar una parte del cuerpo de un sujeto entre el área de detector del dispositivo auxiliar y una fuente de rayos X de la máquina de formación de imágenes. Un ejemplo específico es una máquina de biopsia en decúbito prono.

[0098]Aunque en el presente documento solo se ha divulgado una serie de ejemplos, son posibles otras alternativas y/o modificaciones. Además, también se cubren todas las posibles combinaciones de los ejemplos descritos. Por tanto, el alcance de la presente divulgación no se debe limitar por ejemplos particulares, sino que solo se debe determinar por una lectura imparcial de las reivindicaciones que siguen.

Claims (15)

REIVINDICACIONES

1. Un dispositivo auxiliar (90) para un mamógrafo (70), teniendo el mamógrafo (70) una fuente de rayos X (72) y un receptor de rayos X (75), comprendiendo dicho receptor de rayos X un detector y teniendo un área de receptor de rayos X,

comprendiendo el dispositivo auxiliar (90) una carcasa (98) que tiene una longitud, anchura y espesor, en el que la longitud de la carcasa está adaptada a una longitud del área de receptor de rayos X, y la anchura de la carcasa está adaptada a la anchura del área de receptor de rayos X, comprendiendo además el dispositivo auxiliar (90) uno o más medios de acoplamiento para acoplar el dispositivo auxiliar (90) al área de receptor de rayos X del mamógrafo (70), y

un detector (92) en el interior de la carcasa (98) que comprende

una placa (110) de material semiconductor,

un electrodo (112) en un primer lado de la placa, y un segundo detector de electrodo pixelado (114) en el segundo lado de la placa,

un circuito de lectura (116) fijado al segundo detector de electrodo pixelado (114), y estando configurado el circuito de lectura (116) para el recuento de fotones espectrales con dos o más tramos energéticos.

2. El dispositivo auxiliar (90) de la reivindicación 1, en el que el material semiconductor es un semiconductor a temperatura ambiente con alto Z, específicamente uno de los siguientes: GaAs, CdTe, CdZnTe, HgI2, perovskita, TIBr.

3. El dispositivo auxiliar (90) de la reivindicación 1 o 2, en el que la placa (110) de material semiconductor tiene un espesor de entre 0,2 y 3 mm, y específicamente de entre 0,75 y 2 mm.

4. El dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 - 3, en el que la placa (110) de material semiconductor tiene una longitud que está entre un 10 % y un 50 % de la longitud del área de receptor de rayos X, y tiene una anchura que está entre un 10 % y un 50 % de la longitud del área de receptor de rayos X.

5. El dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 - 4, en el que la placa (110) de material semiconductor tiene una longitud de entre 5 y 15 cm y una anchura de entre 5 y 15 cm.

6. El dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 - 5, en el que el circuito de lectura (116) está configurado para el recuento de fotones espectrales con 2 -14 tramos energéticos, específicamente 3 -10 tramos energéticos.

7. El dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 - 6, en el que el circuito de lectura comprende un ASIC.

8. El dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 - 7, que comprende además una rejilla antidifusora (94) y opcionalmente en el que la rejilla antidifusora (94) está configurada para moverse entre una primera posición que cubre el detector (92) y una segunda posición que no cubre el detector (92).

9. El dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 - 8, en el que los medios de acoplamiento para acoplar el dispositivo auxiliar (90) al área de receptor de rayos X del mamógrafo (70) comprenden uno o más de los siguientes: enganches, cinchas, adhesivo liberable, ventosas y cierres regulados por vacío.

10. El dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 - 9, en el que la carcasa (98) tiene una longitud de entre 20 y 30 cm y una anchura de entre 15 y 25 cm.

11. Un procedimiento para proporcionar una imagen médica de una región de interés, que comprende:

proporcionar el dispositivo auxiliar (90) de cualquiera de las reivindicaciones 1 -10;

acoplar el dispositivo auxiliar (90) a un área de receptor de rayos X de un mamógrafo (70), colocar una mama (100) de un sujeto de modo que la región de interés se sitúe entre el detector (92) del dispositivo auxiliar (90) y una fuente de rayos X (72) del mamógrafo (70),

activar el mamógrafo (70) para emitir rayos X y absorber los rayos X en el detector (92), y generar la imagen médica de la región de interés en base a los rayos X absorbidos en el detector (92).

12.El procedimiento de la reivindicación 11, que comprende además determinar la región de interés antes de proporcionar la imagen médica de la región de interés, y en el que la región de interés se selecciona de una mamografía.

13.El procedimiento de la reivindicación 11 o 12, en el que generar la imagen médica comprende generar una primera imagen médica para un primer tramo energético y generar una segunda imagen médica para un segundo tramo energético.

14.El procedimiento de cualquiera de las reivindicaciones 11 - 13, en el que al sujeto se le ha administrado previamente un agente de contraste potenciado.

15.El procedimiento de cualquiera de las reivindicaciones 11 -14, que comprende además analizar la imagen médica de la región de interés, en particular, usando un algoritmo informático, y más en particular en el que el algoritmo informático se ha generado con inteligencia artificial.