Breast CT. Progetto Breast CT. Sedi partecipanti: Napoli, Cagliari. Resp. Nazionale: Prof. Paolo Russo

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1 Breast CT Sedi partecipanti: Napoli, Cagliari Resp. Nazionale: Prof. Paolo Russo Resp. Locale Napoli: Prof. Paolo Russo Resp. Locale Cagliari: Dott.ssa Viviana Fanti Durata: 2 anni Costo complessivo: N. Ricercatori impegnati: 5.4 Linea di ricerca Il presente progetto di ricerca si inserisce nel campo dello sviluppo di sistemi di imaging del tumore alla mammella con rivelatori di raggi X ad integrazione di carica ed a conteggio di singolo fotone. Obiettivo L obiettivo primario del progetto consiste nello studio e nella realizzazione di un sistema in grado di superare gli attuali limiti di sensibilità clinica nella rivelazione di tumori di piccole dimensioni nella mammella. Lo sviluppo tecnologico che questo obiettivo comporta consiste nella realizzazione di una CT compatta ottimizzata ad alta efficienza di rivelazione che si adatti all anatomia della mammella della paziente, in modo da ottenere un elevata risoluzione spaziale. Nella versione finale del sistema la paziente sarà posizionata in posizione prona con la mammella pendula (Fig. 1a) mentre l anello su cui sono montati un tubo RX ed il rivelatore (Fig. 1b) ruoterà attorno alla mammella, consentendo una ricostruzione tomografica secondo l asse verticale (VaoR). Fig. 1: a) Configurazione geometrica con la paziente in posizione prona e la mammella pendula. b) particolare dell anello con il rivelatore ed il tubo RX che ruota secondo l asse verticale. 1

2 Questa configurazione geometrica -anatomica dell anello consentirà di ridurre attraverso una opportuna schermatura la radiazione fornita al torace della paziente. Inoltre la mammella, in posizione pendula, si distacca naturalmente dal torace consentendo una piena visione della zona posteriore. L imaging 3D della mammella rappresenta il tentativo di superare le limitazioni della mammografia convenzionale, dovute alla sovrapposizione 2D delle varie strutture anatomiche. L imaging tomografico a raggi X in geometria half cone beam consente di ottenere immagini tridimensionali della mammella, facilitando le diagnosi di pattern di lesioni ed eliminando la compressione del mammella che è anche causa di dolore per le pazienti. Un secondo obiettivo di questo progetto è il confronto tra due differenti metodologie di tomografia TAC della mammella. Verranno confrontati due tipi di rivelatori: un rivelatore ad integrazione di carica CMOS accoppiato con uno strato di scintillatore ed un rivelatore a semiconduttore a piccola area con capacità di single photon counting. Il confronto tra le due modalità verrà effettuato in termini di capacità di imaging, impatto diagnostico e dose impartita al tessuto mammario fissando la risoluzione in ricostruzione a 0,5 mm. Sarà anche studiata l ottimizzazione di questi sistemi in termini di energia dei fotoni come è stato fatto per la mammografia tenendo anche in considerazione che mentre in mammografia la mammella compressa è piatta e non varia in spessore, per il seno non compresso lo spessore varia di molto. Particolare attenzione sarà rivolta alla determinazione della dose. Il progetto si svolgerà secondo il seguente iter: - acquisto della strumentazione - progettazione di un sistema per test nella geometra di mammella pendula - progettazione e realizzazione di diverse tipologie di fantocci - realizzazione del sistema di acquisizione - test con sistema ad integrazione di carica - test con rivelatore a singolo conteggio di fotone - Confronto tra i due sistemi - Calcolo della dose impartita alla paziente - Ricostruzione tomografiche. Motivazioni cliniche Il carcinoma mammario è la più frequente neoplasia e tra le prime cause di morte per tumore nella popolazione femminile. Negli ultimi 10 anni si è avuta una riduzione della mortalità per carcinoma della mammella legata alla diagnosi precoce e ad una accurata caratterizzazione della paziente (terapia ottimale in ogni fase della malattia). 2

3 Fig. 2: Esempio di un esame mamografico. In a) è riportata una foto di una mammella compressa mentre in b) ne è riportata la mammografia. In c) è riportata una schematizzazione della composizione di una mammella. Lo screening mammografico rappresenta la metodica fondamentale più efficiente nella rivelazione precoce del tumore alla mammella. L alta sensibilità della mammografia si accompagna, però, ad una bassa specificità. La sovrapposizione delle strutture, dovuta alla compressione della mammella (Fig. 2), rende la rivelazione di piccoli carcinomi (delle dimensioni di alcuni millimetri) difficile a causa dell occultamento nelle zone dense, provocando un rate alto di falsi-positivi, che raggiunge percentuali di almeno il 30-40% di tutte le mammografie. Questi casi riguardano soprattutto pazienti con mammella cosiddetta densa. L imaging 3D renderebbe possibile ottenere immagini tridimensionali della mammella, fornendo una diagnosi più accurata di strutture e pattern di lesioni molto piccole ed eliminando la compressione che è anche causa di dolore per le pazienti. Questo tipo di imaging permette di separare le informazioni dalle strutture localizzate a profondità differenti nell organo; in questo modo sarebbe possibile sia distinguere chiaramente differenti caratteristiche e anche rimuovere il fondo non uniforme che può disturbare la rivelazione di dettagli di piccole dimensioni o di basso contrasto. A livello internazionale sono impiegate tre tecniche per l imaging 3D radiologico della mammella: la mammografia stereotassica, la tomosintesi e la tomografia computerizzata. La mammografia stereotassica consiste nell acquisizione di due mammografie RX-planari ad angoli diversi, la cui separazione angolare deve essere dell ordine di quella della visione bi-oculare; visualizzando tali immagini su schermi separati si produce un effetto stereotassico che aiuta il radiologo nelle percezione della profondità della lesione. Nella tomosintesi (o tomografia lineare) vengono acquisite immagini della mammella a bassa dose, ruotando il tubo attorno ad essa; il numero ottimale di viste è 7-9 e l angolo tomografico tra 30 e 40 gradi. Entrambe queste tecniche sono basate, però, sulla focalizzazione di un piano di interesse all interno dell organo e la geometria di acquisizione è la stessa come quella della mammografia convenzionale; quindi, le fette ricostruite sono ortogonali al torace, cioè lungo il piano assiale del paziente. Risultati soddisfacenti sono stati ottenuti in termini di qualità di immagine e dose rilasciata; comunque, tali tecniche non possono fornire una completa descrizione della struttura della mammella a causa dello spessore delle fette ricostruite (alcuni mm) e alla presenza di strutture fuori fuoco che possono ridurre il contrasto del dettaglio delle strutture in piano se non vengono 3

4 utilizzati algoritmi addizionali. Comunque, per entrambi queste tecniche la dose è equivalente a quella di una mammografia convenzionale. Fig. 4: Schematizzazione del sistema di Breast CT sviluppato presso l Università della California, in configurazione con mammella pendula. Negli anni 70, il successo della X-ray CT nella diagnosi whole body ha prodotto studi per applicare la tecnica CT anche all esame del tumore al seno. Un sistema CT (GE Medical System), appositamente realizzato per la mammografia CT con geometria fan beam, fu realizzato e furono condotti dei test clinici. Ma l utilizzo di rivelatori a bassa risoluzione, lunghi tempi di acquisizione (che portavano ad artefatti dovuti alla respirazione) e sistemi a raggi X non dedicati portarono a risultati che, comparati con quelli forniti dalla mammografia, non giustificavano l impiego di questa tecnica specialmente in termini di dose rilasciata al paziente. Negli anni recenti, la forte spinta commerciale sulla tecnologia dei rivelatori flat panel ha fatto in modo che questi raggiungessero delle performance in termini di risoluzione spaziale, range dinamico, velocità di acquisizione (30 fps), DQE, linearità e assenza di distorsioni, che li ha resi utilizzabili per applicazioni di tipo tomografico. In contemporanea, progressi nello studio e nella sperimentazione della CT con geometria del fascio cone beam, hanno portato alcuni gruppi di ricerca a riconsiderare l idea della tomografia computerizzata al seno (breast CT). Sistemi CT dedicati per la mammella sono in studio presso diversi istituti. Ad esempio: - Università della California a Davis: E allo studio un sistema dedicato di Breast CT con rivelatore Flat Panel con geometria di irraggiamento half cone-beam [1] (Fig.3). Nelle immagini di fantocci ricostruite sono visibili strutture millimetriche, e la dose impartita è di circa 1 cgy [2]. La paziente è prona su un tavolo nel quale è praticato un foro in cui alloggiare il seno (fig. 4). Il singolo seno è esposto ad un fascio X con geometria a metà cone-beam durante lo scan durante il quale il fascio ed il rivelatore ruotano intorno al seno. 4

5 Fig. 5: Foto del sistema Albino per la Brest CT con flat panel sviluppato presso l Università della California. È possibile vedere il tubo RX ed il flat panel contrapposti ed alloggiati su un anello ruotante [3]. - Synchrotron Facility Elettra (Trieste). Un sistema per la tomografia alla mammella utilizzante un fascio X monocromatico è stato, invece, progettato e realizzato utilizzando la radiazione di sincrotrone presso la facility Elettra di Trieste. Le immagini tomografiche sono acquisite utilizzando un fascio monocromatico nel range di energia tra kev ed un array lineare di rivelatori a pixel di Silicio. Tutte le immagini richiedono una dose equivalente a quella rilasciata da una mammografia convenzionale mostrando però una elevata risoluzione delle strutture della mammella. Fig. 6: Particolare del sistema di Breast CT implementato presso la Synchrotron facility Elettra di Trieste. È possibile notare il complesso sistema di movimentazione del lettino. Il fascio prodotto dalla radiazione di sincrotrone è laminare e le immagini sono acquisite facendo uno scan verticale. La paziente è in posizione prona sul letto con la mammella pendula (Fig. 6). 5

6 L utilizzo della luce di sincrotrone rappresenta un ulteriore passo in avanti dovuto alle caratteristiche intrinseche del fascio (laminarità ed monoenergetico). Un fascio laminare permette di eliminare alla radice il problema della radiazione diffusa accrescendo la qualità dell immagine. La possibilità di selezionare l energia più opportuna a seconda del caso clinico e a seconda dello spessore e della composizione dell organo, permette una significante riduzione nella dose rilasciata. Inoltre, l uso di fasci monocromatici rimuove il problema degli artefatti dovuti al beam hardering. Aspetti limitanti come la poca precisione nella visualizzazione di piccole strutture dovuta alla bassa risoluzione del rivelatore utilizzato, il tempo di acquisizione troppo lungo per applicazioni in vivo, che può portare ad artefatti da movimento, la limitazione sul massimo rate di fotoni rivelabile ed inoltre la necessità della rotazione della paziente piuttosto quella del gantry come avviene nella CT convenzionale, unite alle difficoltà di accesso ad una tale facility limitano la CR con luce di sincrotrone ad essere solo uno strumento complementare alla mammografia convenzionale. La realizzazione di nuovi rivelatori digitali per la radiologia, grazie alla loro ottima risoluzione spaziale, velocità e sensibilità, potrebbero rappresentare una soluzione valida per sistemi CT, dedicati all imaging della mammella, a bassa dose. Calcoli teorici mostrano che considerando una sorgente policromatica standard di raggi X, è stato stimato che si possano acquisire immagini diagnostiche con una dose di 1cGy [4]. Lo sviluppo di rivelatori con capacità di single photon counting può contribuire ulteriormente all abbassamento della dose in quanto tali rivelatori hanno un ampio range dinamico (3x10 4 ) e migliori prestazioni in termini di MTF e DQE rispetto ai tradizionali sistemi mammografici. Descrizione del progetto In questo studio noi vogliamo realizzare e testare, continuando un lavoro iniziato all interno di un progetto COFIN, un nuovo sistema per la tomografia al seno per la rivelazione di carcinomi di pochi millimetri con risoluzione di circa 0,5 mm con un livello di dose al paziente confrontabile con quello della mammografia convenzionale. Nel precedente progetto, utilizzando un rivelatore a single photon counting si sono effettuati dei test su piccoli fantocci (circa 2 cm) di cera. Il setup utilizzato per queste misure è riportato in fig. 7, in cui è possibile distinguere in geometria verticale il tubo RX, il fantoccio agganciato ad un rotatore meccanico ed il rivelatore montato su un traslatore. Sia il rotatore che il traslatore sono comandati via software. Prima di effettuare test tomografici si sono effettuati diverse misure di caratterizzazione del rivelatore. I risultati ottenuti sono riportati nella fig. 8. 6

7 Tubo Rx Anodo Molibdeno V max= 50 kvp I max = 1 ma Spot focale 50 µm Rotatore Campione Rivelatore Traslatore Fig. 7: Foto del setup utilizzato per test tomografici su campioni di piccole dimensioni. Il rivelatore è un single photon counting. a) b) c) d) 7

8 Fig. 8: Risultati ottenuti con il sistema a SPC. a) Andamento del valore del conteggio medio per pixel in funzione dei mas. b) Andamento del valore del SNR in funzione dei mas. c) Andamento del valore del SNR in funzione della fluenza. d) Andamento del contrasto per due differenti valori della fluenza in funzione delle dimensioni lineari dell oggetto. Il primo tipo di fantoccio su cui sono stati effettuati dei test era un cilindro di cera di 1,5 cm di diametro al cui interno erano posizionati due fili di tungsteno di 20 micron di diametro che si incrociavano tra loro. Nella fig. 9 e 10 sono riportati un disegno del fantoccio e le dimensioni misurate in ricostruzione dei due fili. La massima risoluzione misurabile del sistema è riportata in fig. 11. Un secondo fantoccio in cera di 2 cm di diametro con inserti di PMMA di 3 mm è invece mostrato in fig. 12. Per queso fantoccio sono riportate le ricostruzioni topografiche in fig. 13. Fig. 9: Modellizzazione del fantoccio in cera da 1,5 cm con due fili di tungsteno da 20 micron utilizzato per test di risoluzione spaziale. Fig. 10: Dimensione dei due fili di tungsteno ottenuta in ricostruzione tomografica. 8

9 Fig. 11: Ultima fetta tomografica a) in cui era possibile distinguere i due fili separati e b) relativo profilo. Fig. 12: Modellizzazione di un fantoccio in cera di 2 cm di diametro con tre inserti di PMMA di 3 mm di diametro. 9

10 Fig. 13: a) Esempio di ricostruzione di una fetta tomografica. b) particolare di una fetta in cui è visibile la presenza di una bolla d aria. c e d) esempio di rendering e di visualizzazione 3D del fantoccio. E stata anche effettuata una valutazione del COV per i due diversi materiali (cera e PMMA) in funzione del voxel cubico di ricostruzione e per diversi valori dei mas. I risultati sono mostrati in fig CERA 0.75 mas 0.50 mas 0.25 mas COV (%) PMMA 0.75 mas 0.50 mas 0.25 mas Dimensioni del voxel cubico (mm) Fig. 14: Andamento del COV per i due diversi materiali (cera e PMMA) in funzione del voxel cubico di ricostruzione e per diversi valori dei mas. Partendo da tutte le indicazioni ottenute con questo tipo di rivelatore, si vuole realizzare un sistema di Breast CT basato su un rivelatore di maggiore area. Nella geometria proposta la paziente è prona su un tavolo nel quale è praticato un foro in cui alloggiare il seno. Il singolo seno è esposto ad un fascio X con geometria a metà cone-beam durante lo scan durante il quale il fascio ed il rivelatore ruotano intorno al seno (Fig. 15). Il sistema sarà formato da; - un tubo a raggi X con microfocus da 80 kvp e 0,25 mas. - Filtro composto da un opportuno materiale con opportuno spessore per ottenere la migliore forma dello spettro di entrata ad un fissato valore della tensione. - un rivelatore ad integrazione di carica oppure a single photon counting - una workstation con tutti i tools necessari per l acquisizione ed elaborazione dei dati 10

11 Fig. 15: Geometria half cone beam con mammella pedula che sarà adottata nel nostro progetto. L utilizzo di due diversi tipi di rivelatori permetterà un confronto in termini di capacità di imaging, impatto diagnostico e dose impartita al tessuto mammario tra queste due diverse tecniche di raccolta dei segnali. Come rivelatore ad integrazione di carica utilizzeremo il rivelatore RadEye8 della Rad-Icon (Fig. 16). Il rivelatore è costituito da uno strato di scintillatore di Gd 2 O 2 S, accoppiato ad un sensore CMOS suddiviso in 2048x2048 pixel quadrai di 48 micron di lato, per una superficie sensibile complessiva di 98.6x98.4 mm 2. La risoluzione con lo scintillatore in uso è circa 10 lp/mm al 10% dell MTF. Una caratteristica indesiderata dei rivelatori CMOS è la loro risposta non lineare in funzione della fluenza incidente. Per linearizzare la risposta del rivelatore sono forniti dal produttore alcuni software di correzione, basati su una tecnica di estrazione polinomiale della curva di risposta. La validità di questa tecnica di correzione è da testare. Fig. 16: Schematizzazione del rivelatore Rad-Eye8 della Rad Icon. La seconda tipologia di TAC che sarà valutata è basata sull uso di rivelatori a semiconduttore pixellati e dotati di elettronica di lettura con capacità di single photon counting. Il sistema consiste in una matrice di silicio cristallino, con pixel da 50 micron, con un area attiva di 2.8 x 2.8 cm 2. Questa matrice sarà letta da quattro circuiti integrati in tecnologia CMOS, Medipix2. I chip dell elettronica saranno saldati al rivelatore mediante la tecnica del bump bonding. Il chip 11

12 Medipix2, realizzato in tecnologia CMOSda 0.25 micron, è composto da 256x256 clle quadrate di 55 micron di lato, ognuna contenente un preamplificatore di carica, un discriminatore in grado di lavorare sia a singola che a doppia soglia ed un contatore. La capacità di single-photon counting permette una discriminazione più efficiente del rumore elettronico. Inoltre i sistemi ad integrazione di carica sono sensibili alla fluenza in energia mentre quelli a singolo fotone sono sensibili alla fluenza dei fotoni. Il maggior vantaggio di questi sistemi rispetto a quelli della radiologia convenzionale sono l ampio range dinamico (3x10 4 ) e le migliori prestazioni in termini di MTF e DQE. Con tali sistemi SPC si è ottenuto in mammografia a raggi X una risoluzione in contrasto migliore del 3% con una dose come per esami di screening. Nella possibile configurazione clinica il sistema dovrà essere montato su un gantry rotante e ruoterà attorno alla mammella in posizione pendula, con la donna posizionata in posizione prona. In questo caso per acquisire una fetta della mammella (massimo 12 cm di diametro) in un unica rotazione, si utilizzerà un fattore di magnificazione di poco > 1. Per poter effettuare una scansione di tutta la mammella, il sistema CT dovrà avere un campo di vista maggiore (12 cm di diametro x 10 cm di altezza). Questo richiederà un incremento del range di mobilità assiale del rivelatore. Il test di questi due sistemi avverrà attraverso l utilizzo di fantocci. È necessario, quindi, costruire un insieme di fantocci di mammella non compressa che imitino la morfologia del seno (mezzo ellissoide) e realizzati con materiali che approssimo le caratteristiche del tessuto. Le dimensioni dei fantocci saranno tra i cm di diametro ed i 8-10 cm di altezza. Questi dati provengono da uno studio clinico effettuato su 200 pazienti da Boone [1] (fig. 17). All interno del fantoccio si realizzeranno dei particolari che simulino la presenza di masse tumorali e di lesioni (fig. 18). Fig. 17: Risultato dello studio clinico effettuato da Boone sulla dimensione del seno di 200 pazienti. Fig. 18: Esempio di un possibile fantoccio di mammella pendula realizzabile per i test in questo progetto. 12

13 In particolare quello che si vuole studiare, fissando la risoluzione del sistema a 0.5 mm sono la dose rilasciata alla paziente, il numero minimo di proiezioni necessarie per ottenere una buona ricostruzione, il tempo necessario per acquisirle ed i migliori valori per la tensione e la corrente per entrambi i tipi di rivelatori in modo da poter effettuarne anche un confronto. Per le modalità di svolgimento del progetto il gruppo di Napoli si occuperà dell acquisto della strumentazione necessaria e dell assemblaggio del setup di misura. Si occuperà della realizzazione dei fantocci ed effettuerà le misure con i due sistemi. Il gruppo di Cagliari si occuperà dell implementazione del software di ricostruzione tomografica, dei calcoli di dose e della realizzazione dell elettronica di lettura per il detector SPC. Bibliografia [4] Pani S. et al., Breast tomography with synchrotron radiation: preliminary results, Phys. Med. Biol. 49 (2004) [1] J.M Boone et al., A comprehensive analysis of DgNCT coefficients for pendant geometry cone beam breast computed tomography, Med. Phys. 31 (2004),

14 Richieste Officina: 2 mesi Progettazione: 1 mese SER: 1 mese Costi (Napoli) Detector Motori Meccanica Consumo Tot Missioni (Napoli) Estero Interno Tot TOT Costi (Caglairi) Consumo Tot Missioni (Cagliari) Estero Interno Tot TOT Partecipanti Unità di Napoli Paolo Russo Prof. Ordinario 40% Montesi Maria Cristina Ricercatore U Confermato 60% Mettivier Giovanni Ricercatore U 60% Lauria Adele Assegnista 60% Avitabile Rossella Specializzanda 100% Unità di Cagliari Paolo Randaccio Prof. Associato 20% Viviana Fanti Ricercatore U 50% Jenny Spiga Dottoranda 100% Roberto Mazzeddu Dottorando 50% 320 % Attrezzature disponibili - tubo RX 50 kvp, 1 ma - tubo RX 80 kvp. 0,25 ma - 2 traslatori meccanici motorizzati 14

15 - Rivelatori SPC singoli e quad 15