CAPÍTULO 4: MEJORA DE LA ADQUISICIÓN DE IMÁGENES EN EL
4.2.3 Fusión de las imágenes desplazadas digitalmente
Una vez desplazadas ambas imágenes, se procede a fusionarlas, obteniéndose finalmente la imagen reconstruida.
El proceso de fusión debe mantener la información de cada una de las imágenes en la zona donde no hay solapamiento entre ambas, a la vez que debe combinar la información en aquellas zonas donde la información es redundante.
Un promedio de las imágenes desplazadas no puede hacerse directamente ya que en la zona de intersección de ambas se suman los valores, mientras que en el resto se conserva el valor original de cada imagen. Aplicando un promedio de imágenes, el histograma de la imagen resultante es bilobulado (figura 4.17a). El rango dinámico resultante es tal que no permite la visualización completa de la imagen (figura 4.17b).
Nivel de gris a) b)
Figura 4.17. Resultado de la reconstrucción por cortes parciales
a) Imagen promediada. b) Histograma de la imagen promediada mostrando los dos lóbulos correspondientes a la zona de intersección de ambas imágenes (pico de la derecha con valores altos) y a la zona con contribución única de cada imagen (pico de la izquierda con valores bajos).
La visualización completa de un rango dinámico tan grande puede lograrse aplicando una función de visualización en forma de diente de sierra como se muestra en la figura 4.18. Esta función puede calcularse de forma automática y adaptativa para cada imagen resultado [Gonzalez-1987], pero esta solución no es la más adecuada por diversos motivos. Al tratarse de imágenes de 16 bits, su rango dinámico es siempre mayor de 256 niveles, por lo que durante su uso clínico es habitual tener que reasignar los valores de visualización para mejorar determinadas estructuras. Con estas imágenes resultado, habría que reasignar de forma independiente la visualización de cada uno de los lóbulos resultando un procedimiento poco operativo. Por otra parte, el promedio de imágenes añade artefactos en la imagen resultado al incluir el borde del círculo de reconstrucción dentro del objeto reconstruido. Estos artefactos perturban considerablemente la visualización de estructuras internas.
Figura 4.18. Mejora de la visualización de la reconstrucción por cortes parciales aplicando una función de visualización en diente de sierra. Obsérvese la aparición de artefactos en el interior de la imagen por
superposición de los bordes del círculo de reconstrucción.
Por las razones aducidas anteriormente, para unir las imágenes desplazadas se propone un proceso de fusión de la siguiente manera:
Se define una zona en el centro de la imagen de anchura arbitraria (20 píxeles). Desde los laterales de la imagen hasta el inicio de esta zona, se conserva el valor original de cada una de las imágenes desplazadas. Dentro de esta zona, el valor de cada imagen se pesa por un factor decreciente con la distancia. De esta manera, en los bordes de la zona de unión, una de las imágenes contribuye mucho al valor resultante, mientras que la otra lo hace poco. A medida que nos acercamos al centro de la zona de unión, ambas imágenes contribuyen en la misma proporción, de forma que en toda la zona el nivel de gris resultante es del mismo orden que el de las imágenes originales, obteniéndose un histograma con un solo lóbulo.
a)
b) c)
d) e)
Figura 4.19. Fusión de las imágenes desplazadas
Mediante un procedimiento estándar de promedio de imágenes (figura 4.19a), cada imagen contribuye por igual al resultado. Los valores de una imagen (flecha sólida) se suman a los de la otra imagen (flecha punteada). De
esta manera, el valor de gris resultante en la zona de intersección es el doble que el de las imágenes por separado (flecha rayada). Definiendo una zona de intersección y pesando el valor de las imágenes de forma decreciente en dicha zona (figuras 4.19 b y c), se logra que la suma de valores resultante se mantenga en el mismo rango que las imágenes originales (figura 4.19d), finalizando con una imagen libre de artefactos derivados del promedio (figura 4.19e).
El resultado de la reconstrucción por cortes parciales se puede comparar con la imagen de la misma sección del maniquí reconstruida en un solo corte en la figura 4.20. La diferencia entre ambas imágenes se debe fundamentalmente al ruido introducido en los cortes parciales al estar reconstruidos a partir de proyecciones incompletas [Gore-1980].
La imagen completamente reconstruida de una sección del maniquí humanoide (4.20a) se compara con la reconstruida por cortes parciales (4.20c). La forma de los histogramas de la imagen original (4.20b) y reconstruida (4.20d) es casi idéntica. El aumento de valores bajos (flecha sólida) se produce por que se duplica el área del aire de fondo incluido en el círculo de reconstrucción. El pequeño aumento de valores altos (flecha punteada en la figura 4.20d) es debido a la aparición de ruido producido por las proyecciones incompletas y por la doble inclusión del borde del círculo de reconstrucción en la imagen. Estas zonas de ruido están marcadas con flechas punteadas en la figura (4.20c). La imagen residual obtenida por diferencia entre las imágenes original y reconstruida (figura 4.20e) muestra variaciones muy pequeñas en la posición y tamaño tanto de estructuras internas como de contorno externo. La máxima desviación medida en esta imagen es de 3 mm, un valor perfectamente asumible ya que es del orden del error que se comete al contornear dichas estructuras bien sea de forma manual o automática [Dowsett-1992; Yamamoto-1999].
a)
B
b)
c) d)
e)
Figura 4.20. Verificación de la reconstrucción por cortes parciales
La implicación dosimétrica de este procesado es clara.
En aquellos casos en los que el paciente, por su tamaño, no puede reconstruirse completamente, por mucho que se aumente el círculo de
reconstrucción del tomógrafo, el cálculo dosimétrico no puede realizarse con exactitud.
En la figura 4.21a se muestra una propuesta de un tratamiento de próstata utilizando un corte de TC diagnóstico incompleto. El cálculo de la contribución de los campos laterales será erróneo a partir de las zonas marcadas con los círculos al considerar un menor espesor del paciente y realizar una excesiva corrección por oblicuidad. La figura 4.21b muestra el mismo tratamiento sobre la imagen reconstruida por cortes parciales en el simulador-TC, en la que se puede observar que no hay zonas de error dosimétrico.
a) b) Figura 4.21. Errores dosimétricos por reconstrucciones incompletas.
a) Información geométrica incorrecta de un TC diagnóstico. b) Paciente completamente reconstruido en un Simulador-TC mediante la técnica de reconstrucciones parciales.
Más espectacular es la mejora dosimétrica que supone esta técnica en el caso de los tratamientos de mama bilaterales (tratamiento simultáneo de las dos mamas de una paciente). Al igual que en el caso del tratamiento de mama+cadenas supraclaviculares expuesto en §4.1, el cálculo de una mama bilateral no debe realizarse de forma independiente utilizando información parcial, sino que ambas mamas deben ser calculadas simultáneamente para tener en cuenta la contribución de la radiación secundaria.
La figura 4.22 muestra un corte de un tratamiento de mama bilateral generado utilizando la técnica de reconstrucción por cortes parciales, con la
paciente situada con ambos brazos en abducción de 90º: una posición imposible de reproducir en un TC diagnóstico.
Figura 4.22. Mama bilateral. Imágenes originales y reconstruida por cortes parciales.
El resultado del cálculo de la distribución de dosis generada por la irradiación con fotones de 6 MV realizado de forma independiente (cada mama por separado como si fuesen volúmenes blancos completamente independientes) se muestra en las figuras 4.23a y 4.23b.
Realizando el mismo cálculo pero de forma simultánea (figura 4.23c) se aprecia un aumento de dosis en ambas mamas que pasa desapercibido si se realizan cálculos independientes.
210. 200. 200. 200. 200. 190. 190. 190. 180. 180. 170. 170. 150. 100. 50. 211 220. 210. 210. 200. 200. 200. 200. 200. 190. 190. 190. 180. 180. 180. 170. 150. 100. 50. 7 228 a) b) 230. 220. 220. 220. 210. 210. 210. 210. 200. 200. 200. 200. 200. 190. 190. 190. 190. 190. 190. 180. 180. 180. 170. 170. 150. 150. 100. 100. 50. 50. 7 200. 200. c)
Figura 4.23. Tratamiento de mama bilateral calculando de forma independiente la mama derecha (a) y la mama izquierda (b). El cálculo simultáneo facilitado por la reconstrucción por cortes parciales muestra
variaciones importantes de dosis en ambas mamas respecto a la esperada.
En este caso concreto, para conseguir una distribución homogénea de dosis utilizando un cálculo conjunto hay que modificar las contribuciones de todos los campos respecto de las calculadas de forma independiente. Para el campo interno de la mama derecha es necesario disminuir en un 4% la dosis suministrada, mientras que el campo externo debe suministrar un 4% más de dosis que la calculada para el cálculo independiente. Para la mama izquierda, el campo interno debe suministrar un 13% menos de dosis, mientras que el campo externo debe aumentar su contribución en un 7%.
Con estos resultados puede comprobarse que la variación de dosis es lo suficientemente grande como para temer una disminución del control local de la enfermedad, según las recomendaciones de la ICRU. Esta situación se agrava si pensamos que el tratamiento también está sometido a variaciones dosimétricas por errores de posicionamiento diario de la paciente y por efectos del movimiento respiratorio, como se discutirá en el capítulo 6.