Optimasi Dosis CT Manajemen Dosis membutuhkan kerjasama radiografer, dokter spesialis radiologi, administrator, dan fisikawan medis. Kontribusi computed tomography (CT) telah berkembang secara luar biasa. Sejak tahun 1970-an dikenalkannya volumetrik scanning dalam bentuk rangkaian tunggal-slice akuisisi tambahan sepanjang sumbu longitudinal (the-z sumbu) pasien . Sebuah bank elemen detektor bersebelahan adalah tersusun sepanjang lingkaran gantry, memungkinkan interogasi dari jaringan di jalur balok berbentuk kipas di berbagai sudut. Sinyal yang dihasilkan dalam detektor oleh kuantitas sinar-x- dilemahkan secara diferensial oleh jenis jaringan konstituen iradiasi-menjadi raw data untuk rekonstruksi gambar. Keterbatasan yang signifikan scanning incremental single slice berpengaruh pada volume parsial . Dalam pendekatan ini, data volumetrik mungkin tidak lengkap, di celah bisa ada di antara lembaran jaringan yang diiradiasi. Hal ini menyebabkan potensi kegagalan untuk menangkap lesi kecil, yang bisa terletak hanya sebagian di dalam volume diperiksa, dengan kontras dikurangi, atau diantara irisan berturut-turut. Selanjutnya dibutuhkan beberapa menit kemudian untuk menyelesaikan scanning single slice , dan scan protokol yang terbatas di kedua arus tabung serta scan yang panjang dengan kapasitas panas tabung sinar-x . Pada pertengahan 1990-an dikenalkan CT Helical scanning single slice volumetrik tanpa kesenjangan interslice. Dalam mode ini, data diperoleh terus menerus dan selaras dengan translasi pasien menggunakan daya tinggi tabung sinar-x dan rekonstruksi alogaritma interpolasi untuk mengoreksi data proyeksi noncoplanar (helikal). Scanning lengkap dapat dicapai pada saat menahan nafas tunggal (single breath hold), aplikasi klinis CT sebagai modalitas diagnostik tumbuh untuk mencakup pemeriksaan anatomi yang membutuhkan interogasi secara cepat untuk menghindari perkaburan dari organ atau gerakan pasien. Multidetektor CT (MDCT) diperkenalkan dalam dekade terakhir, saat ini fitur 2 sampai 64 multi detektor tersusun sepanjang sumbu-z. Inovasi ini memungkinkan secara simultan akuisisi data atenuasi yang sesuai dengan irisan beberapa yang berdekatan dengan pengurangan bersamaan dalam waktu scan. Terkait dengan munculnya MDCT telah mengembangkan lebar irisan submillimeter, rendering resolusi spasial yang tinggi di semua bidang dengan kata lain, resolusi isotropik. Imaging Submillimeter telah memungkinkan perluasan aplikasi MDCT untuk memasukkan mereka dengan modalitas pencitraan planar, angiografi paru tersebut untuk meeriksa emboli paru, pneumocolonography CT, dan pementasan onkologi. Selanjutnya, kemampuan ini merupakan prasyarat untuk rekonstruksi 3-D dan rekonstruksi multiplanar dengan kualitas gambar cukup tinggi untuk aplikasi seperti CT angiografi. Pertimbangan Khusus Dengan kemapanan inovasi utilitas klinis ini, frekuensi pemeriksaan CT telah meningkat lebih dari lima kali lipat di seluruh dunia dalam dekade terakhir. Selama interval waktu yang sama, CT telah memberikan kontribusi dosis kolektif penduduk yang terus bertambah. Meskipun pemeriksaan CT merupakan sekitar 11% dari semua prosedur pemeriksaan sinar-x di Amerika Serikat, modalitas ini telah diperkirakan akan memberikan lebih dari dua pertiga dari dosis radiasi total dari semua sumber pencitraan radiologi dengan menggunakan radiasi
pengion. Kerugian kesehatan akibat paparan radiasi pengion umumnya diklasifikasikan sebagai deterministik atau stokastik. Cedera deterministik mengakibatkan kematian sel secara signifikan seperti yang terlibat dalam produksi cedera kulit radiogenik , seperti eritema dan memiliki dosis ambang karakteristik , biasanya di urutan beberapa ratus rad. (Meskipun cedera tersebut jarang terjadi dalam prosedur diagnostik, mereka yang paling sering dilihat pada guiding intervensi fluoroskopi. Dengan munculnya fluoroskopi CT, bagaimanapun juga berpotensi pada pengiriman dosis kulit yang signifikan.) Efek Stokastik meliputi produksi kanker serta diwariskan dalam mutasi genetik. Risiko pengembangan radiogenik yang merugikan kesehatan biasanya dinyatakan dalam dosis efektif. Untuk prosedur sinar-x, efektif dosis yang diukur dalam satuan Sieverts (Sv) adalah dosis diserap ke pembobotan seluruh tubuh menurut sensitivitas radiasi dari jaringan yang berbeda diiradiasi. Dosis serap (energi yang diserap per satuan massa) untuk setiap volume jaringan yang diberikan biasanya dilaporkan dalam satuan Gy, dimana: 1 Gy = 100 cGy = 100 rad Sejumlah metrik dosis yang berbeda khusus untuk CT , yang utama yaitu dosis indeks computed tomography (CTDI). Dikembangkan untuk aplikasi dalam single slice CT aksial, CTDI mengkuantifikasi dosis rata-rata single slice dalam serangkaian scan berdekatan. Ini tidak memperhitungkan scan gaps or overlaping , seperti yang dapat terjadi dalam scanning helical MDCT . Sebuah metrik yang berbeda, CTDIvol, menangkap dosis rata-rata dikirim ke scanning volume, dan dihitung sebagai CTDIvol = CTDIw / pitch (dimana CTDIw adalah CTDI rata-rata di bidang scan, yaitu perbedaan pembobotan rata-rata dosis pusat dan permukaan untuk protokol yang diberikan). Dosis efektif ini terkait dengan indeks dosis volumetrik ini melalui penentuan eksperimental faktor konversi yang terkait dengan scanning protokol untuk bagian tubuh yang berbeda. Faktor-faktor konversi yang biasanya dilaporkan dalam satuan dosis efektif: (MSv) / produk dosis panjang (DLP) dimana DLP = CTDIvol x panjang scan Pertimbangan Khusus tentang dosis CT harus diberikan untuk aplikasi pediatrik. Anak-anak khususnya menimbulkan peningkatan risiko relatif untuk orang dewasa karena radiosensitivitasnya lebih besar dan lebih lama masa hidup dimana cedera radiogenik bisa terwujud. Selanjutnya, karena ukuran organ yang lebih kecil pada umumnya, jumlah yang relatif lebih besar energi yang disampaikan per satuan massa (yaitu, dosis yang lebih besar) untuk teknik tertentu. Pertimbangan yang sama berlaku untuk orang dewasa kecil. Sejumlah faktor yang berkontribusi terhadap intensitas dosis CT: 1) Mode iradiasi. Berbeda dengan radiografi planar, yang planar oleh alam, melibatkan multi CT - iradiasi angular pasien. Akibatnya, dosis didistribusikan dengan intensitas dasarnya seragam di seluruh pesawat scan daripada dengan intensitas menurun dengan karakteristik kedalaman radiografi. Secara umum, pemeriksaan CT pada bagian tertentu anatomi memberikan dosis yang jauh lebih besar dari radiografi yang setara. Sebagai contoh, dosis efektif diberikan radiografi dan CT dari dada (PA) adalah sekitar 2 dan 800 mRem masingmasing. Besarnya Perbedaan dosis antara CT dan radiografi ada untuk jenis pemeriksaan lainnya.
2) Dosis ke jaringan extraneous. dosis relatif tinggi dikirimkan ke jaringan termasuk dalam pesawat scan tapi tidak kepentingan klinis, seperti payudara di CT thorak. dosis Payudara selama prosedur tersebut terletak dalam kisaran 2 sampai 10 rad dibandingkan dengan ratarata rata dosis kelenjar sekitar 200 millirad per tampilan di mamografi. Dosis ke seluruh jaringan dalam bidang tampilan di CT maupun yang diiradiasi dengan radiasi sekunder (scatter internal dan eksternal dan kebocoran tabung) berkontribusi pad dosis efektif pasien. 3) volume jaringan Iradiasi. Dengan munculnya Helical MDCT dan waktu rotasi gantry subsecond , dan pilihan scan berdekatan atau tumpang tindih panjangnya scan lebih besar dapat dicapai dalam waktu yang semakin kurang dan mengakibatkan peningkatan seiring dalam total volume rata-rata jaringan iradiasi. Selanjutnya persyaratan untuk interpolasi profil transmisi dari scan yang berdekatan dalam scanning helikal pada gilirannya memerlukan tambahan rotasi gantry pada rentang scan ekstrem, sehingga volume jaringan yang terkena lebih besar dari volume direkonstruksi. Jenis augmentasi dosis ini diperparah dengan meningkatnya lebarnya aperture . 4) Sifat pembentukan gambar CT. Modalitas yang menggunakan media perekaman gambar dengan rentang dinamis yang terbatas-seperti layar film radiografi telah dikaitkan dengan mereka batas-batas dosis yang dapat direkam tanpa kehilangan informasi.Dalam CT bagaimanapun adalah modalitas imaging inheren digital yang tidak ada pinalti dosis tersebut. Kualitas foto di CT akan meningkat dengan meningkatnya dosis sebagai tingkat Poisson-penurunan distribusi noise. 5) Scanning protokol Nonoptimized. Dosis survey1 CT NRBP Inggris menunjukkan bahwa dosis pasien-dosis efisien untuk pemeriksaan yang sama bisa bervariasi hingga faktor 10 antar instansi. Namun, besarnya variabilitas merupakan peningkatan yang signifikan dalam temuan dari survei tahun 1991 oleh kelompok yang sama di mana variasi dosewise atas perintah faktor 40 ditemukan. Perubahan ini, di bagian, hasil kesadaran muncul dari beban radiasi yang dikenakan oleh CT dan penerapan strategi mengurangi dosis berdasarkan usia pasien, habitus tubuh, dan jenis jaringan yang akan dicitrakan. Dosis Manajemen Mengingat utilitas CT terbukti dalam memberikan informasi diagnostik secara lengkap pada penyakit ganas dan jinak, tujuan pengelolaan dosis dalam konteks pencitraan medis melibatkan optimasi dosis, bukan hanya pengurangan titik akhir yang menyediakan konten informasi diagnostik maksimum (yaitu , kualitas gambar) pada dosis serendah mungkin. Hubungan antara kualitas gambar dan dosis di CT relatif kompleks, yang melibatkan interaksi dari sejumlah faktor, termasuk kebisingan, resolusi aksial dan longitudinal, dan lebar irisan. Berikut ini adalah gambaran dasar dari parameter yang berdampak dosis dan kualitas gambar, serta menyediakan template untuk evaluasi scanner tujuan yang berbeda atau protokol dalam rangka optimasi dosis. 1) Scanner-Design Parameters. Scanner geometri. Scanner geometri khususnya, fokus ke isocenter dan jarak fokus ke detektor menentukan pengaruh foton pada pasien dan oleh karena itu, sangat berguna dalam penciptaan dari suatu gambar. Scanner 'geometri pendek' A berdasarkan hokum kuadrat
terbalik akan memberikan lebih banyak foton x-ray dan kualitas gambar lebih tinggi pada dosis yang lebih tinggi dari pada scanner yang dinyatakan setara 'geometri panjang' menggunakan scan yang sama. Makan perbedaan dalam geometri scanner harus diperhitungkan dengan penerapan scan protokol yang diberikan kepada model scanner yang berbeda. Efisiensi detektor geometris. Semua scanner multidetektor memiliki pengukuran yang simultan dari profil beberapa dosis secara berurutan tersusun sepanjang sumbu z pasien. Karena kesulitan yang dihadapi dalam kalibrasi sistem multi-detektor yang dihasilkan dari pemaparan dari detektor terluar ke focal spot penumbra (bayangan) radiasi, sistem ini biasanya menggunakan 'overbeaming' dimana lebar yang diiradiasi bagiannya lebih lebar daripada lebar detektor aktif. Dalam sistem ini maka efisiensi kemampuan geometris untuk menangkap semua informasi insiden (kuanta sinar-x) untuk pembentukan gambar-kurang dari 100%. Untuk efisiensi geometris kurang dari 100%, dosis penumbra adalah 'terbuang' sehubungan dengan rekonstruksi citra, namun tetap memberikan kontribusi untuk dosis pasien. Kontribusi relatif dari umbra dan penumbra ditentukan sebagian dengan scanning geometri khusus, jarak dari focal spot dan balok membentuk filter. Pada akhirnya, penumbra meluas 1,0-1,5 mm pada kedua sisi balok penuh (umbra); efisiensi geometrik scanner single slice pada umumnya100 %. Untuk scanner multidetektor efisiensi geometrik adalah fungsi kuat dengan lebar aperture (bagian tebal nominal x jumlah detektor aktif), dengan lebar yang sempit yang paling efisien. Efisiensi Geometris dapat didekati untuk semua jenis scanner dan konfigurasi detektor sebagai: lebar aperture (mm) / [lebar aperture + 2xlebar penumbra ] Dengan asumsi lebar penumbra dari 1,5 mm, ketebalan bagian 0,5 mm, dan lebar collimation (aperture) 2 mm (yaitu, konfigurasi detektor 4 x 0,5 mm-khas scanner empatslice), efisiensi geometrik akan berkisar 40%. Perhatikan bahwa untuk scanner 16-slice menggunakan lebar lobang 8 mm untuk ketebalan bagian yang sama (0,5 mm), efisiensi geometrik akan lebih besar dari 70%. 2) Scanning Parameter. Tegangan dan arus Tabung. Radiasi output dan penetrasi berkas yang proporsional untuk Scan kVp. Secara khusus, output meningkat seiring kVpn sehingga modifikasi yang signifikan dalam dosis dari pemeriksaan CT dapat dipengaruhi oleh penurunan kVp. Misalnya, pengurangan kVp 120-80 dalam scanning abdomen anak akan menghasilkan penurunan dosis semua parameter lain yang sama lebih dari faktor 3. Namun, penurunan kVp dapat menghasilkan peningkatan noise tanpa kompensasi kenaikan mA, dan dapat sepenuhnya diterima bila pencitraan pada habitus pasien yang besar dan / atau bagian tebal anatomi, atau ketika pencitraan jaringan atau penyakit dengan kontras inheren sangat rendah. Jika mA meningkat, maka harus ditingkatkan hanya cukup untuk mencapai tingkat pendeteksian lesi yang sama saat mencapai dosis yang lebih rendah. Rotasi waktu. Kombinasi kecepatan scanning subsecond dan lebar scan submillimeter scan
dimungkinkan oleh kemajuan teknologi gantry MDCT, menyajikan masalah yang unik dalam optimasi dosis. paparan radiasi dari setiap scanning bagian ini sebanding dengan produk mA dan waktu rotasi gantry (MAS). Meskipun dalam scanning cepat kecepatan mengurangi waktu paparan secara keseluruhan dan dosis, tingkat noise akan meningkat tanpa peningkatan arus dalam tabung . Peningkatan tingkat noise akan mengurangi lesi kecil yang dicurigai. Namun, seperti ditunjukkan sebelumnya, tipis-bagian scanning memungkinkan untuk pengentasan pengaruh secara volume parsial yang dapat berfungsi untuk mengimbangi peningkatan noise. Hubungan antara dosis, lebar aperture (collimation), kecepatan meja , pitch, dan algoritma interpolasi. Untuk helical MDCT , konsep mAs efektif (mAs / pitch) berguna untuk menjelaskan hubungan antara teknik scan dan paparan radiasi. Di sini, pitch didefinisikan sebagai rasio kecepatan meja per rotasi gantry untuk aperture lebar. Pitch lebih besar dari 1 mengurangi paparan yang diberikan pada bagian yang discan, tetapi dengan kehilangan resolusi dan terjadi peningkatan noise. Pitch kurang dari 1 meningkatkan eksposi akibat overlaping tumpang pada berkas helikal. mAs Efektif kemudian dapat digunakan untuk membangun skala dosis relatif, dengan meningkatnya dosis pasien dengan total volume diiradiasi yang pada gilirannya sebanding dengan mAs efektif. Untuk MDCT, jumlah data set sepanjang sumbu z adalah variabel pitch yang berbeda. Data diinterpolasi lebih dari jarak tetap, dari pada tetap jumlah titik data (proses yang disebut sebagai z-filtering), seperti yang lebar irisan yang sama dan karakteristik noise dapat dicapai tanpa pitch. Rekonstruksi filter. Noise Gambar dan resolusi spasial sangat ditentukan oleh pilihan kernel konvolusi. Filter ini pada berbagai tingkat menekan pengaruh noise dan peningkatan resolusi secara khusus untuk tugas pencitraan , standar, jaringan tulang, soft tisu, dan paru-paru, Misalnya Kemampuan suatu rekonstruksi filter tertentu untuk mereproduksi subyek inhern dalam foto sebagai fungsi dari frekuensi spasial diukur oleh fungsi transfer modulasi (MTF). Pendekatan untuk Optimasi Dosis Kuantitatif. Berbagai tokoh merit (FOM) telah dikembangkan untuk mengukur kualitas gambar berdasarkan resolusi, dosis, lebar bagian, dan noise. Satu FOM tersebut adalah Q, yang berkaitan numerik parameter untuk kualitas gambar sebagai Q = [f3 av/2 z1 CTDIvol] mana f3av adalah resolusi spasial rata-rata (yaitu, nilai rata-rata 10% dan 50% MTF ), s adalah persen noise gambar , dan z1 adalah lebar dari profil irisan tergambar. Pendekatan ini memerlukan pengukuran noise dan resolusi spasial untuk berbagai filter rekonstruksi pada dosis tetap (CTDIvol) dan lebar irisan. Salah satu pendekatan untuk tujuan optimasi dosis diatasi ketika dosis di mana noise dan resolusi diukur terkendala menjadi kurang dari atau sama dengan Referensi tingkat dosis American College of Radiologi (kepala [otak]: 60 mgy; tubuh orang dewasa: 35 mgy ; dan pediatrik tubuh: 25 mgy). Faktor-Faktor Penyebab CT Intensitas Dosis 1. Cara iradiasi Multi angular . 2. Dosis untuk jaringan extraneous. 3. Iradiasi meningkatkan volume jaringan dengan lebar aperture dan scan berdekatan.
4. pencitraan digital tidak membawa pinalti dosis: meningkatkan kualitas gambar dengan tingkat dosis. 5. penyedia Imaging tidak mengoptimalkan protokol scanning. Terapan. Di US Food and Drug Administration Kesehatan Masyarakat Pemberitahuan November 2001,2 ditekankan bahwa mitigasi dosis signifikan CT dapat dicapai oleh fasilitas dengan penerapan konsep manajemen dosis mendasar: 1. mengoptimalkan scan parameter dengan mengurangi tabung saat ini, baik sebagai pilihan dapat dipilih oleh pengguna scan atau dengan memilih scanner yang menampilkan modulasi sudut dan z-sumbu mA sesuai dengan ketebalan jaringan sepanjang proyeksi yang diberikan; 2. mengembangkan pedoman ditabulasikan untuk pengaturan tinggi dan arus disesuaikan dengan berat badan; 3. meningkatkan tabel kenaikan atau pitch (aksial dan heliks scan, masing-masing) jika memungkinkan tanpa mengurangi kualitas gambar; 4. mengurangi jumlah scan multifasa; dan 5. mengurangi arahan yang tidak tepat dan merekomendasikan modalitas intensifyang memberikan dosis yang sedikit seperti MRI, ultrasound, dan radiografi-bila memungkinkan. Pada akhirnya, manajemen dosis CT membutuhkan tim profesional-teknolog, dokter, administrator, dan fisikawan medis-untuk memastikan bahwa penggunaan paling efektif dan bijaksana alat diagnostik yang luar biasa. View Post on Facebook Edit Email Settings Reply to this email to add a comment
Eddy Rumhadi Iskandar Apa itu PET/CT Scan?
8:55am Jul 3
Pencitraan dengan PET merupakan bentuk pencitraan metabolik atau fungsional yang dapat memberi gambaran serta memelajari berbagai fungsi metabolik dalam tubuh pada tingkat seluler. Alat ini berbeda dengan MRI atau CT Scan yang mengidentifikasi patologi dan penyakit melalui pendeteksian dari perubahan struktur ataupun anatomi di dalam tubuh. Perubahan metabolik yang abnormal di dalam tubuh cenderung tejadi lebih dini daripada perubahan struktur. Itu sebabnya, pencitraan dengan PET hadir guna memberi deteksi awal dari berbagai jenis kanker dengan penilaian yang lebih akurat dari penyebaran kanker di dalam tubuh dibandingkan dengan pemindaian radiologi konvensional sepeti MRI dan CT Scan. Pencitraan dengan PET ini sangat berguna dalam mengetahui tahapan atau stadium kanker, dektesi kekambuhan penyakit, begitu juga dengan pengawasan respon pengobatan pada terapi kanker. Dengan teknologi terbaru, generasi kedua dari pemindai PET/CT yang terintegrasi saat ini memberi kemungkinan kombinasi pencitraan PET/CT. Teknologi ini memungkinkan para dokter mendapat informasi metabolik maupun struktural berdasarkan penyakit pada pemindaian tunggal PET/CT. Terlepas dari pencitraan untuk kanker, pencitraan PET juga bermanfaat dalam menilai penyakit jantung koroner, sejumlah penyakit muskuloskeletal, dan penyakit saraf tertentu seperti kepikunan Alzheimer. RadLink menyediakan pemindaian PET/CT 64 slices pertama di Singapura dengan kapabliitas waktu yang cepat.
Kemajuan pemindaian PET/CT dengan teknologi Time of Flight ini memperkuat kualitas gambar dengan mengurangi kebisingan dan memberikan sensitivitas yang lebih tinggi. Keuntungan lainnya termasuk dosis radiasi yang lebih rendah, waktu pemindaian yang lebih cepat, serta kualitas gambar yang lebih baik. Apa kegunaan dari pemindaian PET/CT? TOP! bullet01 Untuk kanker bullet01 Menilai penyebaran kanker bullet01 Mendeteksi kekambuhan penyakit bullet01 Menentukan apakah benjolan yang dijumpai termasuk jinak atau kanker, contohnya saja seperti benjolan pada paru. bullet01 Memonitor respon pengobatan. bullet01 Pemindaian PET/CT ini menggantikan prosedur pencitraan medis yang cukup banyak dengan hanya satu pengamatan saja. Untuk Kardiologi atau Jantung
RadLink menyediakan pemindaian PET jantung dengan Rubidium yang merupakan teknologi tercepat dalam bidang pencitraan perfusi miokardial. Pemindaian PET jantung dengan Rubidium ini meupakan uji non invasif yang lebih akurat dibandingkan pencitraan perfusi miokardial MIBI standar. Prosedurnya pun lebih cepat sehingga waktu menunggu bagi pasien lebih pendek. Kegunaan utamanya : Untuk diagnostik dan penilaian fisiologi terkait dengan penyakit jantung koroner.
Image Quality (part 1) Kriteria image quality terdiri dari : 1. spatial resolution 2. contrast detectability 3. artifacts Spatial Resolution bergantung pada high contrast resolution, dinyatakan dengan satuan LP/CM, berhubungan langsung dengan MTF yang dinyatakan dengan persentase. Nilai yang lebih besar akan didapat jika menggunakan LP/CM. Contrast Detectability bergantung pada low contrast resolution. Sangat penting. Makin baik LCR spec, the makin besar kemampuannya untuk menampilkan perubahan sekecil apapun pada densitas daripada object, (seperti perbedaan pada otak,cerebrum, atau soft tissue dari organ .) Artifacts Artifact adalah sesuatu yang tidak seharusnya ada dalam gambar. Kebanyakan artifact berbentuk garis Adanya pergerakan dari objek yang bersangkutan atau organ-organ yang ada di dalam objek juga dapat menyebabkan terjadinya artifact. Contohnya, pergerakan jantung, paru-paru atau peristaltik usus. Artifat lain berbentuk ring yang disebabkan oleh adanya kelainan/kerusakan pada sistim CT itu sendiri. spatial resolution Kemampuan untuk membedakan High Contrast Objects, (disebut juga High Contrast Resolution). High Contrast dapat diartikan sebagai perbedaan antara Black and White, warna ini sangat mudah dibedakan. Slide di atas memperlihatkan gambar tikus putih dengan latar belakang hitam, makin kecil ukuran tikus yang ditampilkan maka makin sulit untuk melihat detil dari tikus tersebut. Dalam sistem CT scan scan kita dapat mengukur high contras resolution ini dan menyatakannnya dengan satuan Line Pairs per cm. Semakin besar nilai yang di dapat maka, secara umum, semakin baik nilai spatial resolution nya. Dipengaruhi oleh system geometry, dan ditentukan oleh image definitionFUNDAMENTAL X RAY KNOWLEDGEFriday, May 20, 2011 7:39 AMSINAR X DEFINISI dan SEJARAH Sinar X adalah salah satu radiasi gelombang elektromagnetik buatan yang memiliki panjang gelombang sangat pendek 10-7m s/d 109 m sehingga memiliki daya tembus yang tinggi terhadap material yang dilaluinya. Radiasi dibagi menjadi 2 jenis : 1. Radiasi Pengion 2. Radiasi Non Pengion Pada tahun 1895, Roentgen (Wilhelm Conrad Roentgen, Jerman, 1845-1923), seorang profesor fisika dan rektor Universitas Wuerzburg di Jerman melakukan penelitian tabung sinar katoda. Ia membungkus tabung dengan suatu kertas hitam agar tidak terjadi kebocoran fotoluminesensi dari dalam tabung ke luar. Lalu ia membuat ruang penelitian menjadi gelap. Pada saat membangkitkan sinar katoda, ia mengamati sesuatu yang di luar dugaan. Pelat fotoluminesensi yang ada di atas meja mulai berpendar di dalam kegelapan. Walaupun dijauhkan dari tabung, pelat tersebut tetap berpendar. Dijauhkan sampai lebih 1 m dari tabung, pelat masih tetap berpendar. Roentgen berpikir pasti ada jenis radiasi baru yang belum diketahui terjadi di dalam tabung sinar katoda dan membuat pelat fotoluminesensi berpendar. Radiasi ini disebut sinar-X yang maksudnya adalah radiasi
yang belum diketahui. Tahun 1895 itu Roentgen melakukan penelitian sinar-X untuk mengetahui sifat-sifatnya. Berikut ini adalah sifat-sifat sinar-X: Sinar-X dipancarkan dari tempat yang paling kuat tersinari oleh sinar katoda. Intensitas cahaya yang dihasilkan pelat fotoluminesensi, berbanding terbalik dengan kuadrat jarak antara titik terjadinya sinar-X dengan pelat fotoluminesensi. Meskipun pelat dijauhkan sekitar 2 m, cahaya masih dapat terdeteksi. Sinar-X dapat menembus buku 1000 halaman tetapi hampir seluruhnya terserap oleh timbal setebal 1,5 mm. Pelat fotografi sensitif terhadap sinar-X. Ketika tangan terpapari sinar-X di atas pelat fotografi, maka akan tergambar foto tulang tersebut pada pelat fotografi. Skema peralatan ditampilkan pada Gambar 2. Foto tulang tangan yang diambil pada saat itu ditampilkan pada Gambar 3. Lintasan sinar-X tidak dibelokkan oleh medan magnet (daya tembus dan lintasan yang tidak terbelokkan oleh medan magnet merupakan sifat yang membuat sinar-X berbeda dengan sinar katoda). SPEKTRUM GELOMBANG SIFAT SIFAT SINAR X 1. Daya tembus Sinar X dapat menembus bahan atau massa yang padat 2. Penyebaran Apabila berkas sinar x melalui suatu bahan atau suatu zat, maka berkas sinar tersebut akan bertebaran keseluruh arah, menimbulkan radiasi sekunder(radiasi hambur) pada bahan atau zat yang dilalui 3. Penyerapan ( Absorbtion ) Sinar x dalam radiografi diserap oleh bahan atau zat sesuai dengan berat atom atau kepadatan bahan atau zat tersebut. 4. Fluoresensi Sinar x menyebabkan bahan-bahan tertentu seperti kalsium tungstat atau zink sulfide memendarkan cahaya (luminisensi). 5. Ionisasi Sinar x apabila mengenai suatu bahan atau zat dapat menimbulkan ionisasi partikel-partikel atau zat tersebut 6. Efek Biologi Sinar x akan menimbulkan perubahan-perubahan biologi pada jaringan. Efek biologi ini yang dipergunakan dalam pengobatan radioterapi 7. Fotografi Sinar X dapat menghitamkan film PROSES PEMBANGKITAN SINAR X Syarat syarat terjadinya sinar X : Adanya emisi elektron yang didapat dari pemanasan filament Beda potensial yang tinggi. Focusing Cup,untuk mengarahkan arah laju elektron Ada target, material khusus untuk tumbukan elektron Lintasan elektron Hampa Udara Penjelasan Singkat Filament pada katoda dipanaskan sehingga terbentuk emisi elektron.Saat tegangan tinggi di alirkan pada kutub anoda dan katoda,maka elektron akan bergerak ke arah anoda dan menumbuk target.Hasil tumbukan ini mengakibatkan terjadinya beberapa reaksi sehingga 99% energi dikonversi menjadi panas dan 1% menjadi sinar X. Laju elektron diarahkan dengan focusing cup Lintasan elektron harus hampa udara 1. Pemanasan Filament Pemanasan filament akan menghasilkan emisi elektron.Arus pemanasan filament (Ih) biasanya berkisar 2A 9A 2. Tegangan Tinggi (KV) Tegangan tinggi pada anoda (+) dan katoda (-) berkisar antara 40KV-150 KV.Tegangan ini berfungsi untuk menarik elktron dari katoda ke anoda. 3. Rotary anoda Saat elektron akan menumbuk target pada anoda, anoda berotasi untuk memberikan spot / titik tumbuk yang merata. 4.Tabung sinar X harus hampa udara,agar elektron bisa melintas dari katoda menuju anoda 5. Karena 99% energi hasil tumbukan elektron diubah menjadi panas,maka tabung X Ray dilapisi dengan gelas envelope dan oli pendingin untuk sirkulasi panas dan isolasi terhadap tegangan tinggi yang ada pada anoda dan katoda. Interaksi Materi Saat elektron bertumbukan dengan material khusus pada target,akan terjadi proses yang menghasilkan radiasi: 1. Proses eksitasi 2. Proses Bremstrahlung Proses Eksitasi Proses eksitasi adalah proses berpindahnya elektron ke kulit yang lebih luar, proses ini akan diikuti oleh proses de-eksitasi yaitu berpindahnya elektron dari kulit yang lebih luar mengisi posisi kosong yang ditinggalkan elektron tersebut. Pada proses de-ekitasi ini akan diikuti dengan memancarkan radiasi sinar-x karakteristik Proses Bremsstrahlung Apabila elektron yang bergerak mengenai suatu atom,maka secara tiba2 laju elektron diperlambat secara drastis oleh atom tersebut sehingga mengubah arah lajunya.Saat proses perlambatan ini,elektron melepaskan energi berupa sinar X Bremstrahlung Makin besar nomor atom bahan penyerap akan menghasilkan fraksi sinar-x bremsstrahlung yang lebih besar
PARAMETER UTAMA DALAM PROSES PEMBANGKITAN X RAY Tegangan Tabung (kV) Mempercepat elektron menuju katoda. Semakin tinggi tegangan yang diberikan akan semakin tinggi daya tembus sinar-x terhadap objek. Arus Tabung Filamen (katoda) adalah sebagai sumber emisi elektron yang dipengaruhi oleh besarnya arus filamen (Ih) yang diberikan, makin tinggi arus maka jumlah elektron akan semakin banyak pula. Intensitas sinar-x yang dihasilkan akan berbanding lurus dengan jumlah elektron yang menumbur target per detik. Intensitas sinar-x yang dihasilkan berbanding lurus dengan besarnya arus tabung (mA) Material Target (anoda) Material pembentuk target (anoda) akan sangat mempengaruhi jumlah sinar-x per unit yang dihasilkan Material juga akan mepengaruhi sinar-x type mana yang akan dihasilkan (karakteristik atau bremsstrahlung)Media files videoplay.mp4 (0 bytes) video-play.mp4 (0 bytes)dosimetriFriday, May 07, 2010 11:34 AMDalam menentukan potensi bahaya radiasi pada proteksi radiasi, perlu terlebih dulu dipahami mengenai besaran-besaran radiasi dan efek yang dihasilkan oleh dosis radiasi atau besaran dosimetri. 1. besaran radiasi 1a. energi, Radiasi didefinisikan sebagai pancaran atau perambatan energi melalui materi atau ruang dalam bentuk partikel atau gelombang magnetik. energi sangat mempengaruhi daya tembus radiasi terhadap materi. satuan : Joule. untuk proteksi radiasi digunakan satuan Electron Volt (eV), dimana 1 eV = 1,6 x 1019 Joule. 1b. Fluenci (), adalah jumlah partikel atau foton yang melalui satu satuan luas pada medan radiasi yang terdiri dari berbagai macam radiasi. Dimana = dN/da satuan : partikel per meter persegi. sedangkan laju fluenci adalah jumlah partikel yang melewati satu satuan luas per satuan waktu 1c. Paparan, kemampuan radiasi sinar-x atau gamma untuk menimbul ionisasi di udara per volume tertentu. Dimana : X= dQ/dm satuan :Coulomb/Kg ( C/Kg), satuan lama : Roentgen (R) 1 R = 2,58 x 104 C/Kg. sedang laju paparan, besar paparan persatuan waktu, satuan : C/Kg.jam 1d. Kerma, (Kinetic energy released per unit mass of absorber), pada dasarnya kerma mengukur energi kinetic awal dari interaksi primer (efek fotolistrik, compton, produksi pasangan), pada satu media pengabsorbsi. satuan : Joule/Kg atau sama dengan Gray (Gy) atau 1 Gray (Gy) = 1 Joule/Kg. 2. Besaran Dosimetri. 2a. Dosis serap, energi rata-rata yang diserap bahan per satuan massa bahan tersebut. D = dE/dm satuan : Gray (Gy) atau Joule/Kg. satuan lama : rad dimana : 1 rad adalah energi rata-rata sebesar 1 erg yang diserap bahan 1 gram. 1 rad = 100 erg/gr. sehingga 1 Gray = 100 rad. dosis serap berlaku untuk semua radiasi dan semua jenis bahan yang dikenai. laju dosis serap, dosis serap per satuan waktu (D) satuan : Joule/Kg.jam atau Gray/jam atau satuan lama rad/jam 2b. Hubungan dosis serap dan paparan. adalah : D = f.X dimana X = Paparan (R) f = faktor konversi dari paparan ke dosis serap (rad/R) satuan : Rad dimana : 1 rad = 100 erg/gr udara 1 R = 0,877 rad Bila udara dijadikan medium maka f = 0,877 rad/R, untuk proteksi radiasi disepakati f untuk udara = 1 rad/R Bila medium yang digunakan bukan udara, maka faktor konversi,
F = 0,877 (/)medium/(/)udara 2c. Dosis Ekivalen (H), dosis serap dikalikan dengan kemampuan radiasi untuk menimbulkan kerusakan pada organ atau jaringan (faktor bobot radiasi, Wr). Satuan ini dibuat karena dosis serap yang sama tapi dari radiasi yang berbeda akan menimbulakn efek radiasi yang berbeda pada organ atau jaringan. nilai faktor boobot untuk masing-masing jenis radiasi berbeda, - foton (semua energi) = 1 - elektron,muon (semua energi) = 1 - Neutron, thermal = 5 energi tak diketahui = 10 cepat = 20 - proton,selain proton recoil, E > 2MeV = 5 - Partikel Alpha, fragmen fisi, inti berat = 20
H = D.Wr satuan : Sievert (Sv) dimana : 1 Sv = 100 rem laju dosis ekivalen, dosis ekivalen per satuan waktu. satuan : Sv/jam 2d. Dosis efektif, dosis ekivalen dikalikan dengan faktor kepekaan organ atau jaringan terhadap efek stokastik. pada penyinaran tubuh dimana setiap jaringan menerima dosis ekivalen yang sama ternyata mengakibatkan efek biologi yang berbeda. efek radiasi yang diperhitungkan adalah efek stokastik. E = H.Wt. satuan : Sievert atau rem laju dosis effektif, dosis effektif per satuan waktu. dengan satuan Sv/jam 2e. Dosis terikat, dosis total yang diterima akibat zat radioaktip masuk ke dalam tubuh Dimana D(t) = dt Jika t tidak diketahui khusus maka untuk orang dewasa t = 50 tahun dan anak-anak t = 70 tahun. 2f. Dosis kolektip, dosis ekivalen atau dosis efektip bila terjadi kecelakaan nuklir atau radioaktip. Dimana untuk dosis ekivalen St = p H p = jumlah populasi untuk dosis efektip St = p E satuan Sievert-manCT Scan : istilah-istilah lainSaturday, March 20, 2010 5:03 PM1. Hounsfield Unit. Pada penggunaan ct scan istilah hounfield unit sangat sering digunakan untuk mengukur berapa densitas dari objek. Hounfield Unit dapat dijabarkan sebagai : air digunakan sebagai nilai referensi untuk pengukuran HU, karena air adalah komponen terbesar dari tubuh. Nilai Hu berkisar dari > -1000 untuk menggambarkan besaran Hu untuk udara dan nilai tertinggi +3000 untuk tulang. Dari gambar di atas dapat dilihat darah dan organ-organ yang mengandung cairan dikisaran antara 0 sampai dengan 70-80 HU, sedangkan untuk paru-paru yang merupakan organ yang berisi udara terbesar ada pada kisaran 600-1000 HU. Dari hal di atas dapat disimpulkan bahwa jaringan yang lebih padat dari air akan mempunyai nilai positip sedangkan jaringan dengan kepadatan yang lebih kecil dari air akan mempunyai nilai negatip. 2. Mode Scan 2a. Sequence CT. adalah merupakan cara scanning dimana setiap satu kali putaran/scan akan dihasilkan satu gambar, atau dengan urutan, scan-prose-tampilkan-scan-proses -tampilkan dst.Dan hasil gambarnya adalah slice per slice atau potongan per potongan. Sistim sequence ini mempunyai beerapa kelemahan yaitu scan sangat dipengaruhi oleh gerak pernafasan dan tidak dapat merekonstruksi ulang gambar yang dibutuhkan. 2b. Untuk menghindari kelemahan-kelemahan di atas dapat dilakuakn dengan, melakukan scan dalam secepat mungkin dalam satu tarikan nafas dan ubah hasil scan dari potongan menjadi volume, untuk itu dapat digunakan suatu proses dan system spiral CT. Spiral CT, adalah cara scanning dimana objek akan discan secara utuh sebesar daerah yang diinginkan, sehingga yang dihasilkan bukan slice per slice gambar tapi Volume data, dari volume data ini kita dapat memproses potongan gambar sesuai dengan besar/tebalnya slice atau potongan yang kita inginkan. Keuntungan lain, adalah volume data ini dapat di proses berkali-kali menurut kebutuhan diagnosa, dapat dibentuk untuk data 3D, MPR, virtual endoscopy dan lain-lain, selama volume data ini ada tidak dibutuhkan penyinaran ulang untuk menghasilkan gambar atau image yang berbeda, sehingga dapat dicegah pemaparan radiasi yang berlebihan pada pasien. Selain itu keuntungan lain adalah proses scanning jauh lebih cepat dibanding dengan system sequence. Untuk ilustrasi dari volume scan ini dapat dilihat dari gambar di bawah.selama proses Spiral CT, system tabung/detektor akan berputar terus menerus, sehingga otomatis akan ada radiasi terus menerus, akusisi data dan pergerakan meja juga kontinyu selama proses. 3. PITCH Merupakan perbandingan antara pergerakan meja dalam satu putaran dan lebarnya potongan, atau : Pitch sama dengan satu artinya pergerakan meja akan sama dengan lebar dari potongan yang dikehendaki. Pitch < 1 artinya pergerakan meja lebih kecil dari besar potongan yang dikendaki, sehingga akan ada overlap dari tiap potongan yang di-scan. Pitch > 1 artinya pergerakan meja lebih besar dari besarnya potongan yang diinginkan sehingga akan ada gap dari tiap-tiap potongan. 4. Pengurangan dosis Pada penggunaan CT pada umumnya akan ada pemberian dosis radiasi yang tidak perlu pada pasien. Hal ini dikarenakan secara teknis saat memulai expose tidak dapat dilakukan pada titik awal daerah yang akan di-scan, tetapi akan dimulai pada daerah sebelum daerah scanning (ROI), demikian pula saat dihentikan expose akan sedikit lebih dari daerah scan (ROI), (lihat gambar 1), daerah dengan warna merah merupakan daerah "ancang-ancang" sebelum expose dimulai, pada daerah ini pasien akan mendapatkan radiasi yang sebenarnya tidak perlu. Dengan bertambah lebarnya detektor otomatis daerah 'merah' akan bertambah lebar, artinya pasien akan makin banyak mendapatkan radiasi yang tidak perlu. Untuk menghindari radiasi yang tidak perlu ini maka digunakan suatu penutup (shield) (gamabar 2) yang akan menutup colimator pada daerah 'merah' sehingga dapat dihindari pemberian radiasi yang tidak perlu. Selain cara dengan penggunaan 'hardware" di atas,
pengurangan dosis juga dapat dilakuan dengan mengukur ketebalan objek, makin tebal objek maka kualitas sinar x yang diberikan akan semakin tinggi dan sebaliknya, hal ini dapat dilakukan dengan pengaturan pemberian arus tabung (mA) yang disesuaikan dengan ketebalan objek (gambar 3).
5. DICOM Merupakan singkatan dari Digital Imaging and Communications in Medicine, merupakan standar/protokol pengolahan, pengiriman dan menampilkan (viewing)gambar medis. Pertama kali dikembangkan tahun 1985 oleh National Electrical Manufacturers Association (NEMA) bekerjasama dengan American College of Radiology (ACR). Tujuan utamanya adalah agar user/pengguna dapat mengolah,mengirim dan menampilkan gambar dan informasi yang terkait dari peralatan imaging digital dalam format standar dengan menggunakan hubungan point to point.
6. CTDIMedia files video-play.mp4 (0 bytes) video-play.mp4 (0 bytes)CT Scan : MultisliceWednesday, March 03, 2010 8:48 PM Multislice atau multirow detektor adalah penggunaan detektor lebih dari satu baris, secara kasar dapat digambarkan jika single row atau detektor satu baris hanya akan menghasilkan satu potongan gambar dari tiap scannya, maka multislice akan menghasilkan lebih dari satu potongan gambar yang berbeda dari tiap-tiap scan.Tapi pada kenyataannya penggunaan multislice ini tidak sesederhana itu, penggunaanya tergantung dari aplikasi apa yang akan dilakukan. Dari gambar di atas dapat dijelaskan single row akan menghasilkan satu set raw data maka multislice akan menghasilkan lebih dari satu set data dari tiap scan. Gambar d memperlihatkan bentuk pisik ukuran dari tiap baris detektor yang berbeda, hal ini dibuat untuk menghidari efek cone angle dari pemakaian detektor multislice. efek ini dapat dijelaskan sebagai hilangnya satu set data akibat lebarnya detektor. dari gambar di atas dapat dibayangkan apa jadinya jika detektor yang digunakan lebih dari empat baris, berapa banyak data yang hilang yang akan menyebabkan berkurangnya kualitas gambar yang dihasilkan.CT Scan, akusisi dataWednesday, March 17, 2010 8:59 PMSinyal pembangkitan sinar-x pada sistim ct scan berbentuk pulsa bukan kontinyu, sehingga sinar-x yang dihasilkan berbentuk pulsa . Dalam satu putaran dibagi dalam ribuan pulsa triger sinar-x,sehingga seakan-akan sinar-x yang dihasilkan adalah kontinyu. dari tiap pulsa triger sinar-x akan menghasilkan satu data gambar, dan data dari satu putaran akan akan dijumlahkan sehingga membentuk satu gambar utuh dari objek yang di scan Seperti yang telah diuraikan sebelumnya gambar yang dihasilkan merupakan pemetaan dari penyerapan sinar-x oleh objek. sinar-x dari sumber akan mengenai objek, mengalami penyerapan oleh objek,selain itu sinar-juga mengalami pemantulan (penghaburan) yang lebih dikenal sebagai sinar hambur atau scatterd radiation sehinnga sinar yang ditangkap oleh detektor adalah sinar yang sudah mengalami penyerapan oleh objek dan juga pemantulan (penghamburan). Dari sinar-x yang ditangkap oleh detektor akan dibentuk menjadi suatu profil intensitas sinar dan dengan menggunakan rumus tertentu akan dirubah menjadi profil penyerapan (attenuasi) yang merupakan bentuk dasar data pembentukan gambar objek. DETEKTOR Merupakan elemen dari sistim yang bertugas mengubah sinar-x yang telah melalui objek menjadi data gambar. Detektor terbagi dari dua jenis, 1. detektor gas. dengan menggunakan gas xenon sebagai elemen pengubah sinar-x menjadi data. Prinsip yang digunakan adalah elektrolisa, gas Xenon yang ada dalam detektor jika dikenai sinar-x akan mengalami proses elektrolisa dimana partikel Xe+ akan ditarik ke katode yang kemudian diubah menjadi arus, sedangkan pada kutub anode dialiri listrik tegangan tinggi. 2. detektor elektronik, menggunakan bahan kristal sintilasi (scintillation crystal) yang jika terkena berkas sinar-x akan mengubahnya menjadi sinar tampak yang kemudian akan ditangkap oleh photo dioda. Photo dioda ini akan mengubahnya menjadi arus listrik. Dari kedua tipe detektor ini, keluaran yang dihasilkan akan diproses oleh satu rangkaian yang menghasilkan satu rangkaian data digital serial. Dibawah adalaj rangkaian dasar pengubah keluar detektor (arus, dirubah menjadi tegangan dengan besaran tertentu, kemudian akan dikuatkan oleh FPA (Floating point amflifier) dengan penguatan yang tidak sama besarnya tergantung dari besarnya tegangan input. Diubah menjadi data digital oleh sebuah rangkaian ADC, dengan jumlah bit 16 dan ditambah 2 bit sebagai tanda besarnya penguatan yang diberikan. Data kemudian akan diubah menjadi data serial dan dikirimkan kesuatu komputer pengolah gambar. Pada logikanya, makin banyak detektor yang digunakan akan menghasilkan data keluaran yang banyak pula yang akan mempengaruhi kualitas gambar yang dihasilkan. Tapi pada prakteknya hal tersebut akan menyebabkan makin mahalnya detektor dan akan makin sulit perawatannya. Salah satu jalan keluarnya adalah dengan menggunakan jumlah detektor terbatas tapi akan menghasilkan jumlah data dua kali lipat yang artinya akan makin baik dan tajam kualitas gambar yang dihasilkan. gambar a, adalah ilustrasi dari deretan modul detektor, dimana bagian hitam adalah gap atau batas antar detektor, adanya gap ini akan membuat sistim kehilangan data. gap tidak menyerap sinar-x akibatnya tidak ada data yang dihasilkan, hal ini akan berakibat pada kualitas gambar yang dihasilkan. idealnya,reading a dan b disatukan sehingga seakan-akan tidak ada gap diantara modul detektor sehingga akan mengahasilkan data penuh seperti 'reading a+b'. Untuk mendapatkan hal itu, jalan termudah dengan menggeser-geser detektor, sesuatu yang sangat sulit dilakukan pada saat gantri berputar. jalan lain adalah dengan membuat sumber sinar-x mempunyai focus dengan posisi yang berbeda, data akan disampling dari dua posisi focus tang berbeda pada arah longitudinal dari perputaran gantri. Dari gambar b di atas dapat dilihat reading a adalah hasil sampling posisi focus pertama dan reading b pada posisi focus kedua, dari kedua data sampling tersebut akan dijumlahkan dan membentuk satu data utuh dari objek yang di scan. Untuk menghasilkan teknik di atas bukan dengan menggunakan tabung sinar-x dengan dua buah focus tetapi dengan membuat tumburan elektron pada target tidak pada satu posisi tetapi pada dua atu lebih posisi yang berbeda, teknik ini dinamakan flying focal spot Gambar c menggambarkan pergerakan flying focal spot terhadap detektor. Arah interpolasi dari sinar-x tidak hanya pada arah x saja tetapi juga dapat dibuat pada arah z, yang lebih populer dengan nama z-sharp. teknik ini sangat berguna pada sistem dengan multi slice atau multi detektor.CT Scan, komponen dasarSaturday, February 13, 2010 10:31 PMPada Umumnya suatu sistim ct scan terdiri tiga bagian besar : 1. Gantry, terdiri dari, 1a. bagian statis, berisi transformator, sistim komputer (master static) 1b. bagian berputar, berisi tabung sinar-x, detektor, pendingin, generator sinar-x, serta komputer pengatur (master rotation). 2. PHS, patient handling system, adalah meja pasien, dengan pergerakan maju-mundur, naik-turun. 3. Sistim komputer utama yang terdiri dari,
3a. sistem komputer utama yang berisi operting system, perangkat lunak aplikasi. 3b. sistem komputer untuk rekonstruksi gambar yang akan ditampilkan.CT Scan, sejarahTuesday, March 09, 2010 7:54 PMGenerasi Pertama. Diperkenalkan pertama kali oleh Hounfield dan Ambrose pada tahun 1971. Generasi pertama dari CT Scan hanya menggunakan detektor tunggal yang akan menangkap sinar-x, pergerakannya translasirotasi, objek akan di-scan pada arah translasi kemudian akan diputar sebesar 60 derajat dan bergerak ke arah translasi dan seterusnya. Karena hanya menggunakan detektor tunggal maka dengan sendirinya proses scan sampai menghasilkan gambar memerlukan waktu yang cukup lama. Generasi Kedua Generasi kedua menggunakan jumlah detektor yang lebih banyak dibandingkan dengan generasi pertama dengan pergerakan tetap translasi dan rotasi. waktu yang dibutuhkan untuk mengahasilkan gambar lebih singkat dibanding dengan generasi sebelumnya. Generasi Ketiga Generasi ketiga menggunakan detektor yang jauh lebih banyak (>300 buah) dengan bentuk pisang (banana shape). Sehingga daerah yang terkena paparan sinar-x jauh lebih lebar, dengan demikian jumlah data gambar yang dihasilkan jauh lebih banyak, waktu untuk menghasilkan gambar juga bisa lebih dipersingkat. pergerakannya tidak lagi translasi-rotasi tetapi rotasi-rotasi dan rotasi-kontinyu. Rotasi-rotasi artinya sistim akan berputar searah jarum jam dan mengasilkan gambar, kemudian akan berputar balik dan menghasilkan gambar. Untuk supply tegangan operasional digunakan kabel tegangan tinggi rotasi-kontinyu artinya sistim akan berputar terus (searah jarum jam atau sebaliknya) sambil menghasilkan gambar . Supply tegangan dari luar kedalam sistim menggunakan slip ring yang akan turut berputar dengan sistim, serta carbon brush sebagai media kontaknya. Sedangkan untuk komunikasi data gambar digunakan sistim transmiter-receiver Generasi Keempat Generasi ini menggunakan jumlah detektor yang jauh lebih banyak, detektor disusun melingkar 360 derajat, detektor statis, dan tabung sinar-x yang berputar didepan detektor. pada prakteknya generasi ini tidak diproduksi banyak, karena mahalnya biaya pemeliharaan dan mahalnya sistim karena jumlah detektor yang banyak.CT Scan, pengertianSunday, February 21, 2010 5:56 AMCT Scan adalah salah satu peralatan radiodiagnostik dengan menggunakan sinar-x. pada dasarnya gambar yang dihasilkan merupakan pemetaan dari penyerapan objek terhadap sinar-x . Perbedaan mendasar dengan pemotretan sinar-x biasa (konvensional) adalah gambar yang ditampilkan merupakan gambar potongan axial, sedangan dengan pemotretan sinar-x konvensional gambar yang dihasilkan adalah gambaran AP,PA atau lateral. Dengan kata lain CT Scan adalah alat yang dapat menghasilkan gambar potongan axial. MASALAH DASAR Permasalahan yang ditemukan pada awal penciptaan ct scan adalah ditemukannya beberapa kelemahan pada penyinaran dengan sinar-x biasa, seperti dihasilkannya bayangan yang saling berhimpit dari dua objek yang disinari walaupun mempunyai kedalaman yang berbeda, juga kehitaman bayangan yang sama dari objek yang mempunyai densitas dan ukuran yang berbeda, selain itu juga, akan menghasilkan ukuran yang berbeda dari dua objek dengan ukuran yang sama tapi letak berbeda, makin dekat objek dengan sumber akan mengasilkan bayangan yang makin besar sebaliknya makin jauh objek dari sumber sinar akan menghasilkan bayangan yang lebih kecil. Salah satu jalan keluar yang ditemukan pada saat itu adalah dengan menggunakan teknik tomogram, dengan ini bayangan sinar-x pada film dapat dikonsentrasikan hanya pada objek yang dikehendaki, dengan cara menggerakan tabung sinar-x selama penyinaran terkonsentrasi pada objek, gambar atau bayangan yang dihasilkan adalah bayangan objek sangat jelas dengan objek sekitarnya sediky lebih kabur (blur). Teknik ini menjadi kemudian dasar penciptaan ct-scan .
12 hours ago Like Subscribeo o
Muhammad Naufal Hamdi likes this.Write a comment...
o
Eddy Rumhadi Iskandar PENGERTIAN
X-ray computed tomography (CT) adalah sebuah pencitraan medis menggunakan metode tomografi diciptakan oleh pemrosesan komputer. Digital pemrosesan geometri digunakan untuk menghasilkan tiga dimensi gambar bagian dalam sebuah objek dari serangkaian besar gambar dua dimensi sinar-X yang diambil sekitar satu sumbu rotasi. CT menghasilkan volume data yang dapat dimanipulasi, melalui proses yang dikenal sebagai windowing, untuk menunjukkan struktur tubuh seperti berdasarkan kemampuan mereka untuk memblokir sinar X-ray. Walaupun dengan gambaran yang melintang aksial, orthogonal terhadap sumbu panjang tubuh, scanner modern ini dapat menggambarkan dengan volumetric (3D) dari tiap struktur. Meskipun paling umum dalam kedokteran, CT juga digunakan dalam bidang lain, seperti pengujian bahan tak rusak. Contoh lain adalah menggunakan arkeologi seperti pencitraan isi sarkofagus atau DigiMorph , yang menggunakan pemindai CT untuk belajar biologi dan paleontologi spesimen. SEJARAH CT SCAN Pada awal 1900-an, ahli radiologi Italia Alessandro Vallebona mengusulkan suatu metode untuk mewakili sepotong tunggal tubuh pada film radiografi. Metode ini dikenal sebagai tomografi . Idenya adalah berdasarkan prinsip sederhana geomatri proyektif bergerak serentak dan dalam arah yang berlawanan dengan sinar-X dan film, yang dihubungkan oleh sebuah batang poros yang titik fokusnya muncul lebih tajam, sedangkan gambar dari titik-titik lainnya tersamarkan dengan sedikit kabur. Tomografi telah menjadi salah satu pilar diagnostik radiologis sampai akhir 1970-an, ketika ketersediaan minicomputer dan metode pemindaian (scan) aksial transversal dari karya Godfrey Hounsfield dan lahir Allan McLeod Comack dari Afrika Selatan secara bertahap digantikan sebagai modalitas CT. Secara matematis, metode ini didasarkan pada penggunaan transformasi radon yang ditemukan oleh Johann Radon di tahun 1917. Pada tahun 1963 A.M Cormack, ia belajar dari karya Radon mencari solusi sendiri dengan mengembangkan teknik untuk menentukan distribusi penyerapan tubuh manusia. CT scanner yang layak secara komersial pertama ditemukan oleh Hounsfield di Hayes , United Kingdom, di Penelitian Laboratorium EMI menggunakan sinar-X. Idenya Hounsfield pada tahun 1967. Yang pertama-Scanner EMI dipasang di Atkinson Morley Hospital di Wimbledon, Inggris, dan scan otak pasien pertama dilakukan pada tanggal 1 Oktober 1971. Ini diumumkan ke publik pada tahun 1972. Prototipe 1971 asli mengambil 160 pembacaan paralel melalui sudut 180, masing-masing 1 terpisah, dengan setiap scan mengambil lebih sedikit dari 5 menit. Gambar-gambar dari scan ini memakan waktu 2,5 jam untuk diproses dengan teknik rekonstruksi aljabar pada komputer besar.Pemindai memiliki detektor photomultiplier tunggal, dan dioperasikan dengan cara di Putar. Telah menyatakan bahwa berkat keberhasilan The Beatles, EMI dapat mendanai penelitian dan membangun model awal untuk penggunaan medis. Mesin pertama produksi CT X-ray (bahkan disebut EMI-Scanner) adalah terbatas pada membuat bagian tomografi otak, namun diperoleh data gambar dalam sekitar 4 menit (pemindaian dua iris berdekatan), dan perhitungan waktu (menggunakan data general nova minicomputer) adalah sekitar 7 menit per gambar. Di AS, instalasi pertama adalah di Mayo Clinic . Sebagai penghormatan terhadap dampak sistem ini pada pencitraan medis Mayo Clinic memiliki scanner EMI dipamerkan di Departemen Radiologi. Allan McLeod Cormack dari Tufts University di Massachusetts mandiri menciptakan proses yang sama, dan keduanya Hounsfield dan Cormack berbagi Hadiah Nobel Kedokteran di tahun 1979. PROSES X-ray data slice dihasilkan menggunakan sumber sinar-X yang berputar di sekitar obyek. Sensor sinar-X ditempatkan di sisi berlawanan dari lingkaran dari sumber sinar-X. Sensor paling awal adalah sintilasi detektor, dengan tabung photomultiplier dengan kristal cesium iodida. Cesium iodida diganti setelah tahun 1980 oleh ruang ion yang mengandung tekanan gas Xenon tinggi. Sistem ini pada gilirannya digantikan oleh sistem kilau berdasarkan fotodioda bukannya photomultipliers dan bahan sintilasi modern dengan karakteristik lebih diinginkan. Banyak data scan secara progresif diambil sebagai objek secara bertahap melewati gantry tersebut. mesin baru dengan sistem komputer yang lebih cepat dan strategi software yang lebih baru dapat memproses bagian silang tidak hanya individu tetapi terus berubah penampang melintang sebagai gantry, dengan objek yang akan dicitrakan, secara perlahan dan lancar meluncur melalui lingkaran X-ray. Ini disebut spiral atau spiral CT mesin. sistem komputer mereka mengintegrasikan data dari irisan individu untuk menghasilkan informasi volumetrik tiga dimensi (3D-CT scan), pada gilirannya dapat dilihat dari berbagai perspektif yang berbeda pada monitor workstation CT terpasang. Jenis akuisisi data memerlukan kekuatan pemrosesan yang sangat besar, sebagai data yang tiba dalam stream kontinyu dan harus diproses secara real-time. Dalam mesin CT konvensional, sebuah tabung sinar-X dan detektor secara fisik diputar balik sepenuh lingkaran, di tomografi berkas elektron (EBT) tabung jauh lebih besar dan lebih tinggi daya untuk mendukung resolusi temporal tinggi. Berkas elektron dibelokkan dalam sebuah ruang vakum hampa berbentuk corong. Sinar-X yang dihasilkan ketika balok membentuk kurva stasioner. Detektor juga stasioner. Susunan ini dapat menghasilkan scan sangat cepat, tetapi sangat mahal. CT digunakan dalam pengobatan sebagai alat diagnostik dan sebagai pedoman untuk prosedur intervensi. terkadang digunakan bahan kontras seperti intravena iodinasi. Hal ini berguna untuk menyorot struktur seperti pembuluh darah. Menggunakan bahan kontras juga dapat membantu untuk mendapatkan informasi fungsional tentang jaringan. Setelah scan data telah diperoleh, data harus diproses dengan menggunakan bentuk rekonstruksi tomografi , yang menghasilkan serangkaian gambar cross-sectional. Yang umum digunakan teknik yang paling umum adalah disaring kembali peroyeksi yang lurus ke depan untuk melaksanakan dan dapat dihitung dengan cepat. Secara matematis, metode ini didasarkan pada transformasi Radon . Namun, ini bukan teknik yang tersedia. pemindai EMI asli memecahkan masalah rekonstruksi tomografi dengan aljabar linier , tetapi pendekatan ini dibatasi oleh tinggi kompleksitas komputasi, terutama mengingat teknologi komputer yang tersedia pada saat itu. Baru-baru ini, produsen telah mengembangkan iteratif model berbasis fisik teknik harapan-maksimisasi. Teknik-teknik ini menguntungkan karena mereka menggunakan model internal sifat fisik scanner dan hukum-hukum fisika interaksi sinar-X. Sebaliknya, metode sebelumnya telah mengasumsikan scanner yang sempurna dan fisika yang sangat sederhana, yang mengarah ke sejumlah artefak dan resolusi berkurang - hasilnya adalah gambar dengan resolusi lebih baik, mengurangi kebisingan dan artefak lebih sedikit, serta kemampuan untuk sangat mengurangi radiasi dosis dalam keadaan tertentu. Kelemahannya adalah kebutuhan komputasi yang sangat tinggi, yang berada di batas kepraktisan untuk
protokol scan saat ini. Pixel dalam sebuah gambar yang diperoleh oleh CT scan akan ditampilkan dalam hal relatif radiodensity . Pixel itu sendiri ditampilkan sesuai dengan rata-rata redaman dari jaringan (s) yang sesuai dengan pada skala dari 3071 (paling menghaluskan) untuk -1024 (menghaluskan setidaknya) pada skala Hounsfield. Pixel adalah satuan dua dimensi berdasarkan ukuran matriks dan bidang pandang. Ketika ketebalan slice CT juga diperhitungkan, unit ini dikenal sebagai Voxel , yang merupakan unit tiga dimensi. Fenomena bahwa salah satu bagian dari detektor tidak bisa membedakan antara jaringan yang berbeda disebut Efek Volume Partial. Itu berarti bahwa sejumlah besar tulang rawan dan lapisan tipis dari tulang kompak dapat menyebabkan redaman yang sama dalam voxel sebagai tulang rawan hyperdense sendirian. Air memiliki redaman dari 0 unit Hounsfield (HU), sedangkan udara -1000 HU, tulang cancellous biasanya +400 HU, tulang tengkorak dapat mencapai 2000 HU atau lebih (temporale os) dan dapat menyebabkan artefak. Atenuasi implan logam tergantung pada jumlah atom dari elemen yang digunakan: Titanium biasanya memiliki sejumlah 1000 HU, besi baja dapat sepenuhnya memadamkan X-ray dan karena itu bertanggung jawab atas artefak line terkenal-di Citra tomografi dihitung. Artefak disebabkan oleh transisi mendadak antara bahan high-density rendah dan, yang menghasilkan nilai data yang melebihi jangkauan dinamis elektronik pengolahan. REKONSTRUKSI Karena scanner CT kontemporer menawarkan isotropik atau mendekati isotropik, resolusi, tampilan gambar tidak perlu dibatasi untuk gambar aksial konvensional. Sebaliknya, bagi sebuah program perangkat lunak membangun volume dengan menumpuk irisan individu satu di atas yang lain. Program ini kemudian dapat menampilkan volume secara alternatif. Hal ini menjadi suatu prinsip dari rekonstruksi. rekonstruksi multiplanar (MPR) adalah metode yang paling sederhana dalam rekonstruksi. Volume dibangun dengan menumpuk potongan aksial.Perangkat lunak kemudian memotong irisan melalui volume pada bidang yang berbeda (biasanya ortogonal). Opsional, metode proyeksi khusus, seperti proyeksi intensitas maksimum (MIP) atau intensitas proyeksi minimum (MIP), dapat digunakan untuk membangun irisan direkonstruksi. MPR sering digunakan untuk memeriksa tulang belakang. gambar aksial melalui tulang belakang hanya akan menampilkan satu tubuh vertebral pada satu waktu dan tidak dapat dipercaya menunjukkan diskus intervertebralis. Dengan reformatting volume, menjadi lebih mudah untuk memvisualisasikan posisi satu tubuh vertebral dalam kaitannya dengan yang lain. perangkat lunak modern memungkinkan rekonstruksi di bidang non-ortogonal (miring) sehingga bidang yang optimal dapat dipilih untuk menampilkan struktur anatomi. Hal ini mungkin sangat berguna untuk memvisualisasikan struktur bronkus karena ortogonal ke arah scan. Untuk pencitraan pembuluh darah, bidang melengkung rekonstruksi dapat dilakukan. Hal ini memungkinkan membungkuk dalam pembuluh darah yang akan diluruskan sehingga keseluruh panjang dapat dilihat pada satu gambar, atau serangkaian gambar singkat. Setelah pembuluh darah telah diluruskan dalam cara ini, pengukuran kuantitatif dari panjang dan luas penampang dapat dibuat, sehingga pembedahan atau perawatan intervensi dapat direncanakan. rekonstruksi MIP meningkatkan bidang radiodensity tinggi, dan begitu juga berguna untuk studi angiografik. rekonstruksi MIP cenderung meningkatkan ruang udara sehingga berguna untuk menilai struktur paru-paru. Rendering teknik 3D Permukaan rendering Nilai ambang radiodensity ditetapkan oleh operator (misalnya tingkat yang sesuai dengan tulang). Dari ini, model tiga dimensi dapat dibangun dengan menggunakan deteksi tepi algoritma pengolahan citra dan ditampilkan pada layar. Beberapa model dapat dibangun dari berbagai batasan yang berbeda, sehingga warna yang berbeda untuk mewakili setiap komponen anatomis seperti tulang, otot, dan tulang rawan. Namun, struktur interior setiap elemen tidak terlihat pada mode ini operasi. volume rendering Rendering permukaan terbatas dalam hal itu hanya akan menampilkan permukaan yang memenuhi kepadatan ambang, dan hanya akan menampilkan permukaan yang terdekat dengan penampil imajiner. Dalam memberikan volume, transparansi dan warna yang digunakan untuk memungkinkan representasi yang lebih baik dari volume yang ditampilkan dalam satu gambarmisalnya tulang panggul dapat ditampilkan seperti semi-transparan, sehingga bahkan pada sudut miring, salah satu bagian dari gambar tidak menyembunyikan lain. segmentasi Gambar Dimana struktur yang berbeda memiliki radiodensity serupa, ia bisa menjadi tidak mungkin untuk memisahkan mereka hanya dengan menyesuaikan parameter volume rendering.Solusinya disebut segmentasi, sebuah manual atau prosedur otomatis yang dapat menghilangkan struktur yang tidak diinginkan dari gambar. KEUNTUNGAN DARI RADIOGRAFI TRADISIONAL Ada beberapa keuntungan yang CT memiliki lebih dari tradisional 2Dradiografi medis. Pertama, CT sepenuhnya menghilangkan superimposisi gambar struktur luar daerah tertentu. Kedua, karena resolusi tinggi-kontras yang melekat pada CT, perbedaan antara jaringan yang berbeda pada kepadatan fisik yang kurang dari 1% dapat dibedakan. Akhirnya, data dari prosedur pencitraan CT tunggal yang terdiri dari salah satu atau beberapa bersebelahan heliks scan dapat dilihat sebagai gambar dalam pesawat aksial, koronal, atau sagital, tergantung pada tugas diagnostik. Hal ini disebut sebagai multiplanar pencitraan diformat ulang. CT dianggap sebagai teknik diagnostic radiasi dengan moderat yang tinggi. Resolusi peningkatan CT telah diizinkan untuk pengembangan penyelidikan baru, yang mungkin memiliki keunggulan dibandingkan dengan konvensional. misalnya, CT angiografi invasif menghindari penyisipan sebuah colonography CT (juga dikenal sebagai kolonoskopi virtual atau VC) dapat berguna sebagai sebuah anema barium untuk mendeteksi tumor, tetapi mungkin menggunakan dosis radiasi yang lebih rendah. CT VC semakin banyak digunakan di Inggris sebagai tes diagnostik untuk kanker usus dan dapat meniadakan kebutuhan
kolonoskopi. Dosis radiasi untuk studi tertentu tergantung pada beberapa faktor: volume dipindai, keadaan pasien, jumlah dan jenis urutan scan, serta resolusi yang diinginkan dan kualitas gambar. Selain itu, dua CT scan heliks parameter yang dapat disesuaikan dengan mudah dan memiliki efek mendalam pada dosis radiasi dalam tabung dan pitch. Computed tomography (CT) scan telah terbukti lebih akurat dari radiograf dalam mengevaluasi interbody fusi anterior, tetapi masih bisa di-membaca tingkat fusi. KEPRIHATINAN KESELAMATAN Peningkatan penggunaan CT scan telah menjadi terbesar dalam dua bidang: screening orang dewasa (skrining CT paru-paru pada perokok, kolonoskopi virtual, skrining CT jantung, dan CT seluruh tubuh pada pasien tanpa gejala) dan pencitraan CT anak-anak. Pemendekan waktu pemindaian menjadi sekitar 1 detik, menghilangkan kebutuhan ketat untuk subjek tetap diam atau akan dibius, adalah salah satu alasan utama untuk peningkatan besar dalam populasi anak-anak (terutama untuk diagnosis usus buntu ). CT scan anak-anak telah diperkirakan untuk mengabaikan hasil yang menunjukkan kemungkinan meningkatnya kanker seumur hidup, yang mengarah untuk menggunakan pengaturan arus minimum untuk CT scan anak-anak. Perhitungan ini didasarkan pada asumsi hubungan linear antara dosis radiasi dan risiko kanker, klaim ini kontroversial, karena tidak semua bukti menunjukkan bahwa dosis kecil radiasi yang berbahaya. Estimasi risiko kematian yang disebabkan kanker seumur hidup oleh paparan radiasi dari CT dalam 1 tahun adalah 0,18% (perut) dan 0,07% (kepala) besarnya lebih tinggi dibandingkan orang dewasa meskipun angka-angka masih merupakan sebuah peningkatan kecil angka kematian kanker atas tingkat latar belakang. Risiko tambahan masih sangat rendah (0,35%) dibandingkan dengan latar belakang risiko kematian akibat kanker (23%). Namun, jika statistik ini diekstrapolasi dengan jumlah saat ini CT scan, kenaikan tambahan dalam kematian kanker dapat 1,5 untuk 2%. Selain itu, kondisi tertentu dapat meminta anak-anak terkena beberapa CT scan. Sekali lagi, perhitungan ini dapat menjadi masalah karena asumsi yang mendasari mereka bisa overestimate risiko. Pada tahun 2009, sejumlah studi yang ditetapkan lebih lanjut risiko kanker yang mungkin disebabkan oleh CT scan muncul. Satu studi menunjukkan bahwa radiasi oleh CT scan lebih tinggi dan lebih sering daripada dikutip variabel, dan masing-masing 19.500 CT scan yang dilakukan setiap hari di AS setara dengan 30-442-X dada sinar di radiasi. Diperkirakan bahwa paparan radiasi CT akan menghasilkan 29.000 kasus kanker baru hanya dari CT scan dilakukan pada tahun 2007. kanker yang paling umum disebabkan oleh CT dianggap kanker paru-paru, kanker usus besar dan leukimia dengan lebih beresiko pada orangorang muda, dan wanita. Kesimpulan bahwa harapan hidup pasien CT scan bukanlah dari populasi umum dan model kanker, perhitungan didasarkan pada tubuh dengan jumlah paparan radiasi. CT scan dapat dilakukan dengan pengaturan yang berbeda untuk eksposur yang lebih rendah pada anak-anak, meskipun teknik ini sering tidak digunakan. Survei telah menyarankan bahwa, pada saat ini, banyak CT scan perlu dilakukan. USG scan atau magnetic resonance imaging alternatif (misalnya, dalam usus buntu atau pencitraan otak) tanpa risiko paparan radiasi. Meskipun CT scan datang dengan risiko tambahan kanker, terutama pada anak-anak, manfaat yang berasal dari risiko penggunaan melampaui dalam banyak kasus. Studi dukungan orang tua menginformasikan tentang risiko pediatrik CT scan. Sumber: radiologyinfo.org
12 hours ago Like Subscribe
Eddy Rumhadi Iskandar
http://radiologyworld.weebly.com/uploads/6/9/5/6/6956407/01_ct_atem.pdf radiologyworld.weebly.com 12 hours ago Like Subscribe
Eddy Rumhadi Iskandar MRI Magnetic resonance imaging (MRI), or nuclear magnetic resonance imaging (NMRI), is primarily a medical imaging technique most commonly used in radiology to visualize detailed internal structure and limited function of the body. MRI provides much greater contrast between the different soft tissues of the body than computed tomography (CT) does, making it especially useful in neurological (brain), musculoskeletal, cardiovascular, and oncological (cancer) imaging. Unlike CT, it uses no ionizing radiation, but uses a powerful magnetic field to align the nuclear magnetization of (usually) hydrogen atoms in water in the body. Radio frequency (RF) fields are used to systematically alter the alignment of this magnetization, causing the hydrogen nuclei to produce a rotating magnetic field detectable by the scanner. This signal can be manipulated by additional magnetic fields to build up enough information to construct an image of the body.
Magnetic resonance imaging is a relatively new technology. The first MR image was published in 1973[2][3] and the first crosssectional image of a living mouse was published in January 1974.[4] The first studies performed on humans were published in 1977.[5][6] By comparison, the first human X-ray image was taken in 1895. Magnetic resonance imaging was developed from knowledge gained in the study of nuclear magnetic resonance. In its early years the technique was referred to as nuclear magnetic resonance imaging (NMRI). However, as the word nuclear was associated in the public mind with ionizing radiation exposure it is generally now referred to simply as MRI. Scientists still use the term NMRI when discussing non-medical devices operating on the same principles. The term magnetic resonance tomography (MRT) is also sometimes used.
13 hours ago Like Subscribeo o
Heny Purnawati Syafrudin likes this.Write a comment...
o
Eddy Rumhadi Iskandar Relaksasi dalam Magnetic Resonance Imajing A.Pendahuluan Sejak pengenalan pencitraan klinis hampir dua dekade lalu, Magnetic Resonance Imaging (MRI) telah secara radikal mengubah praktek kedokteran pada umumnya dan radiologi pada khususnya. Seperti pendahulunya, X-ray computed tomography (CT), MRI adalah pencitraan berbasis modalitas komputer , yang menampilkan tubuh dalam irisan tipis tomografi Tidak seperti CT, yang memerlukan radiasi pengion, MRI didasarkan pada interaksi yang aman antara gelombang radio dan inti hidrogen di dalam tubuh dalam medan magnet yang kuat. Selain itu lebih aman daripada CT, MRI menghasilkan gambar, yang sering kali lebih baik daripada CT. Ini tidak hanya mencerminkan kontras yang lebih baik antara lesi dan organ sekitarnya, tetapi juga kemampuan untuk menampilkan lesi dalam berbagai bidang proyeksi. Dalam CT, orang harus discan dalam gantry yaitu secara aksial atau semi-coronal. Dalam MRI, seseorang dapat memperoleh gambar secara langsung dalam setiap bidang yaitu, aksial, sagital, coronal. Dalam kedua CT dan MRI, karakteristik fisik elemen volume atau "voxel" dari jaringan yang diterjemahkan oleh komputer menjadi gambar dua dimensi yang terdiri dari unsur-unsur gambar atau "piksel". Hal ini berguna untuk membandingkan faktor-faktor penentu intensitas pixel dalam CT dan MRI untuk menunjukkan perbedaan dalam metode pencitraan. Intensitas pixel di CT mencerminkan kerapatan elektron, dalam MRI itu mencerminkan densitas hidrogen, umumnya seperti air (H20) atau lemak. Untuk lebih tepatnya, intensitas sinyal MR mencerminkan kepadatan inti hydrogen yang bergerak diubah oleh lingkungan kimiawi, yaitu dengan waktu relaksasi magnetik , T1 dan T2, dan gerakan. Inti hidrogen adalah satu proton. Karena itu bermuatan (positif) dan saat berputar (melakukan spin), menghasilkan medan magnet kecil (suatu "momen magnetik"). Seperti jarum kompas di medan magnet bumi, momen magnet ini align bila ditempatkan dalam medan magnet yang lebih besar Hal ini memungkinkan mereka untuk menampilkan fenomena resonansi magnetik nuklir (NMR). Ahli Kimia dan fisika telah menggunakan NMR selama lebih dari 50 tahun untuk analisis kimia. Peralatan yang dibutuhkan untuk melakukan NMR hanya terdiri dari magnet yang kuat dan sebuah radio pemancar dan penerima. Ketika NMR digunakan untuk analisis kimia, medan magnet di tabung sampel harus sangat- sangat seragam, sering kali untuk satu bagian dalam 100 juta (0,01 ppm). Ketika NMR digunakan untuk pencitraan itu disebut MRI dan medan magnet di seluruh tubuh-ukuran sampel tersebut sengaja dibuat nonseragam Dengan menempatkan tambahan gradien medan magnet yang dapat diaktifkan dan dinonaktifkan dengan cepat Aktivasi tambahan ini menghasilkan medan magnet gradien bersih dalam kekuatan medan magnet di seluruh tubuh yang diperlukan untuk spasial lokalisasi dan pencitraan. Dengan demikian, komponen penting dari sebuah sistem MRI meliputi: (1) magnet besar yang menghasilkan medan magnet yang seragam, (2) lebih kecil kumparan elektromagnetik untuk menghasilkan medan magnet gradien untuk imaging, dan (3) radio pemancar dan penerima dan terkait transmisi dan penerimaan antena atau kumparan. Selain komponen fundamental ini, sebuah komputer yang diperlukan untuk mengkoordinasikan generasi sinyal dan akuisisi dan pembentukan dan menampilkan gambar . Gambaran Cara kerja MRI secara sederhana : Ketika tubuh terletak pada sebuah magnet, ia menjadi magnet sementara. Keadaan ini dicapai ketika nuklei hidrogen dalam tubuh sejajar dengan medan magnet. Ketika magnet, tubuh merespon paparan radiowaves pada frekuensi tertentu dengan mengirimkan kembali sinyal radiowave disebut "spin echo". Fenomena ini (NMR) hanya terjadi pada satu frekuensi (yang "Larmor frekuensi") yang sesuai dengan kekuatan khusus medan magnet. Echo spin sinyal terdiri dari beberapa frekuensi, yang mencerminkan posisi yang berbeda sepanjang gradien medan magnet. Ketika sinyal dipecah menjadi komponen-komponen frekuensi (dengan teknik yang disebut "Fourier Transform"), besarnya masingmasing sinyal pada frekuensi berbanding lurus dengan kerapatan hidrogen di lokasi tersebut, sehingga memungkinkan sebuah gambar yang akan dibangun. Dengan demikian, informasi spasial di MRI terdapat dalam frekuensi sinyal, tidak seperti sinar-X berbasis modalitas pencitraan seperti CT. Magnetisasi:
Segera setelah ditempatkan dalam medan magnet, ada jumlah proton sama menunjuk utara dan selatan atau "sejajar" dan "anti-paralel" dengan medan magnet utama . Dengan demikian, pada awalnya magnetik individu membatalkan satu sama lainnya. Dalam beberapa detik (dalam bahan biologi), sebuah redistribusi terjadi sedemikian rupa sehingga sedikit lebih banyak nuklei hidrogen (satu dalam satu juta) menyelaraskan sejajar dengan bidang dan tubuh dikatakan "magnet" Setelah penempatan di magnet, magnetisasi meningkat secara eksponensial dengan orde pertama konstanta waktu eksponensial yang dikenal sebagai waktu relaksasi Tl (yang merupakan waktu yang dibutuhkan untuk memulihkan 63% dari ekuilibrium magnetisasi) Magnetisasi pada pada puncak nilai kesetimbangan bergantung pada kerapatan hidrogen. Meskipun pada kesetimbangan hanya poin magnetisasi sepanjang sumbu medan magnet utama (didefinisikan sebagai sumbu z), secara umum dapat menunjuk ke arah manapun Magnetisasi adalah besaran vektor yang dapat diwakili oleh "longitudinal" komponen sepanjang z dan dengan komponen kedua tegak lurus dengan yang pertama disebut "magnetisasi transversal", yang ada dalam bidang xy. Hanya magnetisasi transversal menghasilkan sinyal. Hasil magnetisasi transversal ketika sebuah pulsa RF tips magnetisasi longitudinal berjalan dari z-sumbu ke arah bidang transversal (xy). Sebuah 90 pulsa RF tips yang magnetisasi sepanjang jalan ke bidang xy. Sebuah pulsa RF 180 (dua kali lebih kuat atau dua kali selama Pulsa 90 ) tips yang magnetisasi sehingga menunjuk ke bawah, di sepanjang z-sumbu. Sebuah pulsa 90 mengkonversi semua magnetisasi longitudinal untuk magnetisasi transversal.Akan tetapi jika tidak pulsa 90 , sebuah pulsa 180 tidak dapat menghasilkan magnetisasi transversal., magnetisasi maksimum transversal (dan sinyal maksimum) hasil dari flip angle 90,berkurangnya flip angle dari 90 tidak menyebabkan hilangnya semua magnetisasi longitudinal, dan karena itu mereka juga menghasilkan lebih sedikit magnetisasi transversal per flip. Namun, karena lebih sedikit waktu yang diperlukan untuk pemulihan longitudinal, mereka dapat diulang dengan cepat, dan menghasilkan lebih banyak magnetisasi transversal (yaitu lebih sinyal per satuan waktu). Ini adalah dasar untuk gradien echo imaging. Magnetisasi transversal Setiap kali hadir, ia berputar atau "presesi" seperti gasing tentang z-sumbu di resonansi (Larmor) frekuensi, yang juga merupakan frekuensi sinyal echo spin diinduksikan pada kumparan RF. Hanya komponen rotasi magnetisasi melintang dan dapat dideteksi, magnetisasi longitudinal tersebut tidak berotasi dan tidak dapat dideteksi secara langsung. Dua jenis sinyal MR dapat diproduksi oleh magnetisasi transversal. Segera setelah sebuah pulsa RF, sinyal yang dihasilkan oleh freely rotating berputar, magnetisasi transversal mengalami decay. Sinyal ini disebut sebagai "free induction decay" atau "FID". Magnetisasi transversal meluruh dengan cepat karena non- keseragaman dalam medan magnet utama yang menyebabkan proton untuk beresonansi pada frekuensi yang sedikit berbeda pada posisi yang sedikit berbeda dalam voxel. Sebagaimana proton ini keluar dari fase (yaitu, "lose fase coherense") magnetisasi transversal (dan induced signal) yang hilang secara eksponensial.Konstanta waktu decay ini disebut T2 . Saat pulsa 90 dan pulsa 180 diterapkan secara berurutan, dihasilkan spin-echo sinyal. Tujuan pulsa 180 adalah untuk "memfokuskan kembali" fase dari proton, yang menyebabkan mereka untuk mendapatkan kembali koherensi dan dengan demikian memulihkan magnetisasi transversal, menghasilkan spin echo. (Rephasing serupa dapat dilakukan dengan membalik gradient fields secara simetris, menghasilkan sebuah "gradient" atau "echo field".) Mengikuti spin echo, koherensi adalah hilang lagi sebagai proton yang terus beresonansi pada frekuensi yang sedikit berbeda karena nonkeseragaman dalam medan magnet utama. Jika Pulsa 180 lainnya diterapkan, koherensi dapat kembali ditetapkan untuk spin echo kedua .Pada kenyataannya multiple spin echo dapat dihasilkan sinyal jikapulsa 90 asli diikuti oleh multiple 180 (atau gradien pembalikan). Meskipun pulsa 180 menyebabkan terjadi beberapa kali rephasing (oleh non-keseragaman tetap di lapangan utama), rephrasing yang lengkap tidak mungkin karena medan magnet yang berfluktuasi secara acak di dalam substansi itu sendiri. Dengan demikian, intensitas maksimum dari sinyal spin echo di echo train dibatasi oleh kurva decay secara eksponensial (gambar 11). Konstanta waktu kurva decay ini adalah waktu relaksasi magnetic T2 yang kedua kalinya. T2 * selalu kurang dari T2 karena former termasuk non-keseragaman dalam magnet serta bidang internal yang berfluktuasi secara acak dalam substansi. Decay T2 hanya karena fluktuasi bidang internal dalam substansi. Pada umumnya, orang harus berhati-hati untuk membedakan istilah yang digunakan untuk menggambarkan MR sinyal dari yang digunakan untuk menggambarkan MR pulse sequence karena kadang-kadang adalah sama. Sebuah sinyal FID hasil dari terminal pulsa RF 90 . Sebuah konvensional sinyal spin echo sign hasil dari terminal pasangan pulsa RF 90 -180 .Sebuah Inversi Recovery (IR) sequence hasil dari sebuah pasangan pulsa 90-180 (Sejak final RF Pulse , dalam IR sequence ini adalah Pulsa 90 , sinyal FID diproduksi. Dengan menambahkan terminal pulsa 180 misalnya : 180 -90 -180 derajat sebuah IR sequence dapat menghasilkan spin echo sinyal . Sebuah sinyal echo spin tradisional hasil dari rephasing keduanya secara temporally (oleh 180 pulsa) dan spasial (dengan pembalikan dari pembacaan gradien).Yang terakhir ini dilakukan dengan dephasing awalnya spin sepanjang readout axis dan kemudian rephasing mereka, menghasilkan sebuah "gradient" atau "field" echo. Dalam CT dan MRI, pabrik perbaikan parameter tertentu, dan parameter lainnya berada di bawah kendali operator. Pada MRI, parameter yang ditentukan oleh pabrik pada saat pembelian atau upgrade mencakup kekuatan lapangan/field strength (dalam Tesla) dan kekuatan gradien dalam (milliTesla per meter: mT / m) dan rice time (dalam sec). Faktor-faktor di bawah kendali operator berdenyut termasuk memilih: pulshing sequence , sequence parameter times, ukuran matriks , ketebalan irisan dan jarak antara irisan, Field Of View(FOV), jumlah excitations, orientasi bidang pencitraan , jenis kumparan penerima, penggunaan cardiac gating, penggunaan kontras, dll . Peningkatan resolusi spasial di CT umumnya dikaitkan dengan peningkatan dosis radiasi. Resolusi spasial di MRI dapat dihitung dari jumlah piksel sepanjang sumbu x dan y (yaitu "akuisisi matriks") dan field-of-view. Field-of-view, pada gilirannya,
ditentukan oleh kekuatan dari gradien dan rentang frekuensi tertentu ( "bandwidth") yang terdeteksi. Untuk suatu sistem pencitraan MR, meningkatkan resolusi spasial (pada suatu sinyal-to-noise ratio, S / N) memerlukan waktu akuisisi yang lebih lama, namun tidak meningkatkan risiko terhadap pasien. B. Relaxation (NMR) Dalam resonansi magnetik nuklir (NMR) spektroskopi dan Magnetic Resonance Imaging (MRI) istilah relaksasi menggambarkan beberapa proses dimana magnetisasi nuklir dipersiapkan dalam keadaan non-ekuilibrium kembali ke ekuilibrium distribusi. Dengan kata lain, relaksasi menggambarkan seberapa fast spins "forget" kearah di mana mereka berorientasi. Tingkat relaksasi spin ini dapat diukur baik dalam aplikasi spektroskopi dan pencitraan. C. Waktu relaksasi longitudinal T1 adalah waktu relaksasi longitudinal. Ini menunjukkan waktu yang dibutuhkan untuk suatu zat menjadi magnet setelah pertama kali ditempatkan dalam medan magnet atau, sebaliknya, waktu yang dibutuhkan untuk memulihkan magnetisasi longitudinal mengikuti pulsa RF. T1 ditentukan oleh interaksi thermal antara proton yang beresonansi dan proton lain serta inti magnetik lainnya di lingkungan medan magnetik atau "lattice". Interaksi ini memungkinkan energi yang diserap oleh proton selama resonansi menjadi tersebar ke inti lain dalam lattice . Semua molekul mempunyai gerakan alami akibat getaran, rotasi, dan translasi. Molekul kecil seperti air umumnya bergerak lebih cepat, sehingga mereka memiliki frekuensi alami yang lebih tinggi. Molekul besar seperti protein bergerak lebih lambat. Ketika air yang diadakan dihidrasi lapisan di sekitar protein oleh hydrophilic side groups , gerakannya akan melambat Waktu relaksasi T1 mencerminkan hubungan antara frekuensi gerakan molekuler tersebut dan resonansi (Larmor) frekuensi yang bergantung pada medan magnet utama dari scanner MR. Ketika keduanya serupa, T1 pendek dan pemulihan magnetisasi berlangsung cepat; ketika mereka berbeda, T1 panjang. Molekul air kecil dan bergerak terlalu cepat untuk relaksasi T1 yang efisien, sedangkan protein yang besar bergerak terlalu lambat. Keduanya memiliki frekuensi alami sangat berbeda dari Larmor frekuensi dan dengan demikian mempunyai waktu relaksasi T1 yang lama. Kolesterol, mempunyai ukuran molekul yang medium, memiliki frekuensi alami dekat dengan yang digunakan untuk MRI dan memiliki T1 pendek ketika dalam keadaan cair . Jadi cairan kolesterol dalam craniopharyngiomas tampak terang pada T1Weigthing Image. Air di fase sebagian besar (misalnya, CSF) memiliki waktu relaksasi T1 lama karena frekuensi gerakan alamnya jauh lebih tinggi daripada Larmor rentang frekuensi yang digunakan secara klinis. Namun, ketika CSF yang sama ini dipaksa keluar ke periventricular white matter (seperti edema interstisial karena obstruksi ventrikular) dengan waktu relaksasi T1 jauh lebih pendek . T1-shorthening mencerminkan fakta bahwa air adalah sekarang dihidrasi lapisan di sekitar protein myelin bukannya di fase massal (figure2). Protein solusi (seperti abses dan tumor nekrotik) memiliki persentase lebih tinggi air di lapisan hidrasi lingkungan dan dengan demikian memiliki T1 lebih singkat bila dibandingkan dengan "pure" larutan berair seperti CSF. Perdarahan subakut memilikiT1 lebih pendek daripada jaringan otak. Hal ini mencerminkan karakteristik paramagnetik besi di methemoglobin. T1-mentega dihasilkan oleh sebuah dipol-dipol interaksi antara elektron tidak berpasangan pada besi dan air paramagnetik proton dalam larutan. T1 pendek perdarahan subakut memungkinkan untuk memulihkan magnetisasi longitudinal relative sangat cepat terhadap otak. Dengan demikian, perdarahan subakut biasanya akan tampak lebih cerah dari otak . Mekanisme dipol-dipol yang sama account untuk T1-shortening terlihat dengan media kontras MRI, gadolinium . D. Waktu relaksasi transversal T2 adalah waktu relaksasi transversal . Ini merupakan ukuran dari magnetisasi transversal berapa lama akan bertahan sempurna dalam medan magnet luar yang homogen . Atau, itu adalah ukuran dari berapa lama proton beresonansi tetap koheren atau presesi/rotasi"in phase" mengikuti RF 90. T2 decay disebabkan interaksi magnetik yang terjadi antara spinning proton. Tidak seperti interaksi T1, T2 interaksi tidak melibatkan transfer energi tetapi hanya perubahan fase, yang menyebabkan hilangnya koherensi. T2 relaksasi tergantung pada kehadiran statis bidang internal dalam substansi. Biasanya ini karena proton pada molekul yang lebih besar. Ini diam atau medan magnet yang berfluktuasi perlahan-lahan menciptakan daerah setempat dari peningkatan atau penurunan medan magnet, tergantung pada apakah proton align dengan atau melawan medan magnet utama. Lokal field yang tidak seragam menyebabkan proton untuk presesi (memutar) pada frekuensi yang sedikit berbeda. Selanjutnya mengikuti pulsa 90, proton kehilangan koherensi dan magnetisasi transversal hilang.Jadi setelah 90 Hal ini mengakibatkan T2 * dan T2 relaksasi. Ketika zat paramagnetik kompartementalisasi, mereka menyebabkan hilangnya koherensi secara cepat dan memiliki T2 * pendek dan T2.Magnetisasi terinduksi di dalam sel darah merah terdeoksigenasi lebih besar daripada dalam plasma di luar sel darah merah karena deoxyhemoglobin intraselular adalah paramagnetik. Ini kompartementalisasi zat dengan tingkat yang berbeda-beda menyebabkan magnetisasi terinduksi magnet yang tidak seragam dengan shortened T2 *, menyebabkan free inducation decay (FID) untuk decay lebih cepat. Sejak image gradien echo pada dasarnya image FID rephased , ini juga menyebabkan kehilangan sinyal pada image gradien echo. Dengan demikian pendarahan awal akut dan subakut (berisi deoxy dan intraseluler methemoglobin, masing-masing) tampak gelap pada T2-weighted gradient echo images Medan magnet yang berbeda di dalam dan di luar sel darah merah mengakibatkan dephasing yang cepat difusi proton air melintasi membran sel merah dalam hematom akut dengan sekunder T2-shortening dan hilangnya sinyal . Frekuensi gerakan natural dari proton yang meningkat, T2 relaksasi menjadi kurang dan kurang efisien dan T2 menjadi panjang. Gerakan berfluktuasi yang cepat (seperti dalam cair) rata-rata keluar sehingga tidak ada bidang internal yang signifikan dan terdapat banyak keseragaman lingkungan magnet internal . Hidrasi-lapisan air di edema otak memiliki T1 lebih pendek dari fase bulk air seperti CSF, namun gerak proton di edema otak tidak terlalu pelan dan relaksasi T2 efisien, sehingga T2 tetap lama. Nilai untuk penampilan intens edema vasogenic terkait dengan tumor otak di T2-weighted MR image . Diposkan oleh R Catur Budi Santoso,S.ST di 20:21 Kirimkan Ini lewat Email BlogThis! Berbagi ke Twitter Berbagi ke Facebook Berbagi ke Google Buzz
13 hours ago Like Subscribe
Eddy Rumhadi Iskandar IMAGE PROCESSOR ct scan
Image processor memiliki tugas yang sangat banyak,mulai dari menghasilkan data dari DAS yang bebas dari semua ketidakteraturan induksi mesin. Tahap pertama ini disebut preprocessing. Kemudian dilanjutkan dengan menerapkan algoritma matematika yaitu proses konvolusi, seperti proses pemfilteran data digital untuk semua data. Hal ini sangat diperlukan untuk tahap terakhir. Akhirnya, data kembali dilewatkan pada proses matematika yang disebut dengan backprojection, sehingga hasil akhirnya seperti yang terlihat pada layar monitor. Hal ini merupakan suatu penjelasan yang simple untuk sistem yang sangat kompleks ini. Kebanyakan tugasnya dikerjakan oleh teknologi PC dengan tambahan hardware yang khusus. Sebuah image processor tidak hanya satu komputer tunggal, tetapi merupakan gabungan beberapa komputer yang tersusun menjadi array komputer. Hal ini dimaksudkan untuk memroses data yang sangat banyak dalam waktu yang sangat singkat. Hal inilah yang membedakannya dengan PC biasa. Semua sistem CT biasanya memiliki komputer host untuk menjalankan program yang membuat user dapat menscan dan mengarsipkan image, dan langsung memroses iamge dengan aktual. Kita dapat memisahkan fungsi umum image processor menjadi beberapa grup-grup fungsional seperti berikut: Penerima Tahap preprocessing Tahap konvolusi Rekonstruksi image ( backprojection) Display/video image Penerima merupakan bagian yang berkebalikan dengan bagian pemancar di DAS.Processor ini bekerja paralel 32 bit. Fungsi utama receiver adalah untuk mengumpulkan data ketika data-data terset datang dari DAS, mem-buffer-nya, membuang informasi kontrol data, dan mengubahnya ke dalam data parallel, karena data tersebut dikirimkan secara serial. Kemudian data diteruskan ke proses selanjutnya yaitu Preprocessing. Preprocessing Proses ini dapat didefiniskan sebagai proses, dimana data redaman yang dikumpulkan selama scanning dikoreksi dan dibebaskan dari pengaruh-pengaruh mesin. Sinyal yang masuk dari detektor dapat bervariasi antara beberapa mV sampai dengan beberapa Volt. Hal ini membutuhkan sistem pengukuran yang stabil dan sangat sensitif. Walaupun dengan teknik manufaktur sekarang ini, tidaklah mungkin untuk membuat semua sistem CT merespon dengan hasil yang sama. Dengan kata lain, setiap elemen detektor, integrator, dan konverter analog-digital tidak dapat dibuat tepat sama. Hal ini akan menghasilkan artifak pada image, jika kita tidak memperhitungkan perbedaan ini. Solusinya adalah dengan mengidealisasi profil data dengan mengompensasi sensitifitas mesin melalui phantom stansar dan prosedur-prosedur tuning. Proses inilah yang disebut dengan tune-up sebuah unit dan selalu dilakukan pada saat penggantian tabung. Hasilnya adalah software kumpulan data yang berbentuk tabel yang menjadi fingerprint atau referensi terhadap data-data selama tahap preprocessing. Setelah data ini komplit dikumpulkan, maka image tidak lagi tergantung pada keadaan mesin yang tidak stabil, dan kemudian dapat diproses menjadi image pada SMI bertipe sama yang akan menghasilkan image yang sama. Tahap preprocessing merupakan suatu proses yang terdiri atas beberapa proses yang lebih sederhana yaitu PGA decoding Sorting Averaging Koreksi off-set Logaritmatisasi Normalisasi Kalibrasi Koreksi spasial Koreksi channel PGA decoding Sinyal dari array detektor dapat berada pada interval yang sangat besar, dari mV sampai beberapa Volt. Untuk memastikan integritas pengumpulan data, dan juga meminimalkan biaya komponen elektronik yang digunakan, diterapkanlah teknik encoding PGA (Programmable Gain Amplifier). Teknik ini dapat meningkatkan keakuratan 20 bit ADC dengan hanya menggunakan 14 bit PGA. PGA langsung dapat mengenali input, dan menset faktor penguatan sesuai rangenya, 1 kali, 8 kali, atau 64 kali. PGA juga menambahkan dua bit kode digital yang nantinya digunakan image processor untuk mengembangkan tiap nilai channel menjadi 20 bit. Hal ini merupakan pekerjaan yang sangat sederhana bagi komputer, karena yang harus dikerjakan hanya menggeser bit ke kiri yang berarti perkalian dengan bilangan dua berpangkat. Hal ini yang disebut dengan decoding PGA. Sorting Data dari DAS dikirmkan ke Image processor secara serial, satu nilai channel satu waktu. Unit CT modern memiliki 768 elemen detektor atau channel. Ketika DAS mengumpulkan informasi dari array detektor, tidak semua proses yang dilaluinya karena keterbatasan resource hardware. Urutan yang sebenarnya tergantung dari unit CT tersebut. Pengumpulan data ini direferensikan kepada sekuens pembacaaan DAS. Mesin pada kenyataanya tidak dapat membaca semua set data dari 768 nilai
elemen detektor. Oleh kkarena itu, informasi yang terpenting dululah yang dibaca, yaitu yang berad di tengah-tengah array detektor. Hal inilah yang menyebabkan pola pembacaan mulai dari tengah detektor, dan keluar ke kanan dan kiri. Image processor membutuhkan pengumpulan data berada dalam urutan kronologi yang sesuai dengan channel detektor. Hal inilah yang menyebabkan komputer harus mensort data menjadi deretan numerik yang teratur. Dulunya, hal ini dikerjakan oleh image processor, tapi sekarang ini dikerjakan oleh hardware dalam gantry sebelum image processor menerima data. Ilustrasi di atas menggambarkan satu kemungkinan sekuens pembacaan yang umum pada unit CT yang memiliki 512 channel detektor. Pembacaan dibagi-bagi menjadi 4 kuadran. Pembacaan dimulai dari dua daerah yang dalam, kemudian dua daerah yang di luar. Dengan cara ini, resource hardware cukup untuk memproses empat channel dalam satu waktu. Jadi, mesin akan menerima data dari channel 256, 257, 128, 385, 255, 258, 127, 386, 254, 259, 126, 387,....129, 384, 1, 512. Averaging Averaging atau perataan adalah proses matematika dimana data diakumulasikan untuk banyak/beber
