CHAPTER 4
PRINSIP FISIKA PADA COMPUTED TOMOGRAFI
Informasi
yang ditunjukkan pada gambaran CT berbeda dengan gambaran radiografi
konvensional. Perbedaan yang paling jelas terlihat yaitu CT dapat
memperlihatkan gambaran secara crossectional ( trans axial ) anatomi pasien (gb. 4-1). Perbedaan lain yang
mencolok dalam gambaran CT akan dijelaskan dalam chapters berikut. Dalam bab
ini akan dijelaskan prinsip – prinsip CT, tinjauan ulang tentang tomografi
konvensional dan batasan – batasan radiografi yang sangat membantu memahami
gambaran CT.
KETERBATASAN RADIOGRAFI DAN TOMOGRAFI
Pada
radiografi dan tomografi, X-ray melewati tubuh pasien dan diserap oleh jaringan
tubuh secara berbeda-beda. Sebagai contoh, karena tulang adalah padat, ini akan
menyerap x-ray lebih banyak dari pada jaringan lunak lainnya. Perbedaan
penyerapan ini terjadi saat berkas sinar x- ray melewati tubuh pasien dan
direkam oleh film.
Keterbatasan Radiografi
Kekurangan
utama pada radiografi adalah superposisi semua struktur pada film. Ini yang
membuat susah dan kadang – kadang sangat tidak memungkinkan untuk membedakan
detail tertentu (gb. 4-2). Ini benar ketika struktur – struktur hanya memiliki
perbedaan densitas yang kecil. Seperti sering terjadi pada kasus beberapa tumor
dan mereka mengelilingi jaringan. Meskipun dapat dibuat dengan lateral dan
oblique masalah superposisi masih
terjadi.
Keterbatasan
kedua radiografi adalah kualitatif dibanding dengan prosedur yang kuantitatif,
ini sulit untuk membedakan antara objek
yang homogen pada ketebalan yang berbeda dan objek yang heterogen (gb. 4-3 termasuk rulang, soft tissue, udara
) pada ketebalan yang sama. ( Marshall, 1976 ).
Keterbatasan CT
Masalah
superposisi pada radiografi sedikit
banyak dapat diatasi dengan tomografi konvensional (Bocage, 1974, Vallebona
1931 ). Metode utama yang umum dipakai pada tomografi konvensional kadang – kadang disebut dengan Geometric
tomografi untuk membedakannya dengan computed tomografi. (gb. 4-4) ketika
tabung sinar x dan film bergerak secara bersama-sama dengan arah berlawanan,
bagian yang tidak dikehendaki akan di kaburkan sambil memfokuskan bagian yang
diinginkan.
Tujuan tomografi adalah untuk mengaburkan
struktur diatas dan dibawah bagian yang diinginkan atau focal plane.
Bagaimanapun juga cara ini sulit untuk dicapai. Dan tidak semua bidang yang
tidak dinginkan dibuang/dihapus. Keterbatasan tomografi termasuk gambaran yang
tidak bisa di kaburkan, penurunan kontras
gambar karena adanya radiasi hambur yang dibuat oleh sinar x dan problem lain
dihasilkan oleh kombinasi film dan screen.
Gb. 4-1,
perbedaan yang menarik antara gambaran radiografi konvensional dan gambaran CT
adalah tampilan crossecsional atau transsacsional.
Sebagai tambahan, kedua radiografi dan
tomografi gagal untuk menunjukkan perbedaan yang kecil pada kontras subjek.
Yaitu karakteristik soft tissue. Perbedaan soft tissue seperti lemak tubuh,
air, cairan cerebrospinal, cairan tubuh, bagian pankreas, bagian sumsum, bagian
otak, otot, dan sel darah merah, adalah 0,194, 0,222, 0,227, 0,227, 0,230,
0,235, 0,236, 0,238, dan 0,248 (Ter- pogossion et al, 1974). Film radiografi
tidak cukup sensitif untuk menampakkan perbedaan yang kecil, karena tipe film
hanya dapat membedakan intensitas sinar x dengan perbedaan 5 % - 10 %.
Keterbatasan
radiografi dan tomografi dalam hasil adalah keterbatasan film untuk menggambarkan
perbedaan yang kecil pada kontras jaringan. Sebagai tambahan, kontras tidak
dapat disesuaiakan/ diubah setelah terekam oleh film.
Gambar, 4-2 kekurangan utama pada radiografi adalah
superposisi semua struktur pada radiograf, sehingga menyulitkan untuk
membedakan apakah tumor dalam lingkaran, segitiga, atau sudut. ( dari seeram E;
computed tomography technology, philadelphia, 1982, WB saunders)
Masuk pada CT
Tujuan CT adalah untuk mengatasi
keterbatasan pada radiografi dan tomografi
seperti ( Hounsfield, 1973 ):
- Meminimalkan superposisi.
- Menaikkan kontras gambar.
- Dapat merekam perbedaan yang sangat kecil pada kontras jaringan.
Metode dasar yang digunakan ada 3 langkah seperti
tampak pada gambar 4-5. Beberapa poin yang penting dapat dilihat dari gambar,
seperti :
1.
Sinar
X dipancarkan secara crossectional pada tubuh pasien. Prosedur ini dapat
menghilangkan masalah superposisi struktur diatas dan dibawah potongan yan
spesifik atau irisan jaringan.
2.
Pancaran
Sinar X sangat dibatasi hanya berkas sinar yang kecil yang menembus jaringan
secara crossecsional untuk digambar. Prosedur ini diharapkan dapat meminimalkan radiasi hambur
yang dihasilkan dan oleh karena itu dapat memperbaiki kontras gambar .
3.
Ketika
sinar X melewati tubuh pasien. Sinar X menembus detektor khusus yang letaknya
kebalikan dengan tabung sinar X. Detektor ini
bersifat kuantitatif dan dapat mengukur perbedaan yang sangat kecil pada
kontras jaringan. Bagaimanapun juga film tidak dapat merekam perbedaan yang
kecil ini. Sebagai tambahan data dari detector diolah oleh komputer digital
dengan menggunakan algoritma untuk merekonstruksi gambaran crossecsional.
PRINSIP FISIKA
CT dapat digambarkan dalam bahasan Prinsip
Fisika dan Pertimbangan teknologi. Prinsip fisika melibatkan konsep fisika dan
matematika untuk memahami cara pembuatan gambar. Dan pertimbangan teknologi
dibutuhkan pada penerapan praktis ilmu pengetahuan dan prinsip teknik seperti ilmu komputer dan
teknologi.
Prinsip
fisika dan teknologi pada CT meliputi tiga proses yang disebut dalam bab ini :
1. akuisisi data, 2. pengolahan data, 3. tampilan gambar, penyimpanan dan
dokumentasi. Bagian ini membahas masing – masing proses dalam batas dasar. Mereka
akan dibahas lebih detail dalam bab selanjutnya.
Gb. 4-3.
Radiografi lebih bermutu dari pada kuantitas prosedur, dua radiograf dapat muncul gambar yang sama bahkan saat melalui benda
keduanya. A dan B sama sekali berbeda. ( dari seeram E; computed tomography technology, philadelphia, 1982, WB
saunders).
Gb. 4-4,
prinsip dasar dari tomografi konvensional. Tabung sinar X dan film bergerak
secara bersama-sama debgan arah yang berlawanan untuk memastikan
bahwa bagian yang diinginkan ( 0 ) dari pasien dapat ditampilkan dengan
mengaburkan struktur diatas ( □ ) dan
dibawah ( ∆ ) dari titik yang
diinginkan. ( dari
seeram E; computed tomography technology, philadelphia,
1982, WB saunders).
Data Akuisisi
Data
akusisi mengacu pada sistem pengumpulan informasi dari pasien untuk
menghasilkan gambaran CT. Ada 2 ( dua ) cara / metode akusisi data yaitu data
akusisi slice by slice dan volum data akusisi.
Pada
data akuisisi konvensional slice by slice, data dikumpulkan melalui perbedaan
sinar geometry untuk men scan pasien. Yang penting, tabung sinar X berputar
menelilingi pasien dan mengumpulkan data pada irisan pertama. Tabung berhenti,
dan pasien pindah posisi untuk scan
slice selanjutnya. Proses ini
berlanjut sampai semua irisan telah di scan satu persatu.
Gb. 4-5, pada CT, berkas yang
tipis menembus secara crossecsional menumbuk detektor yang berlawanan dengan
tabung sinar X
Pada
Volume data akuisisi berkas sinar geometri khusus disebut spiral atau helical
geometri digunakan untuk scan volume
jaringan dibandingkan dengan satu irisan pada waktu yang sama. Pada spiral /
helical CT, tabung sinar X berputar mengelilingi pasien dan membentuk alur
spiral untuk men scan seluruh volume jaringan selagi pasien tahan nafas. Metode
ini menghasilkan satu irisan per satu revolusi tabung sinar X, lebih baru –
baru ini, CT helical / spiral menjadi lebih cepat penggambaran pasien.
Tahap
pertama pada akuisisi data adalah scanning, (gb. 4-7). Selama scaning tabung
sinar X dan detektor berputar mengelilingi pasien untuk mengumpulkan gambaran,
detektor mengukur radiasi yang diteruskan melalui pasien dari beberapa lokasi.
Sebagai hasil, nilai transmisi relatif ( Hounsfield, 1973) atau pengukuran
atenuasi ( Sprawls, 1995 ) dapat dihitung sebagai berikut :
Transmisi relatif =
Log = 
Nilai
transmisis relatif dikirim ke komputer dan disimpan sebagai raw data.
Sebagaian
besar besar sinar yang menembus
digunakan untuk rekonstruksi gambar CT. Pada umunya diperoleh ratusan gambar.
Masing – masing gambar terdiri dari besar sinar, dan besar daya tembus
total masing – masing scan diberikan
dengan persamaan sebagai berikut
(sprawl, 1995):
|
Gb. 4-6 A.
Scaning konvensional slice by slice. B. volume scaning
Gb. 4-7,
selama scaning, tabung sinar X dan detector berputar mengelilingi pasien untuk
mengumpulkan gambar.
Attenuasi
Masalah pada CT adalah untuk menentukan attenuasi
dalam jaringan dan menggunakan informasi ini untuk merekonstruksi gambar pada
irisan jaringan. Penyelesaian masalah ini sangat rumit dan melibatkan ilmu
fisika, matematika dan ilmu komputer. Buku ini mengambil pendekatan yang cocok
unrtuk menyelesaikan masalah tesebut. Pembelajaran dimulai dengan pemahaman
tentang attenuasi radiasi secara umum dan attenuasi pada CT secara khusus.
Attenuasi adalah pengurangan intensitas
berkas sinar radiasi saat melewati objek
beberapa proton diserap tapi yang lain dihamburkan. Attenuasi tergantung pada
jumlah elektron, nomor atom, kepadatan jaringan, dan energi radiasi yang digunakan.
Sebagai tambahan, karena ada dua type berkas sinar ( homogen dan heterogen)
belajar bagaimana masing – masing berkas sinar disusutkan / di attenuasi adalah
penting untuk memahami maslah pada CT. Attenuasi pada CT tergantung pada ketebalan atom efektif, (atom/vol),
nomor atom yang meredam,dan energi foton.
Pada berkas homogen, semua foton memiliki
energi yang sama, sedangkan pada berkas heterogen foton memiliki energi yang
berbeda. Berkas homogen juga disebut monocromatic atau berkas monokromatik, dan
berkas heterogen juga disebut berkas polycromatik.
Ketika Hounsfield menemukan CT scanner,
dia menggunakan berkas sinar homogen (gb. 4-8). Pada awal penelitiannya
karena berkas sinar tersebut memuaskan
maka disunakan pada hukum lamber – beer, hubungan exponensial menguraikan apa
yang terjadi pada foton saat melewati jaringan, dengan menggunakan persamaan :
I = I0 e -µx
dimana I adalah intensitas yang
diteruskan, I0 adalah intensitas awal, x adalah tebal objek, e
adalah konstanta Eular’s (2.718) dan µ adalah koefisien attenuasi linier.
Tujuan CT adalah menghitung koefisiensi attenuasi
linier, yang menandai adanya jumlah attenuasi yang terjadi. Oleh karena itu ini
merupakan pengukuran kuantitatif unit per sentimeter (cm -1 ) dari
sini dihasilkan persamaan linier ( Curry
et al, 1990 ).
Persamaan I = I0 e -µx dapat dipecahkan untuk mencari nilai µ
:
I = I0 e -µx
I/ I0
= e -µx
Ln I/
I0 = - µ x
Ln I/
I0 = µ x
µ =
( I/x) . ( Ln I/ I0 )
dimana Ln adalah bilangan logaritma. Pada CT,
nilai I dan I0 sudah diketahui ( diukur oleh detektor ) dan nilai x
juga diketahui. Akhirnya nilai µdapat dihitung.
Gambar 4-8 menunjukkan atenuasi homogen
dari radiasi. Masing – masing bagian menyerap berkas attenuasi dengan jumlah yang sama. Masing – masing 1 cm
bagian yang hilang 20 % dari foton yang ada dalam berkas. Pada mulanya
intensitas berkas 1000 foton berkurang menjadi 410 foton. Dengan kata lain,
jumlah foton berkurang. Pada berkas homogen kualitas berkas, atau energi
berkas, tidak dapat ditukar/diubah. Jika mulanya energi berkas 88 keV (kilo
elektron volt) semua foton yang diteruskan memiliki energi 88 keV.
Pada awal penelitian yang dilakukan
Hounsfield, radiasi bersumber dari sinar gamma dan attenuasi sebagai berkas
homogen. Satu masalah dia temukan waktu yang dibutuhkan lama untuk men scan dan
menghasilkan gambaran. Oleh karena itu dia mengganti sumber berkas yang
dihasilkan dengan tabung sinar X konvensional. Berkas ini adalah berkas radiasi
heterogen yang mengandung tingkatan energi. Attenuasi dari heterogen atau
berkas polikromatik sedikit banyak berbeda dari berkas heterogen dan oleh
karena itu Hounsfield harus membuat beberapa asumsi dan aturan untuk menetapkan
koefisien attenuasi linier.
Selama attenuasi dari berkas heterogen (gb
4-9), seperti berkas menembus materi dengan ketebalan yang sama, attenuasi
tidak bersifat eksponen tetapi lebih dari keduanya jumlah dan kualitas dari
foton yang dipilih. Pada gambar 4-9 jumlah foton mula – mula 1000 dengan
kualitas berkas utama ( energi ) 40 kV. Masing – masing bagian air mengurangi
jumlah foton secara berbeda, dan energi utama yang diteruskan foton meningkat
menjadi 57 kV. Pada centimeter pertama dari air, melemahkan beberapa foton
secara berturut-turut 1 cm dari blok air. Energi foton yang lemah juga diserap,
dan hanya membiarkan foton dengan energi yang tinggi menembus. Sebagai
hasilnya, daya tembus dari foton yang meningkat dan berkas menjadi lebih kuat.
Gb. 4-8.
Perlemahan dari berkas radiasi homogen yang menembus air, diserap 1 cm
air.
Gb. 4-9.
Perlemahan dari berkas radiasi heterogen yang menembus air
Persamaan
I = I0 e -µx
hanya diterapkan pada berkas homogen, lalu dikuti oleh CT, yang berdasar pada
penggunaan berkas heterogen, ini perlu untuk membuat berkas heterogen mendekati
berkas homogen pada persamaan yang cukup.
Pada awalnya attenuasi adalah hasil
penyerapan dan radiasi hambur sinar X dan dilemahkan karena efek fotoelectrik
atau mereka dapat diattenuasi dan dihamburkan oleh efek compton. Total attenuasi
kemudian diberi dengan
I = I0 e – (µρ +
µc) x
Dimana µρ adalah koefisien attenuasi
linier dari hasil penyerapan fotoelektrik, dan µc adalah koefisien attenuasi
linier dari hasil efek compton.
Efek
fotoelektrik sebagian besar terjadi pada jaringan dengan nomer atom tinggi , Z
( seperti tulang, kontras media ) dan sebagian kecil terjadi pada beberapa
jaringan lunak dan benda – benda dengan Z yang kecil. Efek compton terjadi pada
jaringan lunak dan perbedaan – perbedaan dalam densitas mengakibatkan perbedaan
pada interaksi compton. Sebagai tambahan, efek fotoelektrik tergantung pada
energi berkas ( KV ); bagaimanapun efek compton mungkin lebih sedikit
mendominsi ketika berkas energi meningkat dan ketergantungan energi tidak
dramatis itu ada pada efek fotoelectrik.( Morgan, 1983 )
Persamaan
4-2 seperti persamaan 4-1 hanya membenarkan untuk berkas homogen pada radiasi.
Karena berkas heterogen dipakai pada CT, bagaimana koefisien attenuasi linier
ditentukan pada CT? Perhatian ada bersama nilai foton N, yang melewati jaringan
selama scaning, dibanding dengan intensitas I. Persamaan 4-1 dapat
diekspresikan sebagai :
N = N0 e - µx
Dimana N adalah nomor foton yang
diteruskan, N0 adalah nomor atom yang masuk ke jaringan ( insiden
foton ) x adalah tebal jaringan, µ adalah µρ + µc ( koefisien attenuasi linier
jaringan ) dan e adalah nilai dasar logaritma.
Persamaan
4-3 diterapkan pada blok jaringan yang homogen. Bagaimanapun irisan jaringan
pada pasien dimana sinar yang lewat bukanlah homogen karena jaringan terdiri
atas beberapa substansi yang berbeda. Pada kasus ini, irisan dibagi menjadi
daerah – daerah yang kecil, ” masing – masing ditandai oleh koefisien attenusi
linier sendiri ( Morgan, 1983 ). Ini dapat dilihat seperti
|
|||||||
|
|||||||
N0 = //
N
Pada keadaan ini koefisisn linier dapat
dibuat persamaan sebagai berikut a;\
N =
N0 e – ( µ1 + µ2 + µ3 + µ4 + µ5 ................... + µn ) x
Data Akuisisi Geometeri
Perjalanan
tabung sinar X dan detektor diatur untuk mengumpulkan pengukuran –pengukuran
pancaran atau tembusan yang menggambarkan data akusisi geometri pada sistem CT
( gb. 4-10 ). Pada gambar 4-10 A, tabung sinar X dan detector digabung dan
berputar 3600 mengelilingi pasien untuk mengumpulkan nilai yang
diteruskan oleh radiasi dengan berkas kipas. Pada gambar 4-10 B, tabung sinar X
berputar 360 0 mengelilingi pasien dan diposisikan di dalam ring
detektor yang menetap. Berkas radiasi juga berbentuk kipas ( fan ).
Gb. 4-10. dua akuisisi data
geometri, A. Perputaran yang kontinyu. B. Detektor stasioner
Pengolahatan data
Pengolahan data merupakan penyusunan
prinsip matematika yang ada pada CT. Pengolahan data merupakan tiga satuan
langkah suatu proses (gb. 4-11). Pertama, data mentah yang mengalami beberapa
bentuk sebelum pengolahan (processing), yang mana terdapat perbaikan dan
beberapa reformatting (format ulang) pada data yang terjadi. Hal ini diperlukan
untuk mempermudah tahap selanjutnya pada pengolahan data, yaitu rekonstruksi
gambar (gb. 4-12). Pada tahap ini, scan data , yang menggambarkan proses
attenuasi, yaitu diubah kedalam karakteristik gambar digital oleh CT numbers.
Konversi
proses attenuasi kedalam gambar CT dilakukan dengan ketentuan matematika
sebagai teknik rekonstruksi atau rekonstruksi logaritma. Teknik rekonstruksi
meliputi simple back-proyection (proyeksi kembali sederhana), iterative methods
(metode ulangan) dan analytic methods (metode analitic).
Tahap
terakhir pada pengolahan data adalah penyimpanan gambar dari rekonstruksi
gambar digital. Gambar ini disimpan pada disks memori sebagai penyimpanan
sementara (penyimpanan jangka pendek).
CT Numbers
Seperti yang ditunjukan pada Gb. 4-12,
tiap pixel pada rekonstruksi gambar ditunjukkan oleh CT Numbers.
TABLE 4-1
Linear Attenuation Coefficients for Various
Body Tissue*
Tissue LINEAR
ATTENUATION COEFFICIENT (cm-1)
Bone 0.528
Blood 0.208
Gray matter 0.212
White matter 0.213
Cerebrospinal
fluid 0.207
Water 0.206
Fat 0.185
Air 0.0004
* Pada 60 keV
|
|
|
 |
|
GB. 4-11. 3
tahap processing data pada CT
CT Numbers berhubungan dengan koefisien attenuasi
linier (µ) pada jaringan termasuk slice (Table 4-1) dan dapat dihitung sbb:
µt - µw
CT Number = . K
µw
dimana µ, merupakan koefisien attenuasi pada
jaringan yang diukur, µw
merupakan koefisien attenuasi air dan K merupakan
konstan atau faktor kontras.
Nilai K menentukan faktor kontras, atau
faktor scaling (skala). Pada EMI scanner yang pertama, nilai K adalah 500, yang
dihasilkan oleh contras scale 0.2% per CT number. CT numbers diperoleh dengan
faktor kontras 500 yang disebut sebagai EMI numbers. Kemudian, faktor kontras
digandakan untuk mendapatkan 1000 faktor, dan CT numbers yang diperoeh dengan
faktor tersebut maka disebut dengan Hounsfield (H) scale. H sacle/skala H
menyatakan µ lebih tepat karena contras scale adalah 0.1% per CT number.
(keduanya yaitu H dan EMI scale ditunjukkan pada (gb. 4-13). CT numbers
ditetapkan pada basis yang relatif dengan attenuasi air sebagai sumber/acuan. Untuk
demikian CT number untuk air adalah 0, dimana pilihan untuk tulang dan udara
masing-masing adalah + 1000 dan – 1000, pada H scale.
Komputer mengkalkulasi / menghitung CT
numbers, yang dapat dicetak seperti gambaran numeric (gb. 4-14). Gambar ini
harus diubah (dikonversi) ke dalam gambar gray scale (gb. 4-14) karena ini
lebih berguna untuk radiolog dibandingkan dengan hasil printout numeric. Untuk
memudahkan dalam pengubahan (konversi), penyesuaian tingkatan brigthness dengan
CT numbers harus ditetapkan (gb. 4-16). Pada
Gb. 4-16, bagian atas (+ 1000) dan bawah (- 1000) masing-masing merupakan
batasan skala yang menunjukkan putih dan hitam. Semua nilai yang lainnya
menunjukkan variasi dari keabu-abuan (gray).
Hubungan antara CT numbers dan bayangan
keabu-abuan merupakan variabel dan dapat disebut sebagai windowing.
Gb. 4-12 . data diperoleh dari scanning pada pengukuran penembusan berkas
suatu objek. Gambar digital yang terbentuk mengubah data ini kedalam CT numbers
CT dan Energy Dependence (ketergantungan
energi)
Koefisien attenuasi linier (µ) dipengaruhi
oleh faktor yang terdiri dari energi radiasi. Contohnya, koefisien attenuasi
linier untuk air pada 60, 84, dan 122 keV masing-masing adalah 0.206, 0.180,
dan 0.166. Energi photon juga dipengaruhi
oleh CT numbers karena dapat dihitung pada persamaan koefisien attenuasi linier
In
Io/I = ∫ µ (E,x) dx
Dalam
persamaan ini, E menunjukkan energi photon dan menggambarkan bahwa koefisien
attenuasi ditukar dengan berkas energi.
GB. 4-13.Distribusi
(pembagian) CT numbers pada Hounsfield dan EMI scales.
( Seeram
E:computed tomography technology, Philadelphia, 1982, WB Saunders.)
Pada original CT scanner, CT numbers
telah dihitung pada basis 73 keV, yang mana berkas energi efektifnya 230 kVp setelah
melalui 27 cm pada air (Zatz, 1981). Pada 73 keV, koefisien attenuasi linier
untuk air adalah 0.19 cm-1. Contohnya, jika koefisien attenuasi
linier untuk tulang dan air masing-masing adalah 0.38 dan 0.19 cm-1,
dan faktor scaling (K) scanner adalah 1000, CT numbers untuk tulang dan air
dapat dihitung :
CT bone = µ bone - µ water
.K
µ water
= 0.38 – 0.19 .
1000
0.19
= 0.19 . 1000
0.19
= 1000
Demikian CT number
untuk tulang adalah 1000
CT water = µ water - µ water
.K
µ water
= 0.19 – 0.19 .
1000
0.19
= 0
. 1000
0.19
= 0
Demikian CT number
untuk air adalah 0
Gb. 4-14. Tampilan gambar CT setelah processing komputer. Ini merupakan
cetakan numeric proses gambar.
Gb. 4-15. Gambar CT gray scale lebih memiliki tujuan penggunaan pada
radiologistdibandingkan dengan cetakan numeric. (Courtesy Toshiba America
Medical system; Tustin,Calif)
Pada CT, teknik kV tinggi (sekitar 120 kV)
secara umum digunakan untuk beberapa alasan:
1. Untuk mengurangi ketergantungan koefisien
attenuasi pada energi photon.
2. Untuk mengurangi kontras tulang pada
jaringan lunak
3. Untuk memproduksi radiasi tinggi pada
detektor
Alasan tersebut sangat penting untuk
respon detektor secara optimum (e.g., untuk mengurangi artefak yang disebabkan
oleh perubahan pada ketebalan kepala, yang mana dapat menyembunyikan perubahan
kecil pada attenuasi dalam jaringan lunak, dan untuk meminimalkan artefak hasil
dari efek berkas).
CT numbers mungkin berubah karena
tergantung pada energi. Oleh karena itu penting bahwa sistem CT menjamin
akurasy (keakuratan) dan terpercaya pada numbers karena konsekuensi dapat
menjadi buruk dan mungkin dapat salah diagnosa. Sistem menyatukan number skema
perbaikan untuk memaintain presisi pada CT numbers.
Tampilan Gambar
Tahap ketiga dan terakhir pada proces CT
meliputi tampilan gambar, penyimpanan, dan dokumentasi. Setelah gambar
direkonstruksi, gambar yang keluar pada komputer berbentuk digital (lihat gb.4-12
dan 4-14). Hal ini harus diubah menjadi bentuk yang sesuai untuk penggambaran
dan pengetahuan pada observer (Seeram,1982).
Pada CT rekonstruksi gambar digital diubah
kedalam gambar gray scale (lihat gb. 4-15) untuk interpretasi radiolog. Karena
diagnosa dibuat dari gambar tersebut, ini sangat penting untuk menunjukkan
gambar tersebut dalam memudahkan dianosa.
Display Devices
Gambar gray scale ditampilkan pada tabung
sinar katoda (cathode ray tube / CRT), atau tv monitor, yang mana merupakan
komponen pengontrol yang penting atau meja console (gb. 4. 4-17) . Gb. 4-17
memperlihatkan 2 monitor, 1 untuk informasi text dan 1 untuk gambar.
GB. 4-16.
Hubungan antara CT number dan brightness level.
GB. 4-17. 2 garay scale CRT display
monitor diletakkan pad
control console sistem CT.
(Courtesy Toshiba America Medical
system; Tustin,Calif)
Pada tampilan (display) dan manipulasi gambar gray scale untuk diagnosa,
hal ini sangat penting untuk mengoptimalkan gambar (i.e., ketepatan untuk menampilkan
gambar). Ini dipengaruhi oleh karakteristik fisik seperti luminance,
resolusi, noise dan dynamic range.
Monitor gray scale adalah
funnel-shape, pembungkus kaca dikosongkan dengan penembakan elektron pada
tabung yang sempit. Bentuk screen tabung yag dilebarkan, permukaan dalam
phospor yang dikeluarkan lebih terang
ketika terjadi tembakan oleh elektron (seeram, 1985).
Pada CT gambar digital yang berasal dari
komputer harus diubah kedalam signals analog oleh digital-to-analog converter.
Signals menghasilkan berkas elektron screen phospor. Monitor gray scale dapat menampilkan input
gambar digital, pixel by pixel.
Resolusi
merupakan parameter fisik yang penting pada tampilan monitor gray scale dan
berhubungan dengan pixel matrix, atau ukuran matrix. Tampilan matrix berjarak
dari 64 x 64 sampai 1024 x 1024, tetapi monitor dapat menampilkan gambar dengan
2048 x 2048 matrix (Dwyer, et al, 1992).
Windowing.
Gambaran CT memiliki jarak CT numbers dari (+ 1000 sampai – 1000, untuk total 2000
numbers) untuk menunjukkan bayangan gray (lihat gb. 4-16). Jarak CT numbers disebut dengan Window
Width (WW), dan titik tengah dari jarak tersebut adalah Window Level (WL).
Antara WW dan WL keduanya berada pada control console; pada Gb. 4-17, terdapat
2 knob yang ada dibawah monitor gambar. Pengontrol tersebut dapat mengubah
kontras gambar. Dengan WW 2000 dan WL 0,
jumlah gray scale dapat ditampilkan dan kecakapan observer untuk melihat
perbedaan yang kecil pada attenuasi soft tissue akan hilang karena mata manusia
dapat melihat hanya sekitar 40 bayangan gray (Castleman, 1994).
Proses
perubahan gambar gray scale CT disebut
dengan windowing (Gb. 4-18). Gb. 4-18 memperlihatkan kontras yang dapat diubah
menjadi lebih terang pada tumor kepala.
Bentuk dari gambaran CT.
Scan original CT terdiri dari 80 x 80 matrix untuk
total 6400 pixel.
Dengan
teknologi ukuran matrix dapat dipilih sebelum dilakukan pemeriksaan CT dan
tergantung pada pengetahuan anatomi. Teknologi harus memilih FOV atau
reconstruction circle (lingkaran rekonstruksi), yang mana daerah circular
(lingkar) dari pengaturan transmisi direkam selama scanning. Daerah ini diebut
dengan FOV scan.
Selama pengumpulan data dan rekonstruksi
gambar, matrix berada diluar scan FOV untuk melindungi atau menutupi irisan /
slice untuk menjadi gambar. Secara umum, teknologi dapat memilih FOV untuk
pemeriksaan tanpa 3 atau 4 scan FOV.
Karena
irisan / slice di scan dalam dimensi, pixel di pindahkan kedalam voxel atau
volume element. Berkas radiasi yangmengalir melalui tiap voxel dan CT numbers
kemudian dihasilkan untuk tiap pixel pada penampilan gambar. Tampilan FOV dapat
menjadi sama atau hilang dari scan FOV.
Gb. 4-18. Efek windowing. Kontras pada tulang dan soft
tissue pada gambar sebelah kiri ditukar untuk ditunjukkan pada gambar sebelah
kanan. Tumor terlihat lebih terang pada gambar sebelah kanan, dengan menghilangkan
kontras gambar untuk tulang dan soft tissue. (Courtesy Toshiba America Medical
system; Tustin,Calif)
Ukuran
pixel dapat dihitung dari FOV dan ukuran matrix melalui hubungan sbb:
Pixel size, d = field of view/matrix size
Untuk contoh, jika reconstruction
circle (FOV) adalah 25 cm dan ukuran matrixnya adalah 5122, ukuran
pixel dapat dihitung sbb:
Pixel size = 25.10 mm / 512
= 250 mm / 512
= 0.488 mm
= 0.49 mm
= 0.5 mm
Ukuran
pixel umunya berjarak mulai dari 1 sampai 10 mm pada scanner. Dengan demikian
ukuran voxel tidak hanya tergantung dengan ketebalan tetapi juga pada
ukuran matrix dan FOV (gb. 4-19).
Akhirnya,
tiap pixel pada gambar CT memiliki jarak pada bayangan gray. Gambar dapat
memilki perbedaan nilai gray scale 256 (28), 512 (29),
1024 (210), atau 2048 (211). Karena numbers digambarkan
seperti bits, gambar CT dapat digolongkan dalam numbers pada bits per pixel.
Gambar dapat memiliki 8, 9, 10, 11, atau 12 bits per pixel. Oleh karena itu
gambar terdiri dari rangkaian bit plane yang ada bit didalamnya (gb. 4-20)
(Seibert, 1995). Nilai numeric pixel menggambarkan brightness gambar pada
posisi pixel. 12-bits-per-pixel gambar CT dapat menggambarkan rentang numbers
dari – 1000 sampai 3095 untuk total 4096 (212) (Barnes dan Lakshminarayanan, 1989).
Pertimbangan Tekhnologi
Tujuan
utama CT scanner adalah untuk memproduksi gambar CT uang bermutu tinggi dengan
meminimalkan dosis radiasi dan secara fisik ketidaknyaman untuk pasien. Apakah
hal ini dapat dicapai tergantung pada pengaturan sistem CT, yang mempengaruhi
penampilan/pertunjukan sistem komponen. Pada bagian ini, pengaturan teknologi perlu untuk menghasilkan gambaran CT.
Teknologi
pada CT scanner meliputi subsystem numbers (gb. 4-21). Subsystem yang utama digambarkan
lebih singkat atau ringkas untuk
menunjukkan mengalirnya data melalui sistem.
Gb. 4-19. Ukuran voxel tergantung pada ketebalan, ukuran
matrix, dan FOV.
Data mengalir pada CT scanner
Subsystem
ditunjukkan pada gb. 4-21 yang terdiri dari x-ray tube, power supply, sistem
pendingin, berkas geometry, dibatasi dengan kollimator dan karakteristik oleh
pergerakan scanning tube, detector, detector elektronik, preprocessor, computer
dengan memory akses cepat, processor dengan kecepatan tinggi, processor gambar,
penyimpanan, display dan system control.
Mengalirnya
data dari gb. 4-21 diringkas pada gb. 4-22. Bahasa digambarkan oleh beberapa
event/kegiatan (e.g.,belokan dan proyeksi kembali) akan diterangkan selanjutnya
pada bab berikutnya :
Gb. 4-20. Tampilan gambar digital seperti kumpulan bit plane. Encoding pada Least Significant Bit
(LSB) sampai Most Significant Bit (MSB) seperti bit plane yang ditunjukkan.
Penyesuaian gambar gray scale menunjukkan nilai digital dan hubungan
brightness. (dari Seibert JA: Digital image processing basics. In Balter S,
Shope TB, eds: RSNA categorical course in physics. Physical and technical
aspect of angiography and interventional radiology, Oak Brook, lll, 1995,
RSNA.)
Gb. 4-21. Bentuk CT scanner generasi ke 4 dengan
subsystem utama.
Urutan kejadian
Kejadian ditunjukkan/digambarkan pada mengalirnya
data seperti berikut :
- Tabung X – ray dan detektor berputar di sekitar pasien, yang diposisikan dalam lubang gantry untuk pemeriksaan CT. Pada tahap ini ditandai oleh berkas geometry dan metode scanning dan membungkus atau mengelilingi aluran X- ray melalui pasien. Berkas X- ray yang tinggi dibatasi oleh kollimator.
- Radiasi mengalami pelemahan atau attenuasi melalui pasien. Photon diukur oleh 2 set detektor, reference (sumber/acuan) detektor, yang mengukur intensitas radiasi dari tabung X- ray, dan yang lainnya merekam transmisi X -ray melalui pasien.
- Pemindahan berkas dan sumber berkas keduanya diubah kedalam aliran signals electric yang diperluas oleh daerah khusus. Ini diikuti oleh pembesaran algorithma, dimana transmisi yang relatif (Io/I) yang berubah menjadi attenuasi (µ) dan ketebalan (x) dengan menggunakan persamaan :
µ = I In
Io/I
x
- Sebelum data dikirim ke komputer data harus diubah kedalam bentuk digital. Ini dilakukan dengan Analog-to-digital converter (ADCs), atau digitizer. Tahap 2, 3, dan 4 menyusun tahap ke 2 pada proses aquisisi data.
- Data processing dimulai. Data digital mengalami beberapa bentuk sebelum processing, yang meliputi perbaikan dan reformatting. ”beberapa perbaikan pada data akan menyamakan attenuasi data, diperoleh daerah rata-rata detektor untuk menentukan jika beberapa detektor diluar standar yang sebelumnya ditentukan yaitu detektor yang buruk, dan perbaikan yang salah untuk waku yang hilang (i,e., waktu deteksi yang hilang) oleh individual detektor (Huang, 1987). Data tersebut disebut dengan reformatting data mentah. Perbaikan data tambahan ditunjukkan pada penggunaan data software komputer.
- Seperti yang diperlihatkan pada gb. 4-22, belokan ditunjukkan pada data dengan barisan processor.
- Rekonstruksi algoritma proyeksi kembali kemudian menyusun kembali gambar pada structur anatomi internal sebelum pemeriksaan.
- Rekonstruksi gambar dapat ditampilkan, direkam dengan film laser camera, atau disimpan pada magnetic optical tape atau disks.
- Processor gambar ditunjukkan pada gb. 4-21 menunjukkan variasi operation processing gambar pada tampilan gambar. Gb. 4-21 tidak memperlihatkan digital-to-analog converter (DAC), komponen diletakkan antara processor gambar dan CRT ditampilkan antara komputer dan control terminal, yang merupakan CRT display unit.
- Control terminal biasanya pada operator control console, yang melengkapi control sistem CT.
Gb. 4-22. Data mengalir pada system CT
KEUNTUNGAN DAN KETERBATASAN CT
Keuntungan
Keuntungan utama CT dilihat dari faktanya adalah untuk
mengatasi keterbatasan radiografi dan tomografi konvensionl. Dibandingkan
dengan radiografi dan tomografi konvensional, keuntungan CT sbb:
1. Utama,resolusi dengan low-contras (kontras
rendah) mungkin karena (1) tingginya berkas penyinaran yang digunakan untuk
mengambil potongan cross-sectional pada pasien dan (2) detektor khusus yang
digunakan untuk mengukur perpindahan radiasi melalui slice.
2. Pengaturan WW dan WL pada windowing
gambar, contras scale gambar dapat divariasikan sesuai yang dibutuhkan
observer.
3. Dengan akuisisi data spiral, scanning CT
pada spiral geometry telah mengatasi beberapa keterbatasan dari konvensional
start-stop acquisition. Keuntungan ini meliputi volume aquisisi data pada
pengambilan slice dibandingkan slice by slice aquisisi, perkembangan pada
gambaran 3D, gambar reformatting multiplanar, dan aplikasi lainnya, seperti
gambar berikutnya, CT angiografi dan gambaran sesungguhnya, atau CT endoscopy.
4. CT telah membuat variasi teknik untuk yang
akan datang guna mempermudah proses diagnosa seperti Xenon CT (untuk bernafas
didalam), stable xenon (untuk mempelajari aliran darah), quantitative CT
(menentukan jumlah mineral tulang), dynamic CT (untuk mempelajari physikologi),
perfusion CT dan CT scanning dengan spatial resolusi tinggi untum
mengoptimalkan spatial resolusi. Untuk tambahan, CT dapat membantu rencana
perlakuan radiasi.
5. Dengan adanya manipulasi gambar dan
analisa, digital nature gambar CT merupakan kandidat untuk processing gambar
digital. Melalui applikasi, processing gambar algoritma, gambar dapat
dimodifikasi untuk kejelasan sejumlah informasi atau dianalisa untuk mengetahui
informasi tentang bentuk dan texture dari lessi.
Keterbatasan
CT tidak tanpa keterbatasan. Dibandingkan
dengan radiografi dan tomografi , kekurangannya adalah sbb:
1. Spatial Resolusi pada CT ”lebih buruk”
2. Dosis pada CT sesungguhnya lebih tinggi
untuk daerah anatomi yang sama.
3. CT dibatasi untuk transverse axial slice
karena hardware dari scanner, meskipun gantry dapat disudutkan untuk mengambil
slice gambar samapi 30° untuk transverse section.
4. Pada CT, sulit untuk gambar daerah anatomi
yang soft tissuenya dikelilingi oleh tulang dalam jumlah besar, seperti fossa
posterior, spinal cord, pituitary, dan interpetrous space.
5. Adanya object metalic pada pasien akan
menghasilkan garis artefact pada gambaran CT, CT juga menunjukkan artefact
lainnya yang tidak biasa untuk radiografi.
Tidak ada yang menjadi
batasan-batasan yang telah menghambat perkembangan CT atau pembatasan
penggunaan. Kenyataannya, CT tetap digunakan untuk alat diagnosa dalam pengobatan,
dan pengetahuan untuk pengembangan CT scanner.
No comments:
Post a Comment