DASAR PERENCANAAN UNTUK PEROLEHAN DATA
Pada CT, pengukuran-pengukuran transmisi, atau data
proyeksi, secara sistematis dikumpulkan untuk pasien. Beberapa rencana ada yang
tersedia untuk pengumpulan data seperti
itu, masing-masing berdasar pada suatu yang spesifik "pola geometris dari
scanning" (Villafana, 1987).
Perolehan data mengacu pada metode dimana pasien itu
diteliti untuk memperoleh data cukup untuk rekonstruksi gambaran. Scanning
digambarkan oleh ilmu ukur berkas cahaya, yang menandai sistem CT tertentu dan juga memainkan suatu peran utama
didalam produksi resolusi dan artefak ruang.
Dua unsur disuatu perencanaan dasar untuk
perolehan data (Gambar 5-1) adalah ilmu ukur berkas cahaya dan komponen-komponen
yang berisikan rencana. Ilmu ukur berkas cahaya mengacu pada ukuran, bentuk,
dan gerakan berkas cahaya dan alurnya, dan komponen-komponen mengacu pada alat-alat secara fisik membentuk dan
menggambarkan berkas cahaya, transmisi ukurannya melalui pasien, dan
mengkonversi informasi ini kedalam data digital untuk masukan ke dalam
komputer.
Point-point berikut
harus dicatat, terlihat dari gambar 5-1:
- Tabung Sinar-X dan detektor didalam kelurusan yang sempurna.
- Tabung dan detektor meneliti pasien itu untuk mengumpulkan sejumlah besar pengukuran-pengukuran transmisi.
- Berkas cahaya itu adalah dibentuk oleh suatu tapis ruang karena meninggalkan tabung.
- Berkas cahaya itu adalah kolimator untuk menerobos hanya irisan yang menarik.
- Berkas cahaya itu dilemahkan oleh pasien dan foton-foton yang dipancarkan kemudian yang diukur/terukur oleh detektor.
- Detektor mengkonversi foton-foton penyinaran kedalam satu isyarat elektrik (data analog).
- Isyarat ini dikonversi oleh analog itu menjadi konverter digital (konverter analog-digital) ke dalam data digital.
- Data yang digital dikirim kepada komputer untuk rekonstruksi gambaran.
ISTILAH/TERMINOLOGI
Pertimbangkan, rencana perolehan data yang pertama yang
digunakan oleh Hounsfield dan yang lain merupakan awal dalam pengembangan CT (Gambar 5-2). Tabung Sinar-X dan detektor
bergerak ke seberang obyek atau pasien di suatu garis lurus, atau
menerjemahkan, untuk mengumpulkan beberapa pengukuran transmisi. Setelah
terjemahan yang pertama, tabung dan detektor berputar oleh 1 derajat tingkat
untuk mengumpulkan lebih banyak pengukuran-pengukuran. Urutan ini diulangi
sampai data dikumpulkan untuk sedikitnya 180 derajat untuk irisan dari anatomi. Scanning juga
termasuk bergeraknya pasien melalui kuda-kuda itu untuk meneliti irisan yang
berikutnya. Urutan ini diulangi sampai semua irisan telah diteliti.
Berkas cahaya sinar-X yang berasal
dari tabung terdiri dari beberapa sinar. Pada CT, suatu sinar adalah bagian
dari berkas cahaya yang menyerang satu detektor. Di Dalam gambar. 5-2, baris
froom tabung sinar elektromagnetik kepada detektor itu dipertimbangkan suatu
sinar, dan suatu koleksi sinar ini untuk terjemahannya ke seberang obyek
melembagakan suatu pandangan.
Data proyeksi dikumpulkan oleh detektor karena
masing-masing sinar dilemahkan oleh pasien dan sesudah itu dipancarkan dan diproyeksikan di detektor. Detektor pada
gilirannya menghasilkan satu sinyal elektrik, yang menunjukkan perpindahan atenuasi sinar
berpindah sejajar irisan. Isyarat ini mewakili suatu profil. Sedangkan suatu
pandangan menghasilkan suatu profil, sekedar sinar menghasilkan suatu bagian
kecil dari profil. Sebagai tambahan, masing-masing pengukuran transmisi dikenal
sebagai suatu contoh data.
Produksi suatu irisan
gambaran CT dari anatomi memerlukan
suatu himpunan yang besar dari contoh data yang diambil pada lokasi-lokasi yang berbeda
untuk mencukupi proses rekonstruksi gambaran. Nomor yang total dari contoh data
m (D jumlah keseluruhan) per scan diberi oleh ekspresi yang berikut:
DSTOTAL =jumlah detektor .nomor
dari data mencicip per detektor (5-1)
Atau
DSTOTAL
=nomor dari data mencicip per pandangan .nomor dari pandangan (5-2)
AKUISISI DATA (PEROLEHAN DATA) GEOMETRIS
Tiga tipe utama dari perolehan data (akuisisi
data) geometris adalah berkas cahaya paralel geometri, berkas cahaya kipas
geometri, CT scanning spiral geometri, adalah ilmu ukur yang dikembangkan paling
akhir. Sebagai hasilnya, suatu penggolongan yang sederhana peralatan CT sudah
meningkatkan berdasar pada geometri scanning, gerakan scanning , dan nomor dari
detektor-detektor, sebagai berikut (Gambar
5-3):
- Scanner generasi pertama didasarkan pada berkas cahaya paralel geometri dan gerakan scanning translate-rotate (gerakan-berputar).
- Scanner generasi kedua didasarkan pada berkas cahaya kipas (fan beam) geometri dan gerakan scanning translate-rotate ( gerakan-berputar).
- Scanner generasi ketiga didasarkan pada berkas cahaya kipas (fan beam) geometri dan dilengkapi perputaran tabung dan detektor-detektor.
- Scanner generasi keempat didasarkan pada berkas cahaya kipas (fan beam) geometri dan dilengkapi perputaran tabung sinar-X di sekitar suatu cincin (ring stasioner) dari detektor.
- Scanner generasi kelima dikembangkan terutama untuk CT scan berkecepatan tinggi. Scanner ini didasarkan pada bentuk wujud khusus yang diharapkan untuk memudahkan scanning yang sangat cepat.
SCANNER GENERASI PERTAMA
Berkas
cahaya paralel geometri pertama digunakan oleh Hounsfield. Scanner otak EMI yang pertama dan scanner lain yang sebelumnya
didasarkan pada konsep ini.
Berkas
cahaya paralel geometri digambarkan oleh satu set sinar paralel yang menghasilkan suatu profil proyeksi (lihat Fig
5-2). Proses perolehan data didasarkan pada suatu menerjemahkan prinsip perputaran
(translate-rotate) dimana suatu berkas cahaya sinar-X sesuai kolimasi dan satu
atau dua detektor pertama menerjemahkan ke seberang pasien itu untuk
mengumpulkan transmisi membaca. Setelah terjemahannya, tabung dan detektor
berputar oleh 1 derajat dan
menerjemahkan lagi, kembali untuk mengumpulkan membaca dari suatu arah yang
berbeda. 
Ini diulangi selama 180 derajat di sekitar pasien. Metode ini merupakan sumber istilah dari berkas cahaya pensil yang sekilas seperti
garis lurus.
Ini diulangi selama 180 derajat di sekitar pasien. Metode ini merupakan sumber istilah dari berkas cahaya pensil yang sekilas seperti
garis lurus.
CT Scan generasi pertama
membutuhkan sedikitnya 45 sampai 55 menit untuk menghasilkan suatu scan yang
lengkap dari pasien, yang membatasi keluaran pasien. Rekonstruksi gambaran
algoritma untuk CT Scan generasi pertama
didasarkan pada berkas cahaya yang
paralel geometri dari ruang (spasi rekonstruksi
gambaran lapangan atau lingkaran dimana irisan untuk direkonstruksi harus diposisikan).
CT SCAN GENERASI KEDUA
CT
Scan generasi kedua didasarkan pada menerjemahkan prinsip translate-rotate dari
CT generasi pertama seperti suatu
susunan detektor linier (sekitar 30 detektor) yang digabungkan pada
tabung sinar-X dan berkas cahaya pensil ganda. Hasil itu adalah suatu berkas cahaya geometri yang menguraikan suatu kipas
kecil pada puncak kulminasi yang dimulai
di tabung sinar-X. Ini adalah berkas cahaya geometri saat menunjukkan di
Fig. 5-3, B, C, dan D.
Juga,
sinar itu bersifat ivergen sebagai ganti paralel, menghasilkan suatu perubahan
yang penting dalam rekonstruksi gambaran algoritma, yang harus sesuai
dengan data proyeksi penanganan dari berkas
cahaya kipas geometri.
Pada CT Scan
generasi kedua, berkas cahaya kipas menerjemahkan ke seberang pasien itu untuk
mengumpulkan satu set transmisi membaca. Setelah terjemahannya, tabung dan perputaran
susunan detektor oleh kenaikan-kenaikan yang besar (dibandingkan dengan CT Scan
generasi pertama) dan menerjemahkan kembali. Proses ini diulangi selama 180
derajat dan scanning berkas cahaya
pensil dikenal seperti garis lurus ganda. Runutan tabung
sinar-X suatu alur yang berbentuk setengah lingkaran selama scanning.
Kenaikan hal pemutaran lebih besar dan
meningkat nomor dari detektor-detektor mengakibatkan waktu scan lebih pendek antara 20 detik sampai 35 menit. Pada umumnya, waktu penurunan
berbanding terbalik dengan banyaknya detektor-detektor. Semakin banyak detektor-detektor, lebih pendek waktu scan total.
CT SCAN GENERASI KETIGA
CT Scan generasi ketiga didasarkan pada suatu berkas cahaya kipas geometri bahwa berputar secara terus
menerus di sekitar obyek sebesar 360 derajat (lihat Fig 5-3). Tabung sinar-X itu
dihubungkan pada suatu detektor yang dibelokkan sebesar 30 sampai 40 derajat atau lebih besar pada puncak kulminasi dari kipas.
Seperti tabung sinar-X dan detektor-detektor berputar, profil proyeksi
dikumpulkan dan suatu pandangan diperoleh untuk setiap titik tetap dari tabung
dan detektor. Gerakan ini secara terus-menerus
berputar berkas cahaya kipas. Alur yang
diusut oleh tabung menguraikan suatu lingkaran bahwa karakteristik setengah lingkaran CT Scan
generasi yang pertama dan CT Scan generasi kedua. CT Scan Generasi ketiga mengumpulkan data lebih cepat dari unit-unit
yang sebelumnya (secara umum di dalam beberapa detik ) waktu scan ini meningkatkan keluaran pasien dan membatasi
produksi artefak-artefak disebabkan oleh gerakan pernapasan.
CT SCAN GENERASI KEEMPAT
Pada dasarnya, CT Scan generasi keempat mengembangkan
fitur scan dengan dua jenis berkas cahaya geometri: satu putaran berkas cahaya kipas
dalam suatu cincin detektor-detektor,
dan suatu putaran menghembus berkas
cahaya di mana puncak kulminasi dari kipas (tabung sinar-X) luar ditempatkan suatu cincin daerah putaran detektor-detektor.
PERPUTARAN BERKAS CAHAYA KIPAS DALAM SUATU DETEKTOR
CIRCULAR
Fitur perolehan data
utama suatu CT Scan generasi keempat
adalah sebagai berikut:
- Tabung sinar-X itu diposisikan dalam suatu keperluan, susunan detektor circular. (Gambar 5-4)
- Ilmu ukur berkas cahaya menguraikan suatu kipas yang lebar/luas.
- Puncak kulminasi dari kipas sekarang memulai pada masing-masing detektor (Gambar. 5-5). Gambar 5-5 memperlihatkan dua kipas yang menguraikan dua himpunan dari pandangan.
- Seperti ketika pergerakkan tabung dari poin ke poin sampai menunjuk titik di dalam lingkaran, sinar tunggal suatu detektor. Sinar ini adalah secara berurutan yang dihasilkan selama perjalanan milik pokok yang lingkar.
- Waktu scan bersifat sangat pendek dan berubah-ubah dari scan, tergantung pada pabrikan.
- Runutan tabung sinar-X suatu lintasan lingkar.
- Gambaran rekonstruksi algoritma adalah untuk suatu berkas cahaya kipas geometri di puncak kulminasi dari kipas itu kini di detektor, sebagai lawan tabung sinar-X di dalam sistem CT Scan generasi ketiga.
PERPUTARAN BERKAS CAHAYA KIPAS LUAR SUATU CINCIN PUTARAN
DETEKTOR
Didalam rencana, tabung sinar-X berputar diluar
cincin detektor itu (Gambar.
5-6). Karena berputar, cincin pada detektor miring sehingga berkas cahaya kipas
membentuk satu susunan pada detektor-detektor
disisi yang jauh dari tabung sinar-X selagi detektor-detektor terdekat
ke tabung sinar-X pindah dari alur berkas cahaya sinar-X. Istilah putaran menguraikan tindakan yang curam cincin daerah detektor selama pengumpulan data. Scan
dengan jenis ini dari gerakan scanning menghapuskan geometri buruk dari rencana yang
lain , dimana tabung berputar didalam cincin pada detektornya, dekat dengan
obyek. Bagaimanapun, sistem nutate-rotate tidak sekarang ini dihasilkan.
CT SCAN
DENGAN SPIRAL-HELICAL GEOMETRI
Scanning
spiral-helical geometri adalah pengembangan paling terbaru di perolehan data
(akuisisi data) CT. Kebutuhan akan waktu scan yang lebih cepat dan
perbaikan-perbaikan di rekonstruksi 3D dan multiplanar sudah mendorong
pengembangan dari perputaran scan yang
berkelanjutan, atau volume scan, di mana data itu dikumpulkan dalam volume-volume
dibanding irisan yang individu.
CT scan spiral/helical geometris berdasar pada
teknologi slip-ring, yang memendekkan kabel tegangan tinggi kepada tabung sinar-X itu untuk mengizinkan/membiarkan
rotasi berkelanjutan dari gantry. Alur
yang diusut oleh tabung sinar-X, atau
menghembus berkas cahaya, selama proses scanning menguraikan suatu spiral (Gambar. 5-7) atau helical.
Terminologi spiral geometri (Siemens) dan helical geometri (Thosiba)
biasanya dan secara bersinonim digunakan untuk menguraikan perolehan data geometri dari perputaran scan yang berkelanjutan. Ini diperoleh selama
proses scanning. Seperti tabung berputar, pasien mengangkut melalui rongga gantry untuk sekali
tahan nafas. Karena ini mengakibatkan suatu volume dari pasien itu yang sedang
diteliti, istilah volume CT adalah juga
digunakan.
CT SCAN GENERASI KELIMA
CT Scan generasi kelima digolongkan sebagai CT scan yang berkecepatan tinggi karena mereka dapat
memperoleh data scan di dalam seperseribu detik. Dua scan seperti itu adalah
berkas elektron CT Scan (EBCT) (Gambar. 5-8) dan scan pembangun kembali ruang
dinamis. Dalam berkas elektron CT scan, perolehan data (akuisisi data) geometri adalah
suatu berkas cahaya kipas dari sinar-X yang dihasilkan oleh suatu berkas cahaya
dari elektron-elektron bahwa meneliti beberapa yang dipinjamkan untuk keperluan target tungsten.
berkas cahaya kipas lewat pasien dan
transmisi sinar-X yang membaca dikumpulkan untuk rekonstruksi gambaran.
Pembangun kembali ruang dinamis (DSR) adalah sesuatu yang sangat mengkhususkan CT Scan generasi kelima, scan
kecepatan tinggi mampu menghasilkan dinamis tiga dimensional (3D) gambaran-gambaran dari
volume-volume dari pasien.
PANJANG PENDEK SISTEM GEOMETRI
Beberapa faktor yang mempengaruhi
dimensi dari gantri CT, termasuk sumber itu kepada jarak isocenter, sumber
kepada jarak detektor, scan field-of-view, dan penjuru/sudut kipas.
Faktor-faktor ini juga membantu menggambarkan panjang dan geometri untuk sistem
CT (Fig.5-9). Masing-masing ilmu ukur mempunyai keuntungan-keuntungan dan
kerugian-kerugiannya.
Di dalam sistem geometri yang pendek, jarak
antara tabung sinar-X dan pasien di
isocenter adalah lebih pendek dibanding dalam geometri yang lama. Pengaturan
mengakibatkan efisiensi sinar-X yang diperbaiki dan lebih banyak foton-foton
ada tersedia untuk produksi gambaran. Sebagai contoh, peningkatan dari 40
derajat sudut kipas di sistem geometri
ke 50 derajat sudut kipas untuk
sistem geometri yang pendek akan
mengakibatkan kedatangan dari 25% lebih foton-foton pada masing-masing detektor.
Sesudah itu, gambaran noise dikurangi sebesar
12% per mili amper ( mA) (Arenson,
1995).
Bagaimanapun,
konsentrasi foton-foton per bidang unit meningkat untuk menyingkat sistem geometri
dan oleh karena itu dosis pasien meningkat. Tambahan pula, memperbaiki gambaran kabur untuk menyingkat sistem geometri.
Sistem
geometri panjang/lama perlu memperbaiki
embunan gambaran dan dosis sinaran pengurangan. sebagai hasilnya,
dimensi-dimensi yang eksternal gantry harus ditingkatkan.
TEKNOLOGI SLIP-RING
CT spiral-helical yang
mungkin dibuat melalui pemakaian
teknologi slip-ring, yang mempertimbangkan perputaran gantry yang
berkelanjutan. Slip-ring (Gambar 5.10) adalah "electromechanical alat
terdiri dari cincin dan sikat elektrik bahwa memancarkan tenaga elektris
berputar ke alat penghubung "(Brunnett et al, 1990). Dewasa ini,
kebanyakan CT scan menyertakan desain slip-ring
dan perputaran berkelanjutan dikenal sebagai, volume CT, atau scan slip-ring.
Teknologi slip-ring sudah diterapkan sebelumnya Pada CT. Sebagai contoh, scan
V-360-3 CT varian itu didasarkan pada desain slip-ring untuk mencapai
perputaran berkelanjutan gantry. Perputaran seperti itu mengakibatkan
pengumpulan data sangat cepat, yang wajib untuk prosedur-prosedur seperti CT scan yang dinamis dan CT angiography.
DESAIN DAN PERSEDIAAN DAYA
Dua slip-ringg mendesain
adalah disk (Fig.5.11) dan silinder. Di dalam desain disk, apa-apa yang
dipinjamkan yang memimpin membentuk lingkaran-lingkaran konsentris di dalam
bidang-putar. Desain yang silindris termasuk apa-apa yang dipinjamkan memposisikan sepanjang sumbu rotasi itu untuk
membentuk suatu silinder (lihat Gambar 5.10). Sikat elektris bahwa memancarkan
daya listrik kepada komponen-komponen CT di dalam kontak slip-ring. (Gambar 5.12)
Dua sikat umum yang mendesain adalah sikat kawat dan gabungan. Sikat kawat menggunakan
kawat memimpin sebagai suatu kontak luncur. "Suatu sikat terdiri dari satu
atau lebih kawat-kawat mengatur seperti bahwa mereka berfungsi sebagai suatu
musim semi mata air tembok penopang dengan suatu bebas dan melawan 
terhadap cincin/arena yang memimpin.
terhadap cincin/arena yang memimpin.
Dua sikat
per bidang cincin/arena sering kali digunakan untuk meningkatkan keandalan komunikasi atau daya-dukung yang
ada". (Brunnet et al, 1990) Sikat gabungan menggunakan suatu blok dari
beberapa material yang memimpin (eg., suatu campuran logam grafit perak)
sebagai suatu kontak luncur. "Bermacam musim semi mata air yang berbeda
mendesain biasanya digunakan untuk memelihara kontak antara sikat dan cincin/arena
yang termasuk tembok penopang, tekanan, atau kekuatan konstan. Lagi; kembali
dua sikat per cincin/arena sering digunakan". (Brunner et al, 1990). 
|
Scan slip-ring menyediakan
perputaran berkelanjutan gantry melalui
penghapusan kabel tegangan tinggi yang panjang/lama kepada tabung sinar-X yang
digunakan di konvensional mulai-berhenti scanner , yang harus yang
dilepaskan setelah suatu perputaran yang lengkap. Pada scan konvensional, kabel
ini memulai dari generator tegangan tinggi, biasanya ditempatkan dalam ruang; kamar sinar-X.
Generator-generator tegangan tinggi dari scan slip-ring ditempatkan di gantry. Scanner
dengan salah satu slip-ring tegangan rendah atau tegangan tinggi yang tersedia didasarkan pada persediaan daya itu
untuk membiarkan menjauhkan membunyikan (gambar 5.13)
Slip ring Tegangan Rendah. Di suatu sistem slip-ring tegangan rendah, 480
kuasa(tenaga AC dan sinar x mengendalikan isyarat-isyarat dipancarkan kepada slip
ring atas pertolongan sikat-sikat tegangan rendah bahwa terbang layang di dalam
kontak mengalur di keperluan slip-ring. Slip-ring lalu menyediakan kuasa(tenaga kepada
trafo tegangan tinggi, sesudah itu
memancarkan tegangan tinggi kepada tabung sinar-X (Gambar 5.13, A). Dalam hal
ini, generator sinar-X, tabung sinar-X, dan kendali-kendali lain diposisikan di
bingkai scan yang orbital (Gambar 5.14)
Slip Ring Tegangan Tinggi. Di suatu sistem slip
ring tegangan tinggi (Gambar 5.13, B), AC kirim kuasa(tenaga kepada generator
tegangan tinggi, sesudah itu sediakan
tegangan tinggi untuk membiarkan menjauhkan membunyikan yang ditransfer ke tabung sinar-X. Dalam hal
ini, generator tegangan tinggi tidak berputar 
dengan tabung sinar-X.
dengan tabung sinar-X.
|
KEUNTUNGAN-KEUNTUNGAN
Keuntungan yang utama
dari teknologi slip ring adalah karena perputaran fasilitas-fasilitas
berkelanjutan tabung sinar-X sehingga data volume dapat diperoleh dengan cepat
dari pasien. Seperti tabung berputar secara terus-menerus, pasien itu
diterjemahkan secara terus-menerus melalui lobang bidik kamera gantry. Hal ini
mengakibatkan CT scan di spiral geometri. Keuntungan-keuntungan lain sebagai berikut:
- Waktu scan lebih cepat dan penundaan interscan minimal
- Kapasitas untuk protokol untuk akuisisi data dapat berkelanjutan dimasa yang akan datang.
- Penghapusan perhentian awal memproses karakteristik CT scan konvensional.
- Kepindahan dari kabel telegram berputar balik proses
SISTEM SINAR-X
Pada inisial penelitian-penelitiannya, Hounsfield menggunakan energi rendah,
radiasi sinar-X monokromatik. Dia kemudian melanjutkan penelitiannya dengan
tabung sinar-X dikarenakan beberapa pembatasan-pembatasan yang dikenakan oleh sumber radiasi monokromatik, seperti
rata-rata intensitas radiasi rendah, ukuran luas lapangan, kekuatan sumber
rendah dan biaya yang tinggi. Sesudah itu, Pembuatan CT scan digunakan dengan sinar-X untuk menyediakan kebutuhan
intensitas radiasi tinggi untuk klinis, kontras tinggi CT scan. Bagaimanapun,
sinar heterogen tidak menjadi masalah karena tidak sesuai dengan aturan
eksponen Lambert-Beer (lihat rumus 4.1)
Komponen-komponen sistem sinar-X termasuk generator sinar-X,
tabung sinar-X, filter berkas sinar-X dan kolimator (lihat gambar 5.1)
GENERATOR SINAR-X
CT scan menggunakan tenaga tiga phase untuk
sinar-X produksi yang efisien. Di masa
lalu, generator-generator untuk CT scan didasarkan pada 60 Hertz (Hz) frekuensi
voltase dan generator tegangan tinggi adalah suatu potongan yang besar sekali
ukurannya dari peralatan di suatu sudut
sinar-X tinggal. Sepanjang, kabel
tegangan tinggi berlari berjalan dari generator ke tabung sinar-X di dalam
gantry.
CT scan
sekarang menggunakan generator-generator frekwensi tinggi, yang bersifat kecil,
ringkas, dan lebih efisien dibanding generator-generator konvensional.
Generator-generator ini ditempatkan di dalam gantry CT. Dalam beberapa scan,
frekwensi tinggi itu menjulang di kerangka berputar dengan tabung sinar-X (Gambar
5.14); di pihak lain ditempatkan di suatu
sudut gantry dan tabung tidak berputar.
Di suatu generator
frekwensi tinggi (Gambar 5.15), sirkuit itu biasanya dikenal sebagai suatu sirkuit
pembalik frekuensi tinggi. Tegangan rendah, arus frekwensi rendah (60Hz) dari
penyediaan kekuatan pokok dikonversi menjadi tegangan tinggi, arus frekwensi
tinggi untuk (500 sampai 25000 Hz) karena lewat melalui komponen-komponen
seperti yang ditunjukkan didalam Gambar 5.15. Masing-masing komponen mengubah
tegangan rendah, arus bolak-balik frekwensi rendah (AC) bentuk gelombang untuk
menyediakan tabung sinar-X dengan tegangan tinggi, arus searah frekwensi tinggi
(DC) dari potensi hampir tetap. Setelah pembetulan tegangan tinggi dan
memperlancar, voltase berdesir dari suatu generator frekwensi tinggi adalah
kurang dari 1%, bandingkan dengan 4% dari suatu yang tiga phase, 12-pulse
generator. Ini membuat generator frekuensi tinggi lebih efisien pada produksi
sinar-X dibanding prosedur-prosedurnya.
Teknik pengunjukan sinar-X memperoleh dari generator-generator ini bergantung
pada keluaran tenaga generator. generator-generator CT Yang Ada mempunyai beban
maksimum sekitar 50 kilowat (kW) bahwa
mengijinkan pengaturan kVp sekitar 80kVp sampai 140kVp dan kuat arus tabung sekitar 100mA sampai 400 mA.
TABUNG SINAR-X
Persyaratan sumber radiasi di CT bergantung
pada dua faktor: (1) Atenuasi radiasi, adalah suatu fungsi energi berkas cahaya
radiasi, nomor-atom dan kepadatan peredam, dan ketebalan dari obyek dan (2)
kuantitas radiasi memerlukan dari transmisi. Tabung sinar-X mencukupi
persyaratan ini.
Scan generasi pertama dan kedua menggunakan pengatur
anoda, oli pendingin tabung sinar-X, tetapi perputaran anoda tabung sinar-X
anode sudah menjadi umum di CT oleh
karena permintaan untuk keluaran yang ditingkatkan (Gambar 5.16). Perputaran
tabung anoda ini menghasilkan suatu berkas
cahaya yang heterogen dari suatu disk
kutub positip garis tengah yang besar dengan ukuran-ukuran noda iklan kilas
focal untuk memudahkan persyaratan resolusi ruang dari scan. Disk itu biasanya dibuat dari suatu renium, tungsten, dan
molibdenum (RTM) campuran logam dan bahan-bahan lain dengan suatu penjuru/sudut
target yang kecil (biasanya 12 derajat) dan suatu laju putar dari 3600 rpm
kepada 10000 rpm (kecepatan tinggi perputaran).
Pengenalan tentang CT spiral-helical
sudah menempatkan permintaan-permintaan baru di tabung sinar-X. Karena tabung
berputar secara terus menerus untuk suatu periode yang lebih panjang dibandingkan
dengan scan konvensional, tabung harus mampu mendukung aras daya yang lebih
tinggi. Beberapa kemajuan teknis di dalam perancangan komponen telah dibuat
untuk mencapai aras daya ini dan berhubungan dengan permasalahan dari generasi
panas, ruang simpan panas, dan disipasi bahan. Sebagai contoh, amplop tabung,
katoda-katoda, perakitan, perakitan kutub positip yang termasuk perputaran
kutub positip, dan desain target telah
dirancang kembali. (Rubah, 1995; Homberg dan Kopped, 1997).
Penyelubung kaca memastikan suatu ruang hampa, menyediakan
dukungan struktural dari struktur-struktur kutub positip dan katoda, dan menyediakan
isolasi/penyekatan tegangan tinggi antara kutub positip dan katoda.
Penyerap-penyerap yang internal (ion memompa) mencabut molekul-molekul udara
untuk memastikan suatu ruang hampa. Meski kaca borosilikat menyediakan yang
berkenaan dengan panas baik dan sekatan elektris, busur lingkaran/lingkungan
elektrik diakibatkan oleh tungsten menyimpan di gelas/kaca disebabkan oleh
penguapan. Tabung-tabung dengan penyelubung-penyelubung metal kini umum memecahkan masalah ini. Isolator keramik (fig.5.16) isolasikan penyelubung
yang metal dari voltase kutub positip dan katoda. Tabung-tabung penyelubung
metal mempunyai disk-disk kutub positip lebih besar; sebagai contoh, tabung ditunjukkan
dalam Gambar 5.16 mempunyai suatu disk
dengan 200 garis tengah juta, dibandingkan dengan 120 sampai 160 khasnya
garis tengah juta tabung-tabung konvensional. Fitur ini mengizinkan dan
membiarkan Teknolog itu untuk menggunakan arus-arus tabung yang lebih tinggi.
Kapasitas simpan panas juga ditingkatkan
dengan satu perbaikan dalam daftar biaya
pengiriman barang-barang disipasi bahan.
Perakitan katoda
terdiri dari satu lagi kawat pijar tungsten diposisikan pada saat fokus memusatkan
cangkir. Penyerap itu biasanya dibuat
dari barium untuk memastikan suatu ruang hampa oleh penyerapan molekul-molekul
udara bebas dari target selama operasi.
Perakitan
kutub positip terdiri dari disk, rotor(baling-baling) pembiak dan poros/pusat kegiatan, rotor (baling-baling),
dan perakitan bearing/tegas. Disk kutub positip yang besar lebih tebal dibanding disk-disk konvensional;
ketiga desain-desain yang dasar adalah disk metal konvensional (Gambar 5.17),
disk grafit brazed dan pengendapan uap kimia (CVD) disk grafit. Pada tabung-tabung konvensional, semua logam
(Gambar 5.17, A)terdiri dari suatu bahan
dasar yang terbuat dari titanium,
zirkonium, dan molibdenum dengan suatu lapisan jejak/jalur yang focal dari
renium 10% dan 90% tungsten. Itu dapat memindahkan panas dari jejak/jalur focal
dengan sangat cepat. Sayangnya
tabung-tabung dengan semua desain metal
ini tidak bisa memenuhi kebutuhan tentang spiral/helical CT imaging oleh karena
berat/beban mereka.
Disk
anoda grafit yang brazed (Gambar 517, B)terdiri dari suatu jejak/jalur renium
tungsten focal brazed pada suatu bahan dasar grafit. Grafit meningkatkan
kapasitas simpan panas oleh karena kapasitas termalnya yang tinggi, yaitu
sekitar 10 kalinya tungsten. Seperti dicatat oleh Fox (1995),
material yang digunakan di dalam proses tembaga mempengaruhi temperatur operasi
dari tabung, dan temperatur-temperatur yang lebih tinggi mengakibatkan
kapasitas ruang simpan panas yang lebih tinggi dan pendinginan lebih cepat anoda.
Tabung-tabung untuk CT scan
spiral/helical didasarkan banyaknya jenis ini dari desain.
Jenis terakhir dari
desain anoda (Gambar 51.C) juga dimaksudkan untuk penggunaan spiral/helical CT tabung sinar-X. Disk terdiri
dari suatu tubuh dasar grafit dengan suatu lapisan renium tungsten menyimpan di
jejak/jalur yang focal oleh suatu proses uap air yang kimia. Desain ini dapat
mengakomodasi besar, disk-disk petinju kelas ringan dengan kapasitas simpan
panas yang besar dan laju pendinginan
(Rubah, 1995)
Tujuan dari perakitan yang bearing/tegas untuk
menyediakan memastikan perputaran lembut disk kutub positip.
Pada CT, perputaran anoda
kecepatan tinggi membiarkan pemakaian keterbebanan yang lebih tinggi. Laju
putar dari 10.000 rpm yang mungkin
dengan frekuensi yang ditingkatkan kepada gulungan-stator. Perputaran lembut
disk itu yang mungkin karena bantalan peluru yang dilumasi dengan
perak, bagaimanapun, karena teknologi bantalan peluru mengakibatkan kinerja
tabung sinar-X permasalahan dan batas-batas mekanis, suatu metoda cairan
bearing/tegas untuk memperbaiki perputaran disk anoda diperkenalkan (Gambar 5.18)
Poros stasioner dari perakitan anoda terdiri dari
alur-alur yang berisi campuran logam cairan metal berbasis galium. Selama
perputaran anoda, cairan itu memaksa supaya alur-alur yang mengakibatkan suatu
pengaruh hydroplaning antara anoda dan
cairan (Homberg dan Koppel, 1997). Tujuan dari
teknologi yang bearing/tegas ini untuk melakukan panas jauh dari tabung
sinar-X lebih efisien dibanding bantalan
peluru konvensional dengan pendinginan tabung yang diperbaiki. Tambahan pula,
teknologi cairan bearing/tegas bebas getaran-getaran dan suara gaduh.
Seperti dicatat oleh
Fox (1995), poros rotor (baling-baling) dan pembiak baling-baling juga mencegah transmisi
panas dari disk kehilangan akal. Baling-baling itu adalah suatu silinder
tembaga "brazed kepada satu silinder baja bagian yang dalam dengan suatu salutan keramik disekitar luar untuk meningkatkan heat radiations"
(Rubah, 1995)
Masa kerja
tabung-tabung itu sekitar 10.000 sampai 40.000 jam, dibandingkan dengan 1000 jam, yang khasnya
tabung-tabung konvensional dengan teknologi bearing/tegas konvensional.
FILTRASI
Radiasi dari tabung sinar-X terdiri dari panjang dan pendek
panjang gelombang. Eksperimen-eksperimen yang asli, dalam pengembangan dari suatu CT scan yang praktis menggunakan radiasi monokromatik
untuk mencukupi Hukum pelaifan eksponensial Beer Lambertt. Bagaimanapun, di
dalam CT klinis, berkas cahaya itu adalah berkas cahaya polikromatik mempunyai
penampilan dari suatu berkas cahaya yang monokromatik untuk mencukupi
persyaratan-persyaratan dari proses rekonstruksi, suatu tapis ruang harus
digunakan.
Pada CT, filtrasi
melakukan seperti diminta suatu yang rangkap, sebagai berikut:
- Filtrasi mencabut sinar-rontgen panjang gelombang panjang lama karena mereka tidak berperanan dalam CT formasi gambaran tetapi sebagai gantinya berperan untuk dosis pasien. Sebagai hasil penyusupan/perembesan, energi rata-rata dari berkas cahaya menjadi "lebih keras", Mungkin yang menyebabkan artefak-artefak pemadatan berkas cahaya.
Filtrasi membentuk agihan tenaga ke seberang berkas cahaya radiasi
untuk menghasilkan pemadatan berkas cahaya yang seragam ketika
sinar-rontgen menerobos filter dan obyek (Gambar 519)
Dalam Gambar 5.19, pelaifan berbeda di dalam bagian 1, 2,
dan 3 penetrasi meningkat di dalam bagian 2 dan 3. Hal ini diakibatkan oleh
penyerapan radiasi lunak di dalam bagian 1 dan 2 dan itu dikenal sebagai suatu
pemadatan berkas cahaya. Karena sistem detektor tidak bereaksi terhadap barang
kepunyaan pemadatan berkas cahaya untuk obyek yang lingkar menunjukkan, "masalah
itu dapat dipecahkan dengan memperkenalkan filtrasi tambahan kedalam berkas
cahaya" (Seeram, 1982). Didalam scan EMI pertukaran pesan elektronik yang
asli, masalah ini dipecahkan dengan suatu penangas air di sekitar kepala pasien
itu. Dewasa ini, secara khusus membentuk filter-filter menepati bentuk dari
obyek (Gambar 5.20). Filter ini diposisikan antara tabung sinar-X dan pasien,
dan mereka membentuk berkas cahaya itu untuk menghasilkan lebih banyak
keseragaman di detektor-detektor.
KOLIMASI
Tujuan kolimasi pada
radiografi konvensional dan fluoroscopy untuk melindungi pasien dengan
pembatasan berkas cahaya itu pada anatomi. Di CT, kolimasi adalah sama penting karena itu mempengaruhi dosis
pasien dan mutu gambaran (Gambar 5.21). Rencana kolimasi yang dasar di CT
ditunjukkan Gambar 5.21.
Dimana kolimator-kolimator persiapan pasien dan
kolimator-kolimator sesudah pasien, atau predectors bersifat nyata.
Detektor-detektor ini harus dengan sempurna dibariskan untuk mengoptimalkan
proses imaging.
Pola kolimator
persiapan pasien dipengaruhi oleh pengaruh bentuk focal spot tabung sinar-X karena penumbra (bayangan gerhana) mempengaruhi
yang dihubungkan dengan focal spot. Yang lebih besar focal spot, semakin besar semakin penumbra
(bayangan gerhana) dan semakin banyak yang diperumit perancangan
kolimator-kolimator.
Pada umumnya,
seperangkat atas dari bagian-bagian kolimator adalah secara hati-hati diatur
untuk membentuk berkas cahaya, yang mendekat kepada focal spot. Keduanya distal dan mendekat (predetector)
kolimator-kolimator diatur untuk memastikan suatu lebar berkas sinar yang tetap
di detektor. Kolimator-kolimator detektor juga membentuk berkas cahaya dan
mencabut radiasi-pancar. Seperti itu
memperbaiki resolusi di sekitar axis seperti yang digambarkan di Fig 5.21, B,
dimana lesung pipit bola golf bersifat nyata. Bagian kolimator di distal akhir
dari perakitan kolimator juga bantuan-bantuan menggambarkan ketebalan dari
irisan untuk bersifat imaged. Ketebalan irisan dapat mencakup dari 0,5 sampai 10
juta, tergantung pada scan.
TEKNOLOGI CT DETEKTOR
Posisi sistem
pendeteksian CT ditunjukkan di Fig 5.22. CT detektor menangkap berkas cahaya
radiasi dari pasien dan merubah kedalam
isyarat-isyarat elektrik, yang sesudah itu diubah menjadi informasi kode biner.
Karakteristik detektor
Suatu detektor harus
memperlihatkan beberapa karakteristik penting bagi produksi gambaran CT:
efisiensi, waktu tanggapan, cakupan dinamis, ketersalinan tinggi, dan
stabilitas.
Efisiensi
mengacu pada kemampuan itu untuk menangkap, serap, dan foton-foton sinar-X
diubah menjadi isyarat-isyarat elektrik.
CT detektor-detektor harus memiliki/mempengaruhi efisiensi tangkapan tinggi,
efisiensi penyerapan, dan efisiensi konversi. Efisiensi tangkapan mengacu pada
efisiensi dengan detektor-detektor yang
dapat memperoleh foton-foton yang dipancarkan dari berkas cahaya dan jarak
antara dua detektor menentukan efisiensi tangkapan. Efisiensi penyerapan
mengacu pada banyaknya foton-foton yang diserap oleh detektor dan bergantung pada
nomor-atom, secara fisik kepadatan, ukuran, dan ketebalan dari muka detektor 
(Villafana, 1987).
(Villafana, 1987).
Stabilitas mengacu pada keteguhan hati dari
respon detektor. Jika sistem itu bukanlah stabil, seringnya kalibrasi-kalibrasi
diwajibkan untuk memandang isyarat bermanfaat.
Waktu tanggapan dari detektor mengacu pada
kecepatan dengan yang dapat detektor itu dapat mendeteksi satu peristiwa sinar-X
dan pemulihan untuk mendeteksi peristiwa
lain. Waktu tanggapan harus sangat
pendek (yaitu, mikrosekon-mikrosekon) untuk menghindari permasalahan seperti
cahaya mentari sore dan detektor "menimbun".
Cakupan
yang dinamis suatu CT detektor adalah "rasio isyarat yang paling besar
yang diukur kepada ketepatan isyarat
yang paling kecil untuk dibeda-bedakan (yaitu, jika isyarat yang paling besar
adalah 1µA dan isyarat yang paling kecil adalah 1nA, cakupan yang dinamis
adalah 1 juta to1)" (Parkers dan Stanley, 1981). Cakupan yang dinamis
untuk kebanyakan CT scan adalah sekitar 1 juta ke 1. Efisiensi detektor yang
total, atau efisiensi dosis, adalah produk dari efisiensi tangkapan, penyerapan
secara efisien dan efisiensi konversi (Villafana, 1987).
Jenis-jenis
Konversi sinar-rontgen
kepada tenaga elektris di suatu detektor didasarkan pada dua prinsip pokok (Gambar
5.23). Detektor scintilasi mengkonversi energi sinar-X kedalam cahaya, lalu terang diubah jadi
tenaga elektris (Gambar. 5.23, A). Detektor pengionan gas mengkonversi energi
sinar-X secara langsung menjadi tenaga elektris (Gambar 5.23, B).
Detektor Scintilasi
Detektor scintilasi
terdiri atas suatu kristal scintilasi yang digabungkan pada suatu tabung photomultiplier
(Gambar. 5.24). Ketika sinar-rontgen jatuh ke kristal, kilat-kilat, dari cahaya, atau scintilator,
dihasilkan. Terang kemudian diarahkan
pada photomultiplier, atau PM tabung. Seperti yang digambarkan di dalam Gambar
5.24, terang dari kristal membentur foto katoda dari tabung PM, yang kemudian
melepaskan; membebaskan elektron-elektron. Air terjun kecil elektron-elektron
ini melalui suatu rangkaian dari dinoda-dinoda yang secara hati-hati diatur dan
yang dipelihara; dipertahankan pada potensi-potensi yang berbeda untuk
mengakibatkan suatu isyarat keluaran yang kecil.
Di
masa lalu, awal scan menggunakan kristal-kristal iodid sodium yang digabungkan pada
tabung-tabung PM. Oleh karena permasalahan cahaya mentari sore dan dibatasi
cakupan dinamis dari iodid sodium, lain
kristal-kristal seperti kalsium fluorida dan bismut germanate digunakan dalam scan yang kemudian. Dewasa ini, detektor
kristal scintilasi photo dioda multiplier solid state digunakan (Gambar
5.25). fotodioda adalah suatu semi penghantar
(silikon) sambungan p-n, siapa membiarkan
yang ada mengalir ketika yang diunjukkan ke cahaya. Suatu lensa adalah satu
bagian penting dari fotodioda digunakan
untuk berfokus cahaya dari kristal scintilasi ke sambungan p-n, atau simpangan
semi penghantar. Ketika cahaya menyerang simpangan, pasangan elektron-lubang
dihasilkan dan elektron-elektron bergerak ke sisi n dari simpangan selagi lubang-lubang bergerak
ke sisi p. Jumlah dari arus adalah sebanding sejumlah
cahaya. Fotodioda-fotodioda normalnya digunakan di amplifier-amplifier oleh
karena keluaran yang rendah dari dioda. Sebagai tambahan, waktu tanggapan dari
suatu fotodioda adalah sangat cepat (sekitar 0.5 sampai 250 nanoseconds,
tergantung pada desainnya).
Dua bahan-bahan scintilasi yang sekarang ini digunakan di
fotodioda-fotodioda adalah cadmium tungstate dan suatu material yang keramik
terbuat dari kemurnian yang tinggi, oksida-oksida tanah langka berdasar pada
campuran-campuran tanah langka doped seperti oksida itria dan gadolinium
ultrafast keramik (Hahn, et al,
1997;Hupke et al, 1997) biasanya kristal-kristal ini menurut ilmu optika
terikat kepada fotodioda-fotodioda. Keuntungan-keuntungan dan kerugian-kerugian
dari dua bahan-bahan scintilasi ini
dapat dibahas dalam kaitan dengan menggunakan istilah karakteristik detektor digambarkan
sebelumnya. Efisiensi konversi dan foton menangkap efisiensi dari cadmium
tungstate adalah 99% dan 99%, berturut-turut, dan cakupan yang dinamis adalah 1
juta ke 1. Sebaliknya, efisiensi penyerapan dari oksida tanah langka yang
keramik adalah 99%, sedangkan efisiensi scintilasinya adalah tiga kali dari cadmium tungstate. 
Gas Detektor pengionan 
Detektor
pengionan gas didasarkan pada prinsip ionisasi dan diperkenalkan di scan
generasi ketiga. Bentuk wujud suatu detektor pengionan gas dasar terdiri dari
satu rangkaian kamar gas yang individu, biasanya yang diceraikan oleh tungsten
menyepuh secara hati-hati diposisikan untuk bertindak sebagai pengumpulan
elektron menyepuh (Gambar 5.26). Ketika sinar-rontgen menyerang setiap kamar-kamar,
ionisasi gas (biasanya Xenon) muncul dan hasilkan ion positif dan ion negatif.
Ion positif berpindah tempat kepada plat yang bermuatan negatif, sedangkan ion
negatif itu tertarik kepada plat yang bermuatan positif. Migrasi ini notulen
menyebabkan suatu arus isyarat yang kecil bahwa bervariasi secara langsung
dengan banyaknya foton diserap.
Kamar gas itu
terlampir oleh suatu material substrat secara relatif keramik tebal karena gas
xenon diberi tekanan kepada sekitar 30 atmosfer untuk meningkatkan banyaknya
molekul-molekul gas tersedia bagi ionisasi. Detektor-detektor xenon mempunyai
stabilitas sempurna dan cepat waktu tanggapan dan barang yang dipamerkan tanpa
permasalahan cahaya mentari sore. Bagaimanapun, efisiensi pendeteksian kuantum
mereka (QDE) kurang dari
detektor-detektor solid-state yang padat. Sedangkan QDE itu adalah 95% ke(pada
100% untuk kristal detektor scintilasi solid-state padat dan 94% ke(pada 98% untuk
detektor-detektor solid-state keramik, itu hanyalah 50% ke(pada 60% untuk xenon
memasang gas detektor-detektor (Arenson, 1995).
Plug-in Modul-modul Detektor
Pada CT scan yang
modern, seluruh daerah detektor terdiri
dari pengelompokan detektor-detektor.
Masing-masing pengelompokan dikenal sebagai suatu modul detektor, dan
masing-masing modul detektor "busi-busi" dalam suatu unit motherboard dari sistem pendeteksian.
Digunakan dalam modul-modul detektor membantu kearah memelihara integritas
sistem detektor CT melalui prosedur-prosedur ujian dan penggantian yang
gampang.
Multislice detektor-detektor
Satu masalah utama dengan irisan yang tunggal,
detektor-detektor baris tunggal
dihubungkan dengan panjang waktu yang diperlukan untuk memperoleh data. Irisan
yang rangkap, sistem detektor baris rangkap diperkenalkan dengan peningkatan
kecepatan pemenuhan volume dan seperti itu berkurang waktu untuk koleksi. 
Irisan rangkap, Detektor-Detektor Baris Rangkap
Dalam 1992, Elscint
memperkenalkan volume irisan pertama rangkap CT scan. Bentuk wujud sistem
detektor baris rangkap mengakibatkan pemenuhan volume lebih cepat bandingkan
dengan baris tunggal CT sistem (Gambar 527). Teknologi ini menggunakan suatu
baris yang rangkap, detektor solid-state menggabungkan dengan suatu tabung sinar-X yang
khusus berdasar pada suatu sistem fokus dinamis yang ganda. Gambar 5.27 juga
pertunjukan menggandakan sistem fokus dinamis. Gambar 5.27 juga menunjukkan berkas cahaya geometri yang konvensional
(single focal spot, single fan beam, dan single detector arc array) dan berkas cahaya geometri bahwa muncul sebagai
hasil sistem dinamik focal spot. Sistem dinamik focal spot di switch oleh suatu
komputer yhang mengawasi sistem elektron terhubung dengan mata selama
masing-masing meneliti untuk menggandakan kepadatan sampling dan nomor total
dari pengukuran-pengukuran. Teknologi berkas cahaya kembar mengakibatkan scan
yang bersama dua irisan yang berdekatan dengan resolusi yang sempurna (Gambar 5.28)
karena kepadatan sinar berkas cahaya kipas dan sampling detektor digandakan dua
kali, ketika masing-masing dari irisan-irisan keduanya berdekatan.
Multislice, Multirow Detektor-detektor
Sasaran dari
Multislice multirow detektor-detektor untuk meningkatkan pemenuhan volume
mempercepat kinerja dari kedua irisan yang tunggal dan irisan rangkap CT scan.
Multislice, multirow detektor terdiri dari satu detektor dengan baris-baris
dari unsur detektor (Gambar. 5.29). Suatu detektor dengan n baris-baris akan n
waktu lebih cepat dari rekan pendamping baris tunggalnya. Multislice, multirow
detektor-detektor bersifat detektor-detektor solid-statestatus dapat memperoleh
empat irisan per 360 perputaran derajat. Sebagai tambahan, detektor-detektor
ini mempengaruhi ketebalan dari irisan-irisan.
ELEKTRONIKA DETEKTOR
Fungsi
Sistem akuisisi data
(DAS) lihat pada elektronik detektor memposisikan antara detektor berpakaian
dan komputer (Gambar 5.30). Karena DAS ditempatkan antara detektor-detektor dan
komputer, itu melaksanakan tiga fungsi yang utama: (1) Mengukur berkas cahaya radiasi yang
dipancarkan, (2) Menyandikan
pengukuran-pengukuran ini ke dalam data biner,
dan (3) Memancarkan data biner
komputer.
Komponen-komponen
Detektor mengukur
sinar-rontgen yang dipancarkan dari pasien dan merubah kedalam energi elektrik.
Isyarat elektrik ini sangat lemah sehingga
harus diperbesar oleh penguat awal sebelum itu dapat dianalisa lebih lanjut (Gambar 5.31).
Data
pengukuran transmisi harus berubah jadi data pelaifan dan ketebalan. Proses ini
(konversi logaritmis) dapat dinyatakan sebagai berikut:
Pelaifan =batang kayu
transmisi ·ketebalan
atau
µ- 1 + µ 2 + µ 3 ...... µ 0 =ln l0/l ·l/x
Di mana µ adalah koefisien laifan linier, l0
adalah intensitas yang asli, l adalah intensitas yang dipancarkan, dan x adalah
ketebalan dari obyek.
Konversi logaritmis dilaksanakan oleh
amplifier yang logaritmis, dan isyarat-isyarat ini sesudah itu diarahkan pada
konverter analog-digital. Konverter analog-digital membagi isyarat-isyarat
elektrik kedalam bagian yang ganda --semakin banyak bagian, semakin akurat
konverter analog-digital. Bagian ini diukur dalam bit-bit: suatu 1-bit
konverter analog-digital membagi isyarat kedalam dua nilai-nilai digital (21),
suatu 2-bit konverter analog-digital menghasilkan empat nilai-nilai digital
(22), dan suatu 12-bit konverter analog-digital mengakibatkan 4096 (212)
nilai-nilai digital. Bantuan nilai-nilai ini menentukan resolusi skala gambaran
yang kelabu. CT scan Modern menggunakan
16-bit ADCs.
Langkah
akhir yang dilaksanakan oleh DAS itu
adalah transmisi data kepada komputer. Pembuatan CT sudah memperkenalkan rencana-rencana transmisi
data optoelectronic untuk tujuan ini oleh karena perputaran yang berkelanjutan
tabung atau detektor adalah data jumlah
sangat banyak dihasilkan. Optoelektronik mengacu pada pemakaian lensa dan
dioda-dioda ringan untuk memudahkan transmisi data (Gambar 5.32). Beberapa
pemancar-pemancar berhubung dengan mata mengirimkan data itu kepada penerima
yang berhubungan dengan mata sehingga
sedikitnya satu pemancar dan satu penerima adalah pemancar-pemancar adalah
daftar biaya pengiriman barang-barang dioda pemancar cahaya sangat tinggi mampu
transmisi data; 50 juta bit per detik adalah umum.
DATA AKUISISI DAN SAMPLING
Selama perolehan
akuisisi data, berkas cahaya radiasi memancarkan melalui pasien menyerang
detektor-detektor. Masing-masing detektor lalu ukuran-ukuran, atau
contoh-contoh, peristiwa intensitas berkas cahaya diatasnya. Jika contoh-contoh
yang cukup tidak diperoleh, artefak-artefak seperti lapisan (satu artefak
pengaliasan) muncul di gambaran yang direkonstruksi. Untuk memecahkan masalah
ini, metoda-metoda yang berikut telah dipikirkan untuk meningkatkan banyaknya contoh-contoh
tersedia bagi rekonstruksi gambaran dan seperti itu memperbaiki mutu gambaran:
- Ketebalan irisan: Gambaran irisan-irisan yang tipis membantu mengurangi artefak-artefak lapisan berhubungan dengan sampling.
- Detektor-detektor yang dikemasi/memenuhi tertutup: Ketika detektor-detektor itu lekat dikemasi/memenuhi, lebih banyak detektor-detektor ada tersedia untuk perolehan data, yang memastikan lebih banyak contoh-contoh per pandangan dan satu itu peningkatan pengukuran yang total mengambil per scan.
- Detektor Quarter-shifted adalah: Di dalam sistem CT konvensional, berkas cahaya kipas terdiri atas nomor yang sama dari berkas cahaya dan detektor-detektor, dan pengaturan jarak berkas cahaya dan detektor-detektor dan pengaturan jarak berkas cahaya sering kali menyebabkan galat pencuplikan. Error ini dapat diperkecil jika detektor itu digeser adalah satu ruang(spasi detektor perempat (Gambar 5.33). Sasaran dari pergeseran detektor untuk menyediakan dua himpunan data dapat secara individu direkonstruksi atau yang dikombinasikan untuk menyediakan suatu panggangan sampling dua kali lipat bagus (Gambar 5.34) maka lebih banyak data ada tersedia untuk rekonstruksi gambaran. Didalam Siemens Somatom Plus scan, sebagai contoh, pergeseran hal ini tercapai oleh focal tabung sinar-X (Gambar 5.35). "Selama perputaran yang normal tabung sinar-X di sekitar poros sistem, fokus yang diselenggarakan dalam posisi untuk suatu sebelum periode waktu yang digambarkan, sangat pendek oleh satu alat pembelokan yang electromagnetis dan lalu diizinkan ke 'melenting kembali' kepada posisinya yang asli untuk proyeksi yang berikutnya. Proses ini dilanjutkan melalui ke luar operasi telusuran "(Siemens Sistim Medis, 1999). Detektor yang sama digunakan lebih dari sekali untuk menyediakan sejumlah besar pengukuran-pengukuran yang terpisah, yang menghapuskan artefak pengaliasan. Proses ini lebih disukai dibanding seperti teknik pengukuran multifan (Siemens Sistim Medis, 1999)
- Sistem fokus dinamis ganda (lihat Fig. 5.27) yang digunakan oleh Elscint dalam CT scan kembar adalah metoda yang lain mereka tentang meningkatkan sampling detektor selama perolehan data dalam satu yang digunakan oleh Elscint dalam CT scan kembar mereka.
REFERENCES
Arenson J: Data collection
strategies: gantries and detectors. In Goldman LW and Fowlkes JB, eds: Medical CT and
ultrasound: current technology and application, Maryland, 1995, American Association of
Physicsts in Medicine, pp 329-347.
Brunnest Cj et al: CT design consideration and specifications, Cleveland, Ohio,
1990, Picker International.
Fox SH: CT tube technology. In
Goldman LW, Fowkless JB, eds: Medical CT and
ultrasound: current technology and applications, College Park, Md,
1995, American Association of Physicsts in Medicine, pp 349-357.
Hahn G et al: Developing an
ultrafast radiation detector for CT scanning, Resear Innovar 1:15-2, 1997
Homberg R, Koppel R: An x-ray tube assembly with rotating anode
spiral groove bearing of the second generation, Electromedica 66 (2):65-66,
1997
Hupke R, Hahn D, Tschammler A: Low-dose
CT image
with the new UFC detector, Electromedica 66(2) 56-57, 1997
Parker DL, Stanley JH: Glossary. In
Newton TH, Ports DG, eds: Radiology of
the skull and brain: technical aspects of computed tomography, ST louis, 1981, Mosby
Seeram E: Computed tomography technology, Philadelphia, 1982, WB Saunders.
Siemens Medical System: The technology and performance of the
Somatom Plus, Iselin, NJ, 1999, Siemens
Villafana T: Physics and
instrumentation: CT and MRI ln See SH, Rao KCVG, eds: Cranial computed tomography, New
York, 1987, McGraw-Hill.
BIBLIOGRAPHY
Barners GT, Lakshminarayanan AV:
Computed tomography:physical principles and image quality considerations. In
lee JT et al, eds: computed tomography
with MRI correlation, ed 2, New
York, 1989, Raver Press
Bushong S: Radiologic science for technologist, ed 6 St Louis, 1997, Mosby.
Robby
RA, Morin RL: Principles and instrumentartion for dynamic computed tomography.
In Marcus ML et al eds: cardiac Imaging –
a comparison to
Terima kasih banyak bro.
ReplyDelete