Babeh Edi

Data processing ( Sheeram )

Data processing sebenarnya merupakan penyusunan prinsip matematika yang ada pada CT. Data processing terdapat 3 tahap proces (Fig 4-11). Pertama, data mentah yang mengalami beberapa bentuk sebelum processing, yang mana terdapat perbaikan dan beberapa reformatting (format ulang) pada data yang terjadi. Hal ini diperlukan untuk mempermudah tahap selanjutnya pada data processing, yaitu rekonstruksi gambar (fig. 4-12). Pada tahap ini, scan data , yang menggambarkan proses attenuasi, yaitu diubah kedalam karakteristik gambar digital oleh CT numbers.

            Perubahan proses atenuasi 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 data processing adalah penyimpanan gambar dari reconstruksi gambar digital. Gambar ini disimpan pada disks memori sebagai penyimpanan sementara (penyimpanan jangka pendek).

CT Numbers

          Seperti yang ditunjukan pada Fig. 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

Penyimpanan gambar

Rekonstruksi gambar

Data mentah preprocessing

           

 

FIG. 4-11.       3 tahap processing data pada CT

CT Numbers berhubungan dengan koefficient attenuasi linier (µ) pada jaringan termasuk slice (Table 4-1) dan dapat dihitung sbb:

                                                µt - µw

            CT Number      =                                  . K                              

                                                  µw

dimana µ, merupakan koefficient attenuasi pada jaringan yang diukur, µw merupakan  koefficient attenuasi air dan K merupakan kontras atau faktor kontras.

Nilai K menentukan faktor kontras, atau faktor scaling. 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 menyatakan µ lebih tepat karena contras scale adalah 0.1% per CT number. (keduanya yaitu H dan EMI scale ditunjukkan pada Fig. 4-13). CT numbers ditetapkan pada basis relatif dengan attenuasi air sebagai sumber. Untuk demikian CT number untuk air adalah 0, dimana pilihan untuk tulang dan udara masing-masing adalah + 1000 dan – 1000, pada H scale.

Perhitungan komputer pada CT numbers, dapat dicetak seperti gambar numeric (Fig.4-14). Gambar ini harus diubah ke dalam gambar gray scale (Fig. 4-14) karena ini lebih berguna untuk radiologist dibandingkan cetakan numeric. Untuk memudahkan dalam pengubahan (conversi), penyesuaian tingkatan brigthness dengan CT numbers harus ditetapkan  (Fig. 4-16). Pada Fig. 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 bayangan abu-abu (gray).

Hubungan antara CT numbers dan bayangan keabu-abuan merupakan variabel dan dapat disebut sebagai windowing.

Fig. 4-12 menggambarkan hubungan antara voxel jaringan dari data atenuasi linier yang dikumpulkan dan pixel gambar untuk CT number dihitung dan berpengaruh pada windowing.

CT and Energy Dependence           

          Koefficient attenuasi linier (µ) dipengaruhi oleh faktor yang terdiri energi radiasi. Contohnya, koefficient attenuasi linier untuk air pada 60, 84, dan 122 keV masing-masing adalah 0.206, 0.180, dan 0.166. Energi  photon juga juga dipengaruhi oleh CT numbers karena dapat dihitung pada persamaan koefficient attenuasi linier

            In  Io/I     =‌ ‌∫ µ (E,x) dx

            Dalam persamaan ini, E menunjukkan energi photon dan menggambarkan bahwa koefficient attenuasi ditukar dengan berkas energi.

FIG. 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, koefficient attenuasi linier untuk air adalah 0.19 cm^-1. Contohnya, jika koefficient 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

FIG. 4-14.       Tampilan gambar CT setelah processing pkomputer. Ini merupakan cetakan numeric proses gambar.

Fig. 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  koefficient ettenuasi 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 artefact yang disebabkan oleh perubahan pada ketebalan kepala, yang mana dapat menyembunyikan perubahan kecil pada attenuasi dalam jaringan lunak, dan untuk meminimalkan artefact 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 konsequensi dapat menjadi buruk dan mungkin dapat salah diagnosa. Sistem menyatukan number skema perbaikan untuk memaintain presisi pada CT numbers.

Image Display

Tahap ketiga dan terakhir pada proces CT meliputi tampilan gambar, penyimpanan, dan dokumentasi. Setelah gambar direkonstruksi, gambar yang keluar pada komputer berbentuk digital (lihat Fig.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 gary scale (lihat Fig. 4-15) untuk interpretasi radiologist. 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 (Fig. 4. 4-17) .  Fig. 4-17  memperlihatkan 2 monitor, 1 untuk informasi text dan 1 untuk gambar.

FIG. 4-16.       Hubungan antara CT number dan brightness level.

FIG. 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 mengoptimize gambar (i.e., faithfullness dengan device dapat menamilkan 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 Fig. 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 Fig. 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 (Fig. 4-18). Fig. 4-18 memperlihatkan kontras yang dapat diubah menjadi lebih terang pada tumor kepala.

Format of the CT Image. 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, yang mana daerah circular 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.

FIG. 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 (Fig. 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 (Fig. 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).

TECHNOLOGI CONSIDERATIONS

            Tujuan utama CT scanner adalah untuk memproduksi hiqh-quality gambar CT dengan meminimalkan dosis radiasi dan secara fisik tidak nyaman 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 (fig. 4-21). Subsystem yang terbesar digambarkan lebih pendek atau ringkas untuk menunjukkan mengalirnya data melalui sistem.

FIG. 4-19.       Ukuran voxel tergantung pada ketebalan, ukuran matrix, dan FOV.

Data Flow in a CT scanner

            Subsystem ditunjukkan pada Fig. 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 Fig. 4-21 diringkas pada Fig. 4-22. Bahasa digambarkan oleh beberapa event/kegiatan (e.g.,belokan dan proyeksi kembali) akan diterangkan selanjutnya pada bab berikutnya :

Fig. 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.)

           

FIG. 4-21.       Bentuk CT scanner generasi ke 4 dengan subsystem utama.

Sequence event

Event ditunjukkan/digambarkan pada mengalirnya data seperti berikut :

1. X – ray tube dan detektor berputar sekitar pasien, yang diposisikan dalam lubang gantry untuk pemeriksaan CT. Pada tahap ini karakteristik oleh berkas geometry dan metode scanning dan membungkus atau mengelilingi aluran X- ray melalui pasien. Berkas X- ray yang tinggi dibatasi oleh kollimator.
2. Radiasi mengalami pelemahan atau attenuasi melalui pasien. Photon diukur oleh 2 set detektor, reference (sumber) detektor, yang mengukur intensitas radiasi dari X- ray tube, dan set yang lainnya merekam peminndahan X -ray melalui pasien.
3. Pemindahan berkas dan sumber berkas keduanya diubah kedalam aliran signals electric yang diperluas oleh daerah khusus.
4. 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.
5. 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.
6. Seperti yang diperlihatkan pada Fig. 4-22, belokan ditunjukkan pada data dengan barisan processor.
7. Rekonstruksi algoritma proyeksi kembali kemudian menyusun kembali gambar pada structur anatomi internal sebelum pemeriksaan.
8. Rekonstruksi gambar dapat ditampilkan, direkam dengan film laser camera, atau disimpan pada magnetic optical tape atau disks.
9. Processor gambar ditunjukkan pada fig. 4-21 menunjukkan variasi operation processing gambar pada tampilan gambar. Fig. 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.
10. Control terminal biasanya pada operator control console, yang melengkapi control sistem CT.

FIG. 4-22.             Data mengalir pada system CT

ADVANTAGES AND LIMITATION OF CT

ADVANTAGES

      Keuntungan yang paling penting pada CT dilihat dari faktanya adlah untuk mengatasi keterbatasan radiografi dan tomografi konvensionl. Dibandingkan dengan radiografi dan tomografi konvensional, keuntungan CT sbb:

1.      Utama, low-contras resolusi 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 widowing gambar, contras scale ganbar dapat divariasikan sesuai yang dibutuhkan observer.

3.      Dengan aquisisi 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 telat 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.

LIMITATION

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.

Keterbatasan yang telah menghambat perkembangan CT atau pembatasan penggunaan. Kenyataannya, CT tetap digunakan untuk alat diagnosa pada obat, pengetahuan untuk pengembangan CT scanner.