Eui

1. TEKNIK CT SCAN DASAR
1. M. David Anugrah (20160008)
2. Nurhayati (20160012)
KELOMPOK 3

2. PARAMETER KUALITAS GAMBAR CT SCAN
 SCANNING PARAMETERS
Banyak faktor yang mempengaruhi kualitas gambar yang dihasilkan. Beberapa
variabel tersebut dapat diatur oleh operator, sedangkan yang lain, seperti ukuran
pasien, tidak bisa.
Di antara faktor-faktor yang dapat dikendalikan oleh operator adalah tingkat
miliampere (mA), waktu pemindaian, ketebalan irisan, bidang view, algoritma
rekonstruksi, dan kilovolt-peak (kVp). Saat menggunakan metode pemindaian heliks,
operator juga memiliki pilihan nada. Sebagai sebuah kelompok, faktor-faktor ini
biasanya disebut sebagai scanning parameters (parameter pemindaian) . Kami
memulai pembahasan kualitas gambar dengan definisi singkat masing-masing
parameter. Kami kemudian melihat bagaimana masing-masing faktor mempengaruhi
berbagai aspek kualitas gambar.

3.  Seperti dalam radiografi standar, sinar x-ray total paparan di CT
tergantung pada kombinasi pengaturan mA, waktu pemindaian, dan
pengaturan kVp. tingkat miliampere dan waktu pemindaian bersama-
sama menentukan kuantitas sinar-x energi, sedangkan pengaturan kVp
menentukan kualitas, atau energi rata-rata, dari balok. Faktor-faktor ini
kira-kira analog dengan air yang mengalir melalui selang. Intensitas, atau
kekuatan, yang dengannya air mengalir melalui kaleng selang
dibandingkan dengan tingkat kVp. Banyaknya air yang aliran melalui
selang mirip dengan tingkat miliampere. Lamanya waktu aliran air dapat
dibandingkan dengan waktu pemindaian. Produk dari pengaturan dan
pemindaian miliampere waktu dikenal sebagai miliampere-detik (mAs) dan
merupakan ukuran kuantitatif berkas sinar-x. Disebut jugasebagai arus
tabung.

4.  Milliampere-Second Setting/Pengaturan Miliampere-Kedua
Di dalam tabung sinar-x terdapat filamen, dan katoda dan anoda. Filamen
menyediakan elektron yang menciptakan sinar x-ray. Sistem memanaskan filamen
sampai electron mulai "mendidih" dan melepaskan diri dari filamen. Elektron ini
kemudian ditarik untuk menyerang anoda. Arus elektron yang mengalir dari filamen ke
anoda diukur dalam mA. Meningkatkan mA meningkat jumlah elektron yang akan
menghasilkan foton sinar-x. Penggunaan ukuran filamen kecil mengkonsentrasikan titik
fokus, mengurangi penumbra (yaitu, ketidaktajaman geometris),yang, pada gilirannya,
secara positif mempengaruhi kualitas gambar. Sayangnya, filamen kecil tidak dapat
mentolerir mA yang tinggi. Oleh karena itu, sistem biasanya menyediakan dua file
terpisah. Sebuah filamen kecil disediakan untuk pengaturan mA yang lebih rendah
(biasanya kurang dari 350 mA) dan filamen besar untuk yang lebih tinggi pengaturan.
Pada kenyataannya, hilangnya resolusi yang disebabkan oleh filamen yang lebih besar
sedikit dan sulit untuk dilihat pada standar gambar CT.

5.  Di SDCT, waktu pemindaian adalah waktu sinar x-ray menyala untuk pengumpulan data
untuk setiap irisan. Paling sering itu waktu yang diperlukan gantry untuk membuat putaran
360° rotasi, meskipun dengan pemindaian berlebih dan pemindaian parsial pilihan,
mungkin ada beberapa variasi ringan. Dalam kebanyakan situasi, algoritma rekonstruksi
pemindaian penuh juga digunakan dalam MDCT. Oleh karena itu, dalam banyak kasus waktu
pemindaian di MDCT adalah waktu yang diperlukan tabung sinar-x untuk membuat rotasi
360°, meskipun banyak irisan yang dihasilkan. Khas pilihan waktu pemindaian untuk
rentang rotasi penuh dari 0,5 hingga 2 detik. Dalam aplikasi jantung, gambar dapat
dibuat dari data yang diperoleh dari kurang dari rotasi 360°, oleh karena itu waktu
pemindaian untuk protokol ini lebih pendek, dalam kisaran 0,35 hingga 0,45 detik. Kuantitas
foton sinar-x yang dihasilkan adalah produk mA dan waktu pemindaian.
 Pengaturan mA yang lebih tinggi memungkinkan waktu pemindaian yang lebih
pendek untuk digunakan. Waktu pemindaian yang singkat sangat penting untuk
menghindari degradasi gambar akibat gerakan pasien

6. Saat level mAs meningkat, begitu juga jumlah panas yang
dihasilkan di dalam tabung sinar-x. panas ini adalah faktor
pembatas di semua pemindai.
Dalam dekade terakhir, tabung sinar-x telah meningkat
secara dramatis dalam toleransi panasnya.
Sejumlah faktor yang mempengaruhi tingkat mAs adalah
terpilih. Faktor-faktor ini pada dasarnya sama dengan di
radiografi konvensional. Secara khusus, semakin tebal dan
semakin padat bagian yang diperiksa, semakin banyak mAs
yang dibutuhkan untuk menghasilkan citra yang memadai.
Misalnya, studi CT paru-paru akan membutuhkan lebih sedikit
mAs daripada perut karena dada terutama terdiri dari paru-paru,
yang berisi udara dan kurang padat daripada organ perut.

7.  Tube Voltage or Kilovolt Peak / Tegangan Tabung atau Puncak Kilovolt
Sebagian besar sistem CT memungkinkan operator untuk menyesuaikan tabung voltase. Ini
disebut sebagai puncak kilovolt, atau kVp, pengaturan. Dalam CT, kVp tidak mengubah kontras
secara langsung seperti yang terjadi pada radiografi layar film. Dibandingkan dengan Pilihan mA,
pilihan kVp lebih terbatas. Pada beberapa sistem, pengaturan kVp adalah tetap, biasanya pada 120
kVp. Meningkatkan pengaturan kVp meningkatkan intensitas sinar x-ray dan kemampuan sinar
untuk menembus tebal, bagian anatomi yang padat. CT tubuh rutin untuk pasien dewasa
dilakukan dengan 120 hingga 140 kVP. Karena mereka lebih kecil ukuran, pasien anak sering
dipindai dengan 80 kVp.
 Dampak Pengaturan mAs dan kVp pada Dosis Radiasi
Pemilihan mAs dan kVp yang tepat sangat penting untuk mengoptimalkan dosis radiasi
dan kualitas gambar. Mengurangi mAs sambil menahan kVp konstan mengurangi dosis
radiasi ke pasien. Dosis juga dikurangi jika kVp dikurangi sementara mAs dipertahankan
konstan. Namun, terlalu banyak menurunkan kVp dapat mengakibatkan peningkatan
dramatis dalam jumlah sinar-x yang dilemahkan oleh jaringan pasien, karena sinar x-ray
akan terlalu lemah untuk menembus pasien. Hal ini terutama berlaku untuk pasien besar.

8.  The Uncoupling Effec / efek pemisahan
menggunakan teknologi digital, gambar kualitas tidak secara langsung terkait dengan
dosis, bahkan ketika Pengaturan mA atau kVp yang digunakan terlalu tinggi, hasil gambar yang
bagus.
 Automatic Tube Current Modulation / Modulasi Arus Tabung Otomatis
Perangkat lunak yang secara otomatis menyesuaikan arus tabung (mAs) agar sesuai
dengan anatomi tertentu daerah semakin banyak digunakan dalam praktek klinis. Perangkat
lunak ini menyesuaikan mAs selama setiap rotasi gantry untuk mengimbangi untuk variasi
besar dalam redaman sinar-x, seperti saat memindai bergerak dari bahu ke seluruh dada.

9.  Slice Thickness / ketebalan irisan :
Ketebalan irisan penting dalam CT dan memiliki pengaruh yang signifikan berdampak pada kualitas gambar. Dalam
diskusi tentang kualitas gambar kami terutama tertarik pada ketebalan irisan (bagaimana data diperoleh) daripada
ketebalan gambar (bagaimana data direkonstruksi)
 Field of View / bidang pandang :
Scan field of view (SFOV) menentukan area, di dalam gantry, yang data mentahnya diperoleh.
Memindai data adalah selalu diperoleh di sekitar isocenter gantry. Pajangan bidang pandang (DFOV)
menentukan berapa banyak, dan apa bagian, dari data mentah yang dikumpulkan digunakan untuk
membuat gambar.
 Reconstruction Algorithms /Algoritma Rekonstruksi:
Tergantung pada produsennya, fitur ini mungkin disebut algoritma, filter konvolusi, filter FC, atau
sederhananya Saring. Pemindai saat ini menawarkan beberapa pilihan algoritme yang dirancang untuk
merekonstruksi gambar yang optimal tergantung pada jenis jaringan. Dengan memilih algoritme tertentu,
operator memilih bagaimana data disaring dalam proses rekonstruksi. Fungsi filter hanya dapat
diterapkan ke data mentah (bukan data gambar).
 Pitch / Melempar :
Pitch adalah hubungan antara ketebalan irisan dan tabel perjalanan per rotasi selama akuisisi
pemindaian heliks (lihat Bab 5). Pengaturan nada khusus yang tersedia bervariasi dan tergantung pada
nomor baris pabrikan dan detektor dan konfigurasi.

10.  SCAN GEOMETRY:
 Faktor lainnya adalah busur tabung. Secara tradisional, gambar CT adalah diperkirakan terdiri dari
data yang dikumpulkan dari satu putaran 360° dari tabung sinar-x. Dalam hal ini, dua pencocokan
(atau, dalam beberapa) indra, cermin) sampel diambil 180 ° terpisah. Sampel ini menyumbangkan
informasi serupa ke gambar yang direkonstruksi. Dengan merata-ratakan informasi dari dua pandangan
yang sama, gambar biasanya ditingkatkan.
 IMAGE QUALITY DEFINED / KUALITAS GAMBAR DITENTUKAN :
 Kualitas gambar adalah konsep dasar yang berlaku untuk semua jenis gambar termasuk gambar
fotografi dan video sebagai serta berbagai macam gambar yang dihasilkan untuk medis tujuan.
Pada tingkat yang paling mendasar, kualitas gambar adalah perbandingan bayangan dengan benda
sebenarnya. Dalam berbagai menganggap "kualitas" adalah gagasan subjektif dan tergantung
untuk tujuan apa gambar itu diperoleh. Di CT, kualitas gambar berhubungan langsung dengan
kegunaannya dalam memberikan diagnosis yang akurat.
 SPATIAL RESOLUTION / RESOLUSI SPASIAL :
 Resolusi spasial adalah istilah lain yang digunakan untuk resolusi detail. Resolusi spasial adalah
kemampuan sistem untuk menyelesaikan, sebagai bentuk terpisah, benda-benda kecil yang sangat
berdekatan.Contoh tantangan pencitraan yang bergantung pada spasial resolusi adalah dua kontras
iodinasi berdiameter 1 mm- arteri terisi yang hanya berjarak 1 mm, dan pecahan tulang kecil di
pergelangan kaki yang remuk.

11.  CONTRAST RESOLUTION / RESOLUSI KONTRAS:
 Aspek utama kedua dari kualitas gambar adalah resolusi
kontras (atau resolusi kontras rendah). Ini adalah
kemampuan untuk membedakan struktur yang hanya
sedikit berbeda dalam kepadatan dari sekitarnya.
 TEMPORAL RESOLUTION / RESOLUSI SEMENTARA :
 mengacu pada karakteristik yang dibatasi oleh waktu. Itu
resolusi temporal suatu sistem mengacu pada seberapa
cepat data diperoleh. Resolusi temporal dikendalikan oleh
kecepatan rotasi gantry, jumlah saluran detektor dalam
sistem, dan kecepatan sistem dapat merekam sinyal yang
berubah. Resolusi temporal suatu sistem biasanya
dilaporkan dalam milidetik (ms), yaitu: seperseribu detik.

12. CT SCAN
 Pemeriksaan Computerized Tomography scan
atau CT SCAN merupakan suatu cara untuk
melihat bagian tubuh manusia secara detail. CT
Scan adalah prosedur diagnosis yang
menggunakan komputer dan mesin sinar x yang
berputar untuk mambuat gambar penampang
tubuh . Gambar-gambar ini memberikan
informasi yang lebih rinci dari pada gambar
sinar x biasa. Mereka dapat menunjukkan
jaringan lunak, pembuluh darah dan tulang
diberbagai bagian tubuh.

13. APPLICATION OF VOLUME SCANNING
CT Fluoroscopy
CT Fluoroscopy, atau pencitraan kontinu, tergantung pada: metode akuisisi data
spiral/heliks, pemrosesan berkecepatan tinggi, dan algoritma pemrosesan gambar yang
cepat untuk rekonstruksi citra. Dalam CT konvensional, jeda waktu antara akuisisi data
dan rekonstruksi gambar membuat tampilan gambar secara real-time menjadi tidak
mungkin. CT fluoroskopi memungkinkan untuk rekonstruksi dan tampilan gambar
secara real-time dengan variable frame rate.
CT Angiography
CT Angiografphy didefinisikan sebagai pencitraan CT darah pembuluh darah
diburamkan oleh media kontras (Kalender, 1995). Selama injeksi kontras, seluruh area
yang diinginkan dipindai dengan CT spiral/heliks dan gambar direkam ketika kapal
sepenuhnya buram untuk menunjukkan fase peningkatan arteri atau vena. CT
angiografi menggunakan prinsip pencitraan 3D untuk menampilkan gambar pembuluh
darah melalui injeksi media kontras intra-vena dibandingkan dengan yang dari
angiogram intra-arteri.

14.  CT Endoscopy —
Virtual Reality Imaging
Realitas virtual adalah cabang
ilmu komputer yang membenamkan
pengguna dalam lingkungan yang
dihasilkan komputer dan
memungkinkan mereka untuk
berinteraksi dengan adegan 3D.
Penerapan konsep realitas virtual
untuk penciptaan pandangan bagian
dalam dari struktur tubular disebut
endoskopi virtual.
 Cardiac CT Imaging
Untuk membayangkan detak
jantung dengan tujuan mengurangi
artefak gerak dan hilangnya kedua
spasial dan resolusi kontras,
pemindai CT cepat seperti
pemindai EBCT diperkenalkan untuk
mengatasi masalah ini dan
menghasilkan diagnostik yang baik
gambar hati.

15. CT Screening
Kualitas gambar yang sangat baik dan kecepatan arus
Pemindai MSCT telah membuka aplikasi CT lainnya untuk
pencitraan '' orang sehat sebagai sarana untuk menyaring penyakit
dini '' (Horton et al, 2004). Konsep ini disebut sebagai skrining CT.
Skrining CT sekarang sedang diselidiki sebagai potensi alat untuk
pencitraan individu tanpa gejala untuk manfaat terkait dengan
skrining jantung, kanker paru-paru skrining, kolonoskopi virtual, dan
seluruh tubuh pencitraan (Furtado et al, 2005) untuk tujuan utama
deteksi dini penyakit. Namun, CT penyaringan telah mengalami
kontroversi dan perdebatan yang signifikan hingga saat ini, dan oleh
karena itu tidak akandibahas lebih lanjut dalam teks ini.

16.  CT NUMBER ACCURACY AND UNIFORMITY
Akurasi dan Linearitas
CT Numbers terkait dengan koefisien atenuasi objek dengan persamaan berikut:
adalah koefisien atenuasi air. Berdasarkan definisi ini, dua titik didefinisikan secara tepat pada skala CT
numbers. Yang pertama adalah air dengan CT numbers 0 dan yang kedua adalah udara dengan CT numbers dari -
1000. Karena air mirip dengan jaringan lunak dalam hal karakteristik redaman, penting untuk menetapkan
keakuratannya untuk CT scanning. Hampir semua produsen CT menyediakan phantom yang diisi dengan air untuk
pengujian tersebut. Ketika phantom dipindai, jumlah CT rata-rata di dalam air porsi harus cukup dekat dengan
0.Linearitas adalah parameter penting lainnya dalam kualitas gambar CT. Linearitas mengacu pada hubungan CT
numbers dengan koefisien atenuasi linier dari objek yang akan dicitrakan. Hal ini dapat diperiksa dengan: tes
kalibrasi harian, di mana phantom yang sesuai dipindai untuk memastikan bahwa CT numbers untuk air dan bahan
lain yang diketahui dari mana phantom dibuat adalah benar. Karakteristik phantom tersebut diberikan pada Tabel
9-1. Sebagai ilustrasi, Gambar 9-23 menggambarkan bagian linieritas Catphan dengan silinder besar yang diisi
dengan Teflon, Delrin, akrilik, polistirena, udara, polimetilpen nene, dan polietilen densitas rendah. CT number dari
silinder yang direkonstruksi digunakan untuk memeriksa penerimaan sistem CT. CT number rata-rata juga dapat
diplot sebagai fungsi dari koefisien atenuasi dari bahan phantom. Hubungan tersebut harus berupa garis lurus (Gbr.
9-24) jika pemindai berfungsi dengan baik (Bushong, 1997).

17. WINDOW SETTINGS
Window Width
Lebar jendela menentukan jumlah bidang Hounsfi unit diwakili pada gambar c tertentu. Perangkat
lunak menugaskan nuansa abu-abu ke nomor CT yang termasuk dalam kisaran terpilih. Semua nilai yang
lebih tinggi dari rentang yang dipilih akan muncul putih, dan nilai apa pun yang lebih rendah dari rentang
akan tampak hitam. Dengan meningkatkan lebar jendela, biasanya disebut sebagai "pelebaran lebar,"
lebih banyak nomor diberikan untuk masing-masing bayangan abu-abu.
Menggunakan skenario yang disederhanakan untuk mendemonstrasikan skala abu-abu dan lebar
jendela, asumsikan bahwa kita memiliki 10 warna abu-abu tersedia. Kami telah memilih 300 sebagai
lebar jendela kami. Oleh karena itu, hanya 300 (dari lebih dari 2.000 kemungkinan nilai densitas dalam
skala kami) yang akan ditampilkan pada gambar sebagai bayangan abu-abu. Semua yang lain akan
menjadi hitam atau putih. Dicontoh ini, 30 unit lapangan Hounsfi yang berbeda akan dikelompokkan
bersama-sama dan diwakili oleh setiap warna abu-abu digambar .
Jika lebar jendela diatur pada 300, yang mana 300 bidang Hounsfi? nilai, dari semua yang mungkin,
akan ditampilkan? Sekarang itu kami telah memilih jumlah unit lapangan Hounsfi untuk menjadi
ditampilkan dengan memilih lebar jendela, sekarang kita perlu menentukan rentang nilai yang akan
ditampilkan.

18. Window Level
Level jendela memilih nilai CT tengah dari lebar jendela . Istilah tingkat jendela dan
pusat jendela sering digunakan secara bergantian. Jendela level memilih nomor lapangan
Hounsfi mana yang ditampilkan foto.
Menjawab pertanyaan yang diajukan pada paragraf sebelumnya, unit bidang
Hounsfied tertentu yang akan dimasukkan dalam gambar kita sepenuhnya bergantung
pada level jendela yang dipilih. Jika 0 dipilih sebagai level jendela, bidang Hounsfi nilai
yang direpresentasikan sebagai bayangan abu-abu pada gambar ini akan berkisar dari 150
hingga 150 .
Sekarang asumsikan lebarnya tetap tidak berubah pada 300, tapi pusat dipindahkan
ke 200. Menentukan kisaran Nilai bidang Hounsfi hanya membutuhkan aritmatika
sederhana. Pertama, membagi lebar jendela menjadi dua. Selanjutnya, kurangi hasil bagi
dari tingkat jendela untuk menentukan batas bawah rentang, dan tambahkan hasil bagi ke
tingkat jendela ke menentukan batas atas. Rentang baru bidang Hounsfi angka yang akan
dimasukkan dalam skala abu-abu adalah dari 50 hingga 350 .

19. Terima Kasih 