Multi Slice Computed Tomography MSCT

8/19/2019 Multi Slice Computed Tomography MSCT

1/17

Multi Slice Computed Tomography (MSCT)

(c) Daniel Kartawiguna, 2009 Page 1 of 17

Multi Slice Computed Tomography (MSCT)1 Oleh:

Daniel Kartawiguna,ST.,MM.,M.Acc.2

A. PENDAHULUAN

Computed Tomography (CT Scan) atau Pemindai Tomografi Komputer adalah sebuah

peralatan pencitraan sinar-X yang dipadukan dengan komputer pengolah data sehingga

mampu menghasilkan gambar potongan melintang dari tubuh. Perkembangan CT Scan

dimulai pada awal tahun 1970-an dimana pada tahun 1972, Sir Godfrey Newbold

Hounsfield (28 Agustus 1919 – 12 Agustus 2004) dan Ambrose yang bekerja di Central

Research Labs. perusahaan rekaman musik Electric and Musical Industries Ltd (EMI,

Ltd) di London, Inggris menghasilkan gambar klinis pertama dengan CT Scan hasil

penemuannya. Pengembangan pesawat CT Scan merupakan saat pertama kali teknologi

komputer memegang peranan utama dalam pengolahan dan pembentukan gambar diagnostik

medis. Diperkenalkannya CT Scan pada tahun 1972 adalah merupakan pekembangan yang

revolusioner dalam bidang pencitraan medis sejak ditemukannya sinar-X oleh WilhelmConrad Röntgen (27 Maret 1845 – 10 Februari 1923). Kelanjutan perkembangan teknologi

Tomografi Komputer sejak ditemukanya lebih dari 35 tahun yang lalu telah menjadi sangat

dramatis pada masa sekarang ini.

CT Scan telah berkembang menjadi sebuah metode pencitraan medis yang sangat diperlukan

dalam pemeriksaan radiodiagnostik sehari-hari. Teknik ini merupakan metode pencitraan non-

invasif pertama yang mampu menampilkan gambar bagian dalam tubuh manusia yang tidak

terpengaruh oleh superposisi dari struktur anatomi yang berbeda. Ini dimungkinkan oleh

karena pada teknik pencitraan ini seluruh informasi dari obyek diproyeksikan pada bidang dua

dimensi dengan menggunakan teknik algoritma rekonstruksi gambar yang diolah dengan

bantuan komputer. Sehingga pada akhirnya diperoleh gambar 2 dimensi seperti yang

umumnya terlihat pada pemeriksaan fluoroskopi tanpa kehilangan informasi 3 dimensinya.Oleh karena itu, CT Scan menghasilkan gambar dengan kontras yang lebih tinggi bila

dibandingkan dengan gambar yang dihasilkan dengan teknik radiografi konvensional. Selama

tahun 1970-an, teknik ini merupakan sebuah langkah yang sangat mengagumkan menuju

kemajuan teknik radiodiagnostik dalam dunia medis.

B. ARAH PERKEMBANGAN TEKNOLOGI CT SCAN

Arah pengembangan teknologi tomografi komputer pada saat ini lebih diutamakan ke masalah

peningkatan kecepatan pencitraan dengan detektor multi irisan, peningkatan resolusi gambar,

dan pengurangan dosis radiasi yang diterima pasien. Sedangkan untuk pengembangan

aplikasinya lebih dipengaruhi oleh teknologi pengolahan citra digital baik dalam bentuk 2

dimensi maupun 3 dimensi. Dengan teknologi ini maka banyak jenis pemeriksaan yangdulunya bersifat invasif dapat digantikan oleh pemeriksaan CT yang bersifat non-invasif

dengan tingkat keakuratan yang dapat dipertanggungjawabkan.

1 Disampaikan dalam rangka Pelatihan Peningkatan Kompetensi Teknik Elektromedik, IKATEMI JAWA

TENGAH di Semarang pada tanggal 5 Maret 2009 dan Pelatihan Dasar CT Scan bagi lulusan Prodi D-III Teknik

Radiodiagnostik dan Radioterapi Poltekes Kemenkes Semarang TA.2009/2010 pada tanggal 24 Juli 2010.2 Technical Manager, PT. Siemens Indonesia – Healthcare Sector, Jakarta; Asisten Ahli Fakultas Ilmu Komputer

Universitas Bina Nusantara, Jakarta; dan Dosen Tidak Tetap Jurusan Biomedical Engineering - Swiss German

University, Bumi Serpong Damai.


2/17



Perkembangan teknologi CT Scan secara komersial dimulai antara tahun 1972 – 1974. Pada

tahun 1974 perusahaan Siemens dari Jerman memproduksi CT Scan pertamanya yang hanya

dapat digunakan untuk pemeriksaan kepala dan diberi nama Siretom. Pesawat ini bekerja

dengan prinsip gerakan pemindaian translasi dan rotasi (searah dan berlawanan). Pemindaian

dilakukan secara berurutan irisan demi irisan (sekuensial) dengan kecepatan putaran gantri 5

detik/rotasi. Menggunakan 2 baris detektor, sehingga dapat dilakukan pengambilan 2 irisansekaligus dalam sekali akuisisi. Gambar yang dihasilkan hanya memiliki resolusi 80 x 80

matriks dan gambar dapat ditampilkan dalam waktu sekitar 5 sampai 7 menit. Sejak itu

dimulaikan inovasi yang sangat hebat dilakukan dalam meningkatkan waktu pemindaian

(kecepatan) dan kualitas gambar.

Pada tahun 1987, perusahaan Siemens memperkenalkan CT Scan dengan teknologi slip ring

yang pertama di dunia yang diberi nama Somatom Plus. Teknologi slip ring memungkinkan

gerakan rotasi tabung sinar-X dan detektor yang terus menerus (kontinu) mengelilingi pasien.

Akuisisi gambar dilakukan secara sekuensial, waktu putar gantri 1 detik, ukuran matriks

gambar hasil rekontruksi ditingkatkan menjadi 512 x 512, dan penampilan gambar dapat

dipercepat hingga 8 detik.

Gambar 1. Teknik akuisisi gambar pada spiral CT Scan.

Tahun 1989, diperkenalkan sistem CT Scan spiral atau helical pertama di dunia dengan nama

Somatom Plus S oleh Perusahaan SIEMENS Jerman. Kemudian dilanjutkan pada tahun 1993

dengan sub-seconds spiral CT yaitu pesawat CT dengan kecepatan rotasi kurang dari 1 detik.

Tahun 1998, Siemens memproduksi pesawat multislice CT (MSCT) pertama dengan detektor

2 baris (Somatom Volume Access) dan 4 baris (Somatom Volume Zoom). Dalam bidang

teknologi detektor, Siemens berhasil mengembangkan material Ultra Fast Ceramic (UFC)

pada tahun 1996. Tahun 1999 dimulai aplikasi CT pada pemeriksaan jantung dengan aplikasi

calcium scoring dan heartview. Selanjutnya pada tahun 2001 mulai dikembangkan pesawat

MSCT 10 irisan, 16 irisan, 40 irisan dengan nama Somatom SENSATION 10/16/40. Padatahun 2003, Siemens berhasil membuat tabung sinar-X yang diberi nama Straton Z dengan

kapasitas panas keeping anode 0 MHU. Pada tahun yang sama pula SIEMENS berhasil

mengembangkan pesawat MSCT 64 irisan pertama di dunia dengan teknologi Z sampling

yang diberi nama Somatom Sensation 64. Selanjutnya pada tahun 2005, Siemens berhasil

mengembangkan pesawat MSCT tercepat di dunia dengan menggunakan 2 buah tabung sinar-

X dan dua buah detektor yang disebut dengan dual source MSCT atau yang dikenal dengan

DSCT dan diberi nama dagang Somatom Definition. Pada tahun 2007, dikembangkan CT

Scan dengan tingkat dosis radiasi yang lebih rendah (adaptation dose) dan mampu


3/17



memberikan gambaran pemindaian dinamis (adaptation 4D) yang diberi nama Somatom

Definition AS dengan detektor 16, 40, atau 64 irisan dan CT Scan dengan detektor yang

mampu menghasilkan 128 irisan yang diberinama Somatom Definition AS+. Perkembangan

terakhir pada tahun 2008, perusahaan Siemens mengembangkan DSCT dengan detektor yang

mampu menghasilkan 128 irisan dalam sekali akuisisi yang diberi nama Somatom Definition

Flash.

Gambar 2.

Konstruksi DSCT dengan dua tabung sinar-X dan dua detektor.

C. KOMPONEN CT SCAN

Sebuah sistem CT Scan terdiri dari beberapa komponen. Pada umumnya terdiri dari:

• Unit pemindai, yang disebut dengan gantri. Didalamnya terdapat sumber sinar-X dan

unit detektor.

•

Meja pasien.• Unit komputer pengolah gambar.

• Konsol pengendali.

Gambar 3. Komponen-komponen sistem CT Scan.


4/17



Dalam CT Scan, dua komponen utama yaitu unit pembangkit sinar-X (atau tabung), yang

berfungsi sebagai sumber sinar-X, dan unit detektor, yang berfungsi sebagai komponen

pendeteksi sinar X, dikemas dalam unit yang berbentuk cincin yang disebut dengan gantri.

Dalam gantri, detektor diletakan pada posisi yang saling berhadapan dengan sumber sinar-X.

Meja pasien terletak pada bagian yang paling tengah dari gantri.

Gambar 4. Konfigurasi tabung sinar-X dengan detektor di dalam gantri.

Selama pemeriksaan CT scan dilakukan, gantri berputar mengelilingi pasien dan merekam

data proyeksinya. Sinar-X yang menembus tubuh pasien akan mengalami perlemahan

tergantung dari ketebalan dan jenis jaringan. Detektor sinar-X akan menerima sinar-X yang

telah mengalami perlemahan ini dan mengubahnya menjadi cahaya tampak. Selanjutnya,

dioda foto ( photo diode) akan mengubah cahanya ini menjadi sinyal elektronik (analog), yang

kemudian diubah kedalam bentuk sinyal digital oleh rangkaian elektronik detektor yang

terintegrasi. Sinyal digital ini kemudian ditransmisikan melalui serat optik kecepatan tinggi.Gambar dengan tingkat resolusi yang tinggi kemudian dapat dihasilkan secara real time

dengan perhitungan komputer yang kompleks.

Konsol yang terdiri dari papan ketik, mouse, monitor, dan interkom merepresentasikan antar-

muka yang dirancang untuk banyak fungsi. Konsol ini adalah unit pengendali (control unit )

untuk melakukan seluruh prosedur pemeriksaan dan juga digunakan untuk mengevaluasi hasil

pemeriksaan. Selain itu, unruk memingkatkan alur kerja pemeriksaan CT scan agar menjadi

lebih efisien maka dapat ditambahkan konsol kedua yang berupa stasiun kerja (workstation)

yang dapat melakukan fungsi-fungsi yang sama pada saat yang bersamaan pula.

Blok diagram sistem CT Scan secara umum dapat dilihat pada gambar diagram berikut ini:


5/17



Gambar 5. Blok diagram sistem CT Scan.

Secara garis besar sebuah sistem CT Scan terdiri dari 3 komponen utama, yaitu:1.

Sistem Pemindaian (Scan System), yang terdiri dari unit distribusi daya listrik,

generator dan tabung sinar-X, detektor dan sistem pengukuran data, sistem pengendali

putaran gantri, sistem pengendali bagian gantri yang tidak bergerak, sistem meja

pasien, dan sistem pendinginan.

2. Sistem Pengolahan Gambar ( Imaging System) terdiri dari 3 buah unit komputer yaitu:

sistem komputer rekosntruksi gambar (IRS), sistem komputer pengendali (ICS), dan

sistem komputer untuk melakukan post-processing.

3.

Sistem Kontrol/Kendali (Control System) yang terdiri dari beberapa sistem pengendali

mikro yang mengendalikan masing-masing komponen CT Scan dan seluruh sistem ini

bekerja dibawah koordinasi sistem komputer pengendali (ICS) sebagai pengendali

utama.

D. DETEKTOR

Detektor merupakan salah satu komponen utama yang penting dan memegang peranan yang

kritis dalam keseluruhan sistem CT Scan. Berfungsi untuk mendeteksi radiasi sinar-X secara

kuantitatif dengan cara mengubah intensitas berkas sinar-X yang mengenainya menjadi sinyal

elektronik, memperkuat sinyal ini, dan mengubah dari bentuk sinyal analog menjadi bentuk

sinyal digital. Komponen yang menentukan dalam sebuah detektor adalah elemen detektor

yang sensitif terhadap sinar-X dan konfigurasi geometrisnya, preamplifier dan konverter

analog ke digital (ADC). Kebutuhan akan rangkaian elektronik pada detektor, sebagai contoh

preamplifier dan konverter analog ke digital, dapat dengan mudah dispesifikasikan. Tingkat

derau elektronik (noise) yang ditimbulkan oleh komponen-komponen elektronik dalamdetektor harus secara nyata lebih rendah daripada fluktuasi statistik intensitas sinar-X yang

disebabkan oleh derau kuantum (quantum noise). Kebutuhan yang sering dinyatakan adalah

derau elektronik harus tidak lebih besar daripada separuh magnitudo derau kuantum

maksimum yang diperkirakan, dan dapat dinyatakan dalam persamaan σE < 0,5·σQ.

Bagaimanapun juga, beberapa karakteristik sistem detektor yang lainnya dan evaluasinya

secara umum lebih sulit untuk dispesifikasikan.


6/17



Dalam impelentasinya, banyak pendekatan telah didiskusikan dan diikuti. Dalam CT Scan ada

dua prinsip konversi dan jenis detektor utama telah digunakan, yaitu:

a. Bilik Ionisasi (ionization chamber s), kebanyakan diisi dengan golongan mulia yaitu

gas xenon pada tekanan tinggi.

Gambar 6. Detektor bilik ionisasi xenon.

b.

Detektor Skintilasi dalam bentuk kristal, seperti cesium iodida atau cadmium

tungstat, dan material keramik seperti gadolinium oksisulfat.

Gambar 7. Detektor skintilasi. Saat ini digunakan bahan skintilasi keramik yang cepat.

Sketsa dan prinsip kerja dari kedua jenis detektor ini dapat dilihat pada Gambar 6 dan Gambar

7. Sedangkan untuk material semikonduktor, detektor solid state yang menghasilkan sinyal

listrik secara langsung sehingga seringkali disebut sebagai konverter langsung, hingga saat initidak digunakan pada sistem CT scan dalam aplikasi klinis. Pengembangan detektor

semikonduktor ini tidak diharapkan dapat diaplikasikan pada pencitraan klinis dalam waktu

dekat ini.

Bilik ionisasi xenon memberikan beberapa kuntungan: secara prinsip konstruksinya sudah

baik, dan sensitifitas masing-masing kanal detektor secara individu secara tepat adalah sama

karena tekanan gas yang konstan pada seluruh elemen detektor. Tanggapan waktu dari xenon

dengan peluruhan yang cepat dan afterglow yang rendah telah sering dinyatakan sebagai


7/17



tambahan keuntungan penggunaan detektor xenon. Karakteristik temporal akan dijelaskan dan

didiskusikan berikut ini serta perbandingannya dengan sistem detektor semikonduktor (solid

state).

Efisiensi kuantum yang rendah telah didaftarkan sebagai salah satu kelemahan dari detektor

xenon bila dibandingkan dengan material detektor solid sate. Ini tidak berarti bahwa secara

umum sistem detektor xenon berkualitas lebih rendah daripada sistem detektor skintilasi.Seluruh faktor yang mempengaruhi harus dipertimbangkan. Efisiensi total dari sistem detektor

tidak hanya diberikan oleh efisiensi penyerapan kuantum material detektor saja, karena ada

sejumlah faktor lainnya yang berperan. Efisiensi geometris juga penting dan kebanyakan

ditentukan oleh ruang mati antar (dead space) masing-masing elemen detektor. Nilai ini

umumnya dalam orde antara 0,1 hingga 0,2 mm dalam arah berkas kipas untuk elemen

detektor dengan lebar 1 hingga 2 mm. Detektor xenon dapat berbeda secara nyata dalam

unjuk kerjanya tergantung pada rancangannya. Efisiensinya dapat jauh berbeda tergantung

pada tekanan gas, kedalaman ruang bilik elemen detektor, ketebalan dari jendela sebagai pintu

masuk radiasi dan detail konstruksi lainnya.

Kualitas gambar secara umum, khususnya dalam hal tingkah laku artefak yang diakibatkan

oleh tipe detektor, mempengaruhi kemampuan pendeteksian resolusi kontras rendah (low-contrast ) dan juga secara langsung atau tidak langsung menentukan efisiensi dosis radiasi

terhadap sistem secara keseluruhan. Detektor xenon memberikan keuntungan dalam hal ini

oleh karena distribusi gas yang homogen dan resultan tanggapan yang serba sama (uniform).

Sifat ini merupakan alasan mengapa detektor xenon dipilih sebagai detektor sistem CT scan

dalam periode waktu yang cukup lama. Dengan kombinasi dengan tanggapan temporal, ini

juga menjelaskan bagaimana beberapa pabrik mengubah sistemnya dari detektor solid sate

menjadi detektor xenon pada akhir tahun 1980-an, ketika dibutuhkan sistem pemindaian yang

lebih cepat.

Kebutuhan untuk waktu peluruhan (decay time) yang sangat singkat menjadi sangat penting

dengan dikembangkannya sistem dengan waktu pemindaian kurang dari 1 detik (subsecond

scan time). Untuk mengilustrasikan sifat ini dapat dilihat pada grafik berikut ini (Gambar 8).

Gambar 8.

Karakteristik penurunan level sinyal berbagai jenis material detektor setelah mendapatkan

pulsa sinar-X yang singkat.


8/17



Peluruhan sinyal secara temporal setelah pulsa radiasi yang pendek adalah ditentukan oleh

dua buah fenomena:

a. Peluruhan (decay), kecepatan penurunan amplitudo sinyal dari nilai maksimum

menjadi nilai minimumnya.

b.

Afterglow, fase peluruhan kedua yang jauh lebih lambat dengan kontribusi yanglebih rendah terhadap sinyal yang dapat diperkirakan secara bersama-sama dengan

pendekatan fungsi multi eksponensial.

Karakteristik yang unggul dari bahan UFC (ultra fast ceramic), sebuah bahan keramik yang

dihasilkan dari proses sintering (pembuatan obyek dari bahan bubuk yang dipanaskan

dibawah titik leburnya hingga menyatu membentuk bahan padat) dari bahan dasar

gadolinium oksisulfida (Gd2O2S) yaitu bahan dengan waktu peluruhan 10-6

detik.

Pengaruhnya pada resolusi ruang gambar yang dihasilkan dan kualitas gambar dapat

didemonstrasikan secara simulasi seperti pada Gambar 9 berikut ini.

Gambar 9. Pengaruh afterglow pada resolusi gambar.

Pengaruh karakteristik peluruhan pada resolusi ruang (spatial resolutions) juga telah

dibuktikan secara langsung dengan membandingkan sebuah detektor UFC dengan sebuah

detektor xenon pada sistem CT scan yang sama dan peningkatan resolusi yang nyata diperolehdari detektor UFC. Keunggulan dalam kualitas gambar yang diperoleh secara langsung akan

meningkatkan efisiensi dosis radiasi. Berkaitan dengan itu, tanggapan temporal juga

dipertimbangkan sebagai karakteristik detektor yang penting berhubungan dengan dosis selain

efisiensi kuantum. Dalam sembarang kasus, kecepatan pemindaian yang sangat tinggi yang

telah dicapai saat ini, detektor xenon tidak lagi dipertimbangkan dalam pengunaannya sebagai

standar teknologi peralatan CT scan.

Kelemahan lebih jauh pada detektor xenon adalah kenyataan bahwa susunan linier (array

linier ) untuk pemindaian irisan tunggal dapat dibangun dengan mudah, tetapi untuk rancangan

detektor berbaris banyak (multi-row) akan sangat sulit dibuat dengan detektor xenon. Oleh

sebab itu, seluruh detektor multi-row pada masa yang lalu dan seluruh sistem detektor yang

baru telah dibuat dengan bahan keramik atau kristal skintilasi.

Efisiensi geometris yang tinggi adalah sebuah kebutuhan yang penting pada detektor multi-

row secara khusus. Ini akan berdampak pada ruang mati (dead space) harus seminimum

mungkin. Pembatas antar elemen detektor atau septa sebagai kolimator anti-hamburan yang

digunakan untuk membatasi radiasi hambur yang mengenai elemen detektor yang

bersebelahan umumnya memiliki lebar 0,1 hingga 0,2 mm, sementara jarak antar komponen

elektronik dalam arah sumbu-z adalah sekitar 0,1 mm. Sehingga nilai efisiensi geometris

terbaik yang tersedia saat ini adalah sekitar 80% hingga 90%. Pengurangan efisiensi


9/17



geometris harus diterima untuk deretan detektor dengan jarak pemisahan antar elemen

detektor yang lebih tipis dalam arah sumbu-z.

Contoh dari susunan detektor multi-row dapat dilihat pada Gambar 12 sampai dengan Gambar

15 berikut ini. Jenis detektor ini diperkenalkan pada pasar tahun 1988 untuk pesawat CT scan

4 irisan. Oleh karena pertimbangan biaya, masing-masing elemen detektor tidak diberikan

kanal elektronik lengkap yang sepenuhnya terpisah untuk tiap elemen. Bagaimanapun jugatebal irisan yang lebih besar dari lebar maising-masing elemen detektor akan diperoleh

dengan penggabungan sinyal dari beberapa elemen sekaligus dalam arah sumbu-z yang

kemudian diperkuat dan diubah menjadi bentuk digital. Ini berdampak pada kemampuan

untuk mendefinisikan lebar irisan dengan kombinasi sinyal secara elektronik, dimana berkas

sinar-x dikolimasikan pada sisi sumber radiasi dengan cara yang sudah umum.

Gambar 10. Struktur rangakaian elektronik pada sistem pengukuran data.

Sebagai contoh dalam pesawat CT Scan dengan 64 irisan, elemen detektor menggunakan

bahan Ultra Fast Ceramic (UFC) yang disusun dan dirangkai dengan prinsip banyak irisan

(multi-slice). Detektor dengan 40 baris diposisikan dalam arah sumbu-z. Secara keseluruhan

ada 672 kanal detektor dalam masing-masing baris. Dari total 672 kanal dikelompokkan

dalam 42 modul yang masing-masing terdiri dari 16 kanal elemen detektor x 40 baris yang

masing-masing dihubungkan pada sebuah modul Front End Electronic (FEE). Susunan

detektor yang tiap modulnya terdiri dari 16 kanal x 10 baris dihubungkan pada rangkaian

SliceSelect MUX (multiplekser). Masing-masing 40 kanal masukan dihubungkan ke 16 buah

multiplekser pemilihan irisan (SliceSelect MUX ). Jadi detektor 40 baris dikonversi menjadi 32

irisan tergantung pada mode pemilihan irisan yang dipilih saat akuisisi data. Penghitungan

nomor irisan dimulai dari baris detektor yang paling belakang. Modul FEE berisi seluruh

komponen elektronik yang diperlukan untuk memperkuat sinyal (integrator) dan komponen

untuk mengubah sinyal analog menjadi data digital (ADC) serial. 32 kanal keluaran dari unit

multiplekser pemilihan irisan masing-masing dihubungkan pada 16 buah integrator. Dalam

integrator sinyal analog ini diintegrasikan dan diubah menjadi sinya digital serial oleh

konverter analog ke digital ( A/D converter ). Blok diagram dari modul detektor dan modul

FEE dapat dilihat pada Gambar 11 berikut ini.


10/17



Gambar 11. Multiplekser, Integrator, dan ADC pada modul detektor.

Gambar 12. Struktur detektor banyak baris dengan susunan isotropik.

Gambar 12 menunjukan solusi secara teknis yang dikembangkan oleh GE Medical System. 16

baris deretan detektor yang memiliki ketebalan minimum 1,25 mm pada pusat putaran dapat

dikombinasikan menjadi irisan tunggal dengan ketebalan 1,25 mm, 2,5 mm, 3,75 mm, atau 5

mm secara berurutan. Toshiba Medical System menawarkan solusi yang hampir mirip dengan

struktur detektor mendekati isotropis dalam susuan matriks yang secara teknis lebih rumit

dengan 34 baris elemen detektor yang diimplementasikan pada Aquilion. Pada empat baris

bagian yang paling dalam masing-masing memiliki ketebalan 0,5 mm, diikuti pada setiap sisi

oleh 15 baris elemen detektor dengan ketebalan 1 mm. Disini juga, hanya 4 irisan dapat


11/17



dihasilkan secara simultan, dalam kasus ini 4 irisan dengan ketebalan 0,5 mm, 1 mm, 2 mm, 4

mm, atau 8 mm secara berurutan.

Sebuah solusi alternatif yang secara prinsip menggunakan pendekatan yang hampir mirip,

tetapi dicoba untuk meminimumkan ruang mati, telah dikembangkan oleh Siemens

bekerjasama dengan Elscint dan diterapkan pada Siemens SOMATOM VOLUME ZOOM

dan pada MARCONI Mx8000. Rancangannya dikenal dengan nama adaptive array yangdapat dilihat pada gambar, dimana hanya dua baris yang paling tengah memiliki ketebalan 1

mm, sementara baris lainnya yang menjauhi pusat detektor memiliki ketebalan yang makin

meningkat. Ketebalan irisan gambar disini juga ditentukan oleh kolimator yang terletak pada

sisi tabung sinar-x ( pre-patient collimator ) dan kolimator pada sisi detektor ( post-patient

collimator ) secara bersama-sama. Tentu saja tambahan kolimator pada sisi detektor dapat

ditambahkan dengan mudah untuk keperluan ini. Sebuah keunggulan yang penting dari

konfigurasi detektor adaptive array adalah elemen detektor yang paling luar memiliki

ketebalan yang paling tebal, dalam kasus ini 5 mm, tidak memilki septa dan tidak

menyebabkan pengurangan efisiensi geometris. Pemilihan irisan yang sangat tipis adalah

dimungkinkan dengan mengecilkan bukaan kolimator pada sisi tabung sinar-x dan

pembatasan hanya disebabkan oleh dua baris detektor yang paling tengah.

Gambar 13.

Konfigurasi Adaptive Array Detector yang tersusun secara anisotropik 8 baris 4 irisan.

Dua buah konsep detektor yang dijelaskan di sini, yaitu detektor dengan struktur regular yang

isotropik dan detektor dengan struktur anisotropik (adaptive array), menunjukan kemajuan

teknologi yang menyakinkan dalam perkembangan teknologi detektor CT scan. Pembuatandetektor 2 baris cukup mudah dan telah diterapkan pada CT scan saat pertama kali

dikembangkan tahun 1974. Penguasaan teknologi susunan detektor pertama kali dicapai

dengan keberhasilan perancangan sistem pemindaian 4 irisan yang selanjutnya berkembang

dengan jumlah irisan yang makin meningkat. Solusi produk seperti ini tersedia dipasaran saat

ini. Sebagai contoh sisten CT Scan dengan 40 baris detektor yang dapat mengakusisi 64 irisan

seperti yang ditunjukan pada gambar berikut, yang merupakan konsep dari pesawat Siemens

Sensation 64. Kombinasi dari susunan isotropik diperlihatkan disini, kadang-kadang disebut

sebagai susunan campuran (hybrid array), yang saat ini nampaknya lebih dipilih sebagai


12/17



solusi secara teknis yang digunakan oleh banyak pabrik. Dengan meningkatnya jumlah baris

dan jumlah irisan yang dapat diakuisisi secara bersamaan lebih lanjut kita dapat melihat

meningkatnya susunan isotropik. Sebuah contoh pengembangan detektor yang dilakukan oleh

Toshiba Medical System seperti yang ditunjukkan pada Gambar 15, sebuah prototipe detektor

256 baris yang dapat melakukan akuisisi gambar 256 irisan dengan tebal 0,5 mm secara

simultan.

Gambar 14.

Susunan detektor campuran 40 baris yang memungkinkan akuisisi 64 irisan dengan teknik z-

flying focal spot (Siemens Somatom Sensation 64).

Gambar 15. Susunan detektor untuk CT scan 256 irisan dari Toshiba.

Seluruh usaha pengembangan yang lebih baru juga mencerminkan kecenderungan untuk

mencapai irisan yang semakin tipis, sebagai contoh adalah usaha untuk memberikan resolusi


13/17



yang makin tinggi dalam arah sumbu-z. Pengenalan konsep double z-sampling bekerja pada

arah yang sama dan memberikan alternatif yang sangat efektif dan elegan daripada ekspansi

sistem detektor secara fisik yang sangat memakan biaya. Pada saat yang bersamaan, konsep

ini juga akan menghindari kerugian dalam efisiensi geometris yang disebabkan ketika septa

tambahan diberikan pada detektor sebagai sebuah solusi alternatif untuk mendapatkan

cuplikan yang lebih halus.

Konsep alternatif pengembangan detektor selanjutnya muncul dari teknologi panel datar ( flat

panel detector ) yang dikembangkan pada bidang radiografi digital. Penggunaannya dan

kemampuannya dalam pencitraan CT scan sedang diteliti dengan intensif pada saat ini.

Gambar 16.

Prototipe CT Scan dengan detektor panel datar ( flat panel detector ) dan contoh gambar yang

dihasilkannya.

E. TABUNG SINAR-X

Pabrik pembuat sistem CT Scan menggunakan tabung sinar-X dengan ukuran titik fokus yangvariabel. Serupa pada dunia fotografi: gambar dengan kontras rendah memerlukan ukuran

titik fokus yang besar, sedangkan untuk gambar dengan resolusi tinggi dengan irisan yang

tipis memerlukan titik fokus yang kecil. Berkaitan dengan daya yang diperlukan, tabung yang

digunakan pada CT scan moderen memiliki tingkat daya antara 20 hingga 80 kW pada

tegangan 80kV hingga 140kV. Tentu saja pesawat CT hanya dapat beroperasi pada daya

maksimum dalam periode waktu yang terbatas. Keterbatasan ini ditentukan oleh sifat dari

anoda putar tabung dan generator pembangkit sinar-X yang digunakan. Untuk mencegah

terjadinya beban yang berlebihan pada unit sinar-X, maka daya harus dikurangi pada saat

dilakukan pemindaian dalam waktu yang lama. Pengembangan sistem detektor banyak irisan

(multislice detector systems) secara praktek berusaha untuk mengurangi keterbatasan ini,

karena sistem detektor yang demikian lebih efisien digunakan dengan daya tabung yang

tersedia.

Sejak ditemukannya sinar-X, para insinyur tidak pernah berhenti untuk mencoba

meningkatkan kapasitas penyimpanan panas dari tabung pembangkit sinar-X dengan tujuan

untuk meningkatkan kemampuan tabung dalam membangkitkan sinar-X secara kontinu. Pada

tahun 2003, Siemens telah menetapkan standar acuan baru dalam teknologi tabung

pembangkit sinar-X dengan memperkenalkan teknologi STRATON® yang revolusioner.

Teknologi ini didasarkan pada sistem pendinginan langsung pada keping anoda putar tabung

sinar-X.


14/17



Gambar 17.

Tabung sinar-X STRATON bila dibandingkan dengan sebuah telepon genggam.

Tabung sinar-X konvensional menggunakan anoda putar yang berada dalam ruang vakum.

Pertukaran panas yang terbatas antara anoda dengan oli pendingin mengakibatkan kecepatan pendinginan yang lambat dan menimbulkan penimbunan panas pada kebing anoda. Jadi,

anoda yang besar diperlukan agar mampu menyimpan panas dalam jumlah yang besar yang

dihasilkan selama pemeriksaan dengan sinar-X dilakukan.

Gambar 18. Konstruksi tabung sinar-X konvensional.

Sebaliknya, pada tabung sinar-X STRATON yang dikembangkan oleh Siemens, memberikan

inovasi pendinginan dengan oli secara langsung pada anoda yang diposisikan dengan ball

bearing yang terletak pada bagian luar ruang hampa. Serupa dengan Electron Beam CT

(EBCT), arah berkas elektron ditentukan dan dikendalikan oleh sebuah medan

elektromagnetik, yang seluruhnya berada dalam kemasan tabung sinar-X. Teknologi ini

menjamin kecepatan pendinginan anoda yang sangat tinggi, menghasilkan waktu rotasi yang

sangat cepat. Sebagai tambahan, ukuran komponen tabung yang ada pada bagian dalam

kemasan adalah jauh lebih kecil bila dibandingkan dengan tabung sinar-X konvensional,

menghasilkan bentuk rancangan tabung sinar-X yang ramping. Dengan tabung sinar-X yang

ramping maka kecepatan putaran gantri dapat ditingkatkan hingga 0,33 detik/putaran hingga

0,28 detik/putaran.


15/17



Gambar 19.

Konstruksi tabung sinar-X STRATON dengan sistem pendinginan langsung.

Gambar 20.

Arah berkas elektron yang dikendalikan oleh medan elektromagnetik

pada tabung STRATON Z.


16/17



F. PERANGKAT LUNAK dan APLIKASI

Dari sisi aplikasi perangkat lunak, SIEMENS mengembangkan satu aplikasi umum untuk

seluruh sistem pencitraan madis yang diberi nama SYNGO. Sistem perangkat lunak ini

diharapkan dapat menjadi sistem operasi bagi seluruh pesawat pencitraan medis: CT Scan,

MRI, USG, Angiografi, dan Pencitraan Molekuler, sehingga pengguna tidak perlu belajar

perangkat lunak yang baru apabila mempelajari sistem/alat yang berbeda.

Saat ini berbagai macam aplikasi untuk pemeriksaan jantung, pembuluh darah, paru-paru,

rekonstruksi gambar 3 dimensi, multiplanar reconstruction, perfusion, dan sebagainya telah

dikembangkan. Paket-paket aplikasi yang dikembangkan oleh Siemens antara lain adalah

syngo 3D Basic, syngo 3D Volume Rendering Technique, syngo Dynamic Evaluation, syngo

Dental CT, syngo Fly Through, syngo Image Fusion, syngo Osteo CT, dan syngo Volume

Calculation. Sedangkan paket aplikasi yang bersifat lanjut adalah syngo Argus Viewer, syngo

Argus Function, syngo Calcium Scoring, syngo Colonography dengan PEV, syngo

HeartView CI, syngo InSpace 4D, syngo LungCARE CT dengan NEV, syngo Neuro

Perfusion CT, syngo Body Perfusion CT, syngo Pulmo CT, dan syngo Vessel View.

Dalam perangkat lunak aplikasi klinis secara umum dapat dibagi menjadi 4 bagian (engine),yaitu:

1.

Aplikasi Neuro

2. Aplikasi Jantung

3.

Aplikasi Onkologi

4.

Aplikasi Perawatan Gawat Darurat (acute care)

G. PENUTUP

MSCT saat ini menjadi alat bantu pencitraan medis yang berdaya guna tinggi yang

kemampuannya terus dikembangkan dengan meningkatnya jumlah baris susunan detektor dan

peningkatan teknik pemrosesan gambar yang dihasilkan dengan perangkat lunak komputer.

Kecepatan dan jakauan volume yang dapat diakuisisi membuat MSCT sangat ideal untuk

digunakan pada pemeriksaan pasien dengan multi trauma. Kualitas gambar yang belum

pernah tercapai sebelumnya, bahkan dengan keberadaan bahan implan logam atau peralatan

fiksasi dalam tubuh pasien membuat MSCT sangat ideal untuk pemeriksaan struktur tulang

kerangka tubuh, jaringan lunak, dan kelainan tulang rawan.

Dengan peningkatan kemampuan resolusi temporal MSCT antara 135 ms hingga 175 ms

maka dapat dilakukan pemeriksaan jantung dengan denyut antara 60 hingga 70 pulsa per

detik. Untuk mencapai denyut nadi yang rendah dan konstan diperlukan pemberian obat beta

blocker pada pasien. Sedangkan dengan DSCT, resolusi temporal yang dapat dicapai adalah

83 ms dengan kecepatan rotasi gantri 0,33 detik/putaran. Pemeriksaan jantung dengan sistem

ini dapat dilakukan tanpa menggunakan beta blocker sehingga mempercepat persiapan pemeriksaan dan lebih nyaman bagi pasien. Bahkan untuk pasien dengan denyut jantung yang

tidak regular pun dapat diperiksa dengan sistem DSCT ini.

Hingga saat ini perkembangan teknologi CT Scan telah berhasil melakukan pencitraan

jantung pada denyut yang normal dan bahkan untuk pasien dengan kondisi denyut jantung

yang tidak regular dapat dilakukan pemeriksaan dengan DSCT. Keluarga DSCT dengan dua

tabung sinar-X dan dua detektor dapat mencapai resolusi temporal dibawah 100 ms. Selain itu

dengan penggunaan dua buah tabung sinar-X dalam satu gantri memungkinkan


17/17



dikembangkan aplikasi dual energy yang mampu melakukan pendeteksian jenis jaringan

sehingga sebagai contoh dapat dilakukan pemisahan jaringan tulang dan jaringan lunak secara

otomatis. Dari segi cakupan detektor maka dengan penggunaan MSCT multi irisan

dimungkinkan melakukan pencitraan organ dalam hanya sekali rotasi. Terakhir, dengan

berkembangnya teknologi tabung sinar-X yang lebih kompak dan efisien dalam proses

pendinginannya maka dapat dilakukan pemeriksaan untuk pasien obesitas dengan kualitas

gambar yang prima dan mampu melakukan pemeriksaan dengan jangkauan daerah yang lebihluas dan cepat.

DAFTAR PUSTAKA

Buzug, Thorsten M. 2008. Computer Tomography - From Photon Statistics to Modern Cone-

Beam CT . Berlin Heidelberg: Springer-Verlag.

Kalender, Willi A. 2005. Computed Tomography: Fundamentals, System Technology, Image

Quality, Applications. Erlangen, Jerman: Publicis Corporate Publishing.

=== /// ===

Date post:	07-Jul-2018
Category:	Documents
Upload:	toto-awaludin
View:	242 times
Download:	0 times

Multi Slice Computed Tomography MSCT

Documents