Arif Jauhari
Pendahuluan
Magnetic Resonance Imaging (MRI) merupakan modalitas radiologi diagnostik imajing yang menggunakan sistem magnetisasi dalam upaya memvisualisasikan citra hasilnya. Untuk menunjang upaya tersebut, modalitas MRI mempunyai sistem instrumentasi yang terdiri dari: Magnet utama; Gradien Magnet atau Gradien Coil; Radiofrekuensi; dan Sistem Komputer.
1. Magnet Utama
Magnet utama adalah magnet yang memproduksi kuat medan yang besar dan mampu menginduksi jaringan atau objek. Sehingga menimbulkan magnetisasi dalam objek itu sendiri. Medan magnet yang digunakan untuk diagnosis medis mempunyai jangkauan antara 0,1 Tesla sampai 3,0 Tesla (Bontrager 2001).
Pembangkitan medan magnet untuk MRI pada saat ini menggunakan salah satu dari tipe magnet, yaitu magnet permanen yang terbuat dari bahan ferromagnetic, magnet resistif atau magnet super konduktif. Sedangkan untuk menjaga kestabilan, keseragaman atau kehomogenan medan magnet utama dipasang koil elektromagnetik yang disebut Shim Coil pada pusat koil utama. Homogenitas magnet diharapkan berkisar antara 1 sampai 10 ppm (Wesbrook dan Kaut, 1998).
Magnet utama berfungsi sebagai penghasil medan magnet untuk mensejajarkan inti atom hidrogen yang tadinya acak di dalam tubuh. Ada 3 jenis magnet yang bisa digunakan pada pesawat MRI (Wesbrook dan Kaut,1998). Yaitu:
a. Magnet Permanen
Magnet permanen dapat menghasilkan kekuatan medan magnet hingga 0,3 Tesla. Magnet ini dibuat dengan cara menginduksi medan magnet pada sebuah bahan ferromagnetik. Magnet ini berukuran besar dan beratnya mencapai 100 ton (20.000 pounds). Pemeliharaannya relatif murah dan daya kemagnetannya bersifat permanen serta menghasilkan sinyal yang lemah.
b. Magnet Resistif
Magnet resisitif dapat menghasilkan medan magnet dengan kekuatan 0,2 Tesla sampai dengan 0,4 Tesla. Medan magnet resisitif dibuat berdasarkan arus listrik yang yang dialirkan melalui kawat yang dililitkan pada bahan ferromagnetik. Sehingga medan magnet akan timbul di sekitar kawat, tetapi untuk terus mengalami magnetisasi maka memerlukan daya listrik yang kontinyu agar membuat medan magnet yang terbentuk kuat. Beratnya kurang dari 100 Ton. Medan magnet yang dihasilkan terbatas, karena dihasilkan dari hambatan (resistan) yang terjadi akibat adanya aliran listrik pada kawat, kemudian menimbulkan panas yang cukup tinggi. Dalam penggunaannya, memerlukan sistem pendingin.
c. Magnet Superkonduktif
Magnet superkonduktif dapat menghasilkan kekuatan medan magnet hingga 7 Tesla. Prinsip magnet superkonduktif sama dengan magnet resistif. Keduanya mengalirkan arus listrik melalui kawat yang dililitkan. Magnet superkonduktif menggunakan Cryogen yang berupa helium cair dan bahan ferromagnetic sebagai penghasil medan magnet. Dan ditambahkan nitrogen cair sebagai pendingin. Penggunaan cryogen dapat membuat resistensi pada kawat menjadi nol, sehingga arus yang mengalir dapat dinaikkan dan memungkinkan untuk menghasilkan medan magnet yang berkekuatan tinggi, namun memiliki kelemahan. Penggunaan cryogen dapat beresiko, misalnya jika temperatur cryogen naik hingga titik didih helium pada waktu yang bersamaan maka kedua cairan tersebut akan menguap menjadi gas. Proses ini disebut quenching yang dapat berbahaya bagi medan magnet. Perawatan dan pemeliharaannya relatif mahal karena harus mengisi helium sebagai bahan pendingin magnet superkonduktif.
Magnet ini beratnya sekitar 4 ton sampai dengan 16 ton. Dalam hal mencegah pemanasan, magnet superkonduktif memiliki sistem pengaman yaitu evakuasi pipa gas, pemantauan presentase oksigen dan suhu di dalam ruangan MRI serta membuka pintu keluar yang lebar. Magnet superkonduktif sifatnya kontinyu, untuk membatasi magnet, instalasi memiliki sistem pengaman baik pasif (logam) maupun aktif (di luar gantri) untuk mengurangi kekuatan yang datang.
2. Gradien Magnet
Gradien medan magnet Bo sepanjang ketiga sumbu-sumbu spasial orthogonal merupakan prinsip dasar dari produksi citra MRI. Gradien-gradien sepanjang sumbu yang lain dapat dijabarkan dengan kombinasi gradien- gradien yang orthogonal. Gambar 3 dan 4 menunjukkan skema dasar untuk memperoleh suatu gradien Bo yang parallel terhadap arah Bo. Dua lilitan kawat (a) dan (b) dialirkan arus listrik yang membangkitkan medan magnet, yang dapat menambah (a) atau mengurangi (b) dari medan utama Bo. Pada sembarang waktu sepanjang sumbu gradien, medan magnetic netto sama dengan jumlah Bo ditambah dengan sumbangan dari lilitan (b). Lilitan yang lebih dekat ke posisi yang di kehendaki inilah yang memberi efek lebih besar pada medan magnetik netto. Pada sebuah titik di tengah-tengah antara kedua lilitan, medan magnet yang dibangkitkan oleh kedua lilitan gradien saling meniadakan, yang menyebabkan medan magnet nettonya sama dengan Bo.
Lilitan gradiennya ditempatkan sedemikian rupa sehingga titik tengah ini berada pada pusat magnet (Bo) dan ditandai dengan isocenter. Lilitan gradien pada kedua sumbu orthogonal lainnya dibuat berbeda, tetapi keduanya juga memberikan tambahan dan pengurangan terhadap medan Bo tergantung pada sepanjang sumbu-sumbu tersebut. Tambahan pula titik-titik tengah dari sambungan untuk gradien netto sebesar nol diatur untuk terjadi pada isocenter dari magnet. Daya diberikan pada setiap lilitan gradien oleh gradient amplifier yang dikendalikan secara bebas oleh komputer. Dari beberapa sifat gradien medan magnet yang memberikan dampak pada penampilan sistem dan kualitas citra yang optimal adalah:
Amplitudo gradien maksimum dapat diperoleh dengan membatasi tebal irisan dan FOV.
Linieritas gradien mengacu pada keseragaman koefisien arah (sloop) sepanjang sumbu gradien, gradien yang tidak linier dapat menimbulkan artefak.
Kecepatan suatu gradien untuk dibangkitkan dari nilai nol ke amplitudo maksimum harus diupayakan sesingkat mungkin.
Aksi mengubah-ubah gradien on dan off menimbulkan masalah lain. Aksi ini akan menginduksi pembentukan arus elektronik yang disebut Eddy current dalam struktur metalik dari magnet. Arus ini menimbulkan medan magnet tersendiri yang kemudian menghilang dengan laju waktu yang berbeda. Jadi Eddy current adalah hal yang tidak diinginkan dan menimbukan efek yang menurunkan kualitas citra.
Untuk mengatasi masalah ini dilakukan dengan beberapa cara:
Dengan mengatur lilitan gradien dengan bentuk pulsa yang tidak dikehendaki, tetapi dengan suatu bentuk pulsa yang ditentukan secara empirik, yang menghapuskan sumbangan Eddy current dan menghasilkan gradien yang dikehendaki magnet.
Dengan pemakaian self shielding gradient coil. Lilitan-lilitannya dibuat sedemikian rupa sehingga medan magnet yang timbul diarahkan ke bagian dalam lilitan Hal ini berguna untuk mencegah Eddy current di bagian lain magnet.
3. Radiofrekuensi (RF) Coil
Radiofrekuensi (RF) coil terdiri dari dua tipe coil, yaitu coil pemancar dan coil penerima. Fungsiya lebih mirip sebagai antena. Sistem radiofrekuensi terdiri dari komponen untuk transmisi dan menerima radiofrekuensi gelombang. Ia terlibat dalam pembentukan nuclei, memilih irisan dan menerapkan gradien sinyal akuisisi.
a. Koil adalah komponen penting dalam kinerja sistem radiofrekuensi. Koil pemancar fungsinya untuk memberikan rangsangan energi RF yang merata keseluruh volume pencitraan. Semua langkah-langkah ini dikendalikan dengan sebuah komputer yang juga mengatur pembangkitan deretan pulsa. Energi RF terakhir dikirim ke lilitan RF dalam magnet yang berfungsi sebagai antena. Pemberian pulsa ini merupakan pengendalian modulasi amplitude yang menyebabkan terjadinya medan magnet pada area yang besarnya 0° sampai 180°. Diperlukan pula frekuensi amplifier untuk modulasi gelombang digital frekuensi larmor proton sehingga energi RF dapat diubah-ubah sesuai dengan kebutuhan pencitraan MRI. Rancangan lilitan pemancar (transmitter) sangatlah berpengaruh pada pencitraan MRI. Pemberian flip angle pada RF pemancar, berbanding lurus dengan lamanya keluaran sinyal dan amplitudo pulsa RF. RF amplifier yang tidak linier dapat menimbulkan flip angle sehingga dapat menghasilkan pencitraan yang mengalami distorsi dari bentuk irisan yang dibangkitkan.
b. Radiofrekuensi penerima (RF receiver)
Koil penerima harus peka terhadap sinyal radiofrekuensi. Magnetisasi transversal menginduksi arus bolak-balik dalam lilitan RF yang digunakan untuk penerima. Lilitan RF ini digunakan untuk menghasilkan medan B1. Sedangkan sinyal RF dengan frekuensi yang mendekati frekuensi Larmor digunakan untuk menghasilkan medan Bo. Secara teknis, bekerja pada frekuensi tinggi bukanlah hal yang mudah. Fungsi utama koil penerima adalah untuk menunjukkan secara benar nilai-nilai amplitudo, periode, dan fasa dari sinyal MR yang datang ke dalam memori komputer. Untuk mewujudkan fungsi ini perlu diukur nilai relatif dari sinyal MR terhadap standar yang diketahui. Standar yang digunakan untuk suatu RF adalah sebuah local oscillator yang dalam prakteknya seringkali adalah suatu bagian sinyal RF dari frekuensi synthesizer untuk transmisi. Kemudian memberikan sesuatu sinyal yang merupakan selisih antara sinyal RF yang ditransmisi dan yang diterima. Sinyal yang berbeda ini berada dalam rentang frekuensi audio (AF). Rentang frekuensi inilah yang perlu diperhatikan dalam hubungannya dengan lebar pita (bandwidth) penerima. Sinyal AF diperkuat dengan suatu factor 10 hingga 1000 oleh sebuah AF amplifier. Sinyal ini kemudian diarahkan ke analog digital converter (ADC) yang mengkonversi sinyal AF menjadi suatu deretan angka biner. Angka-angka ini selanjutnya disimpan dalam memori komputer untuk dimanipulasi dan dilakukan transformasi Fourier dengan resolusi dalam bentuk bit. Melihat dari kegunaannya, maka koil ini harus berada pada jarak yang paling dekat dengan objek yang diperiksa. Koil antena dibuat dengan berbagai variasi bentuk dan ukuran. Diantaranya jenis; volume coil, phase array coil dan surface coil.
4. Jenis Koil
a. Body Coil
Body coil berbentuk lingkaran dan terdapat di dalam gantry. Koil ini dapat berfungsi sebagai transmitter dan receiver. Memancarkan pulsa RF untuk semua jenis pemeriksaan organ tubuh dan menerima sinyal pada objek tubuh yang besar. Seperti abdomen dan thorax.
b. Head coil jenis volume coil
Head coil berbentuk seperti helm dan dipasangkan mengelilingi kepala pasien. Koil ini berfungsi untuk menerima sinyal pada pemeriksaan kepala, sedangkan sinyal RF pemancar diberikan oleh body coil.
c. Spine Coil jenis phase array
Spine coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk organ tulang belakang.
d. Breast Coil jenis phase array
Breast coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk organ payudara.
e. Cervical coil jenis volume coil
Cervical coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk pemeriksaan organ leher.
f. Knee Coil jenis volume coil
Knee coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk pemeriksaan organ lutut.
g. Surface Coil
Surface coil adalah jenis coil yang digunakan untuk organ yang berada pada permukaan seperti organ extrimitas.
h. Shim Coil
Shim coil berfungsi untuk menjaga kehomogenan medan magnet utama. Shim coil terletak di dalam gantry pada sisi lateral tubuh pasien.
5. Meja Pemeriksaan
Meja pemeriksaan biasanya berbentuk kurva dengan tujuan untuk memberikan rasa aman dan nyaman pada pasien. Meja disesuaikan dengan bentuk lingkaran magnet utama. Meja pemeriksaan dapat bergerak keluar dan masuk ke dalam gantry secara otomatis.
6. Sistem Komputer
Suatu instrumen MRI modern mempunyai beberapa komputer yang dihubungkan dengan jaringan komunikasi. Sebagai contoh sistem sinyal, sekarang ini mempunyai empat computer; sebuah komputer induk, sebuah komputer array processor dan dua komputer yang berfungsi khusus sebagai status control modem (SCM) dan pulse control modul (PCM) atau disebut juga dengan measurement control.
a. Komputer induk atau komputer utama
Memori inti secara langsung diakses oleh central processing unit (CPU). Memori ini harus cukup besar untuk menampung semua perintah dan bentuk gelombang dalam satu deretan pulsa, satu set data yang masih berupa data mentah dan sejumlah operating soft ware. Software selebihnya untuk keperluan data lainnya dapat ditemukan atau disimpan dalam disk memory.
b. Sebuah array processor diperlukan agar rekonstruksi dapat diproses dengan cepat. Untuk itu array processor memerlukan akses langsung untuk mengerjakan rekonstruksi dari keseluruhan citra. Karena deretan pulsa harus bekerja dalam real time, sistem komputer harus memberikan prioritas utama pada pelaksanaan instruksi dalam deretan pulsa. ADC penerima harus mempunyai akses memori untuk menjamin bahwa data yang datang dapat disimpan dengan cepat sehingga tidak ada data yang teringgal atau hilang. Penyimpana data jangka panjang pada umumnya disalurkan ke pita magnetik.
c. Measurement Controle
Measurement controle unit terdiri dari dua bagian, yaitu measurement control system yang berfungsi sebagai pembangkit gelombang gradien magnet, dan high frequency system untuk mengatur pulsa RF yang dipancarkan dari sinyal yang diterima, serta mengatur auto tunning agar sinyal dapat diterima secara optimal sehingga dapat menghasilkan gambaran yang bagus. 2009
Selasa, Juni 08, 2010
INSTRUMENTASI MAGNETIC RESONANSI IMAJING
ARTEFAK dan SnR RATIO pada MODALITAS CT-SCANNING
Arif Jauhari
A. PENDAHULUAN
Dengan kemajuan teknologi di bidang komputer, kualitas citra CT-Scan dapat dibuat lebih baik dari hasil radiografi konvensional. Karena citra CT Scan bisa membedakan berbagai jenis organ jaringan lunak maupun tulang. Hal ini akan memberikan tambahan informasi diagnosis yang sangat besar. SIstem komputer bisa mendapatkan kualitas gambaran yang cukup tinggi dengan menggunakan waktu yang cukup singkat dan bahkan CT-Scan dapat menghasilkan gambaran tiga dimensi yang sangat akurat untuk melihat anatomi suatu organ dan menghasilkan diagnosis suatu penyakit.
Walau demikian, pada citra CT-Scan terkadang masih timbul gambaran yang tidak diinginkan yang dapat mengganggu interpretasi dari citra CT Scan, keadaan ini disebut artefak. Artefak ini bisa disebabkan oleh berbagai hal, dari pergerakan pasien sampai dengan faktor fisika.
B. ARTEFAK
Artefak merupakan suatu gangguan pada tampilan citra CT-Scan akibat berbagai kesalahan.
1. Macam-macam artefak
a. Streak
Streak merupakan artefak yang berbentuk garis-garis vertikal yang disebabkan tidak adanya keseimbangan antara scanning permulaan dengan scanning akhir. Penyebabnya adalah pergerakan pasien, dan sifat mekanik yang tidak seimbang.
b. Beam Hardening
Beam hardening merupakan artefak yang berbentuk garis yang di sebabkan oleh perubahan komposisi spektrum sinar-X akibat adanya material yang lebih padat.
c. Partial Volume
Partial volume merupakan artefak yang terbentuk diantara dua daerah yang sangat padat seperti pada os petrosum. Disebabkan tidak adanya korelasi yang tepat antara atenuasi dan absorbsi pada voxel yang tidak homogen.
d. Shading (bayangan)
Shading merupakan perubahan progresif dari densitas suatu bagian dengan bagian lainnya pada suatu gambar. Penyebabnya respon detektor yang tidak sinkron dan penurunan spektrum energi sinar-X. Contohnya ”cupping” yaitu artefak padat pada jaringan otak dekat calvaria.
e. Moire Pattern (pola kain sutra)
Moire pattern (pola kain sutra) merupakan suatu artefak yang berbentuk sebagai garis radial halus yang biasanya ditemukan dekat tulang padat atau dekat batas lengkung suatu gambar yang padat, disebabkan fungsi mekanik yang kurang baik.
f. Ring
Ring merupakan suatu artefak yang berbentuk cincin. Penyebabnya banyak, diantaranya tidak adanya keseimbangan antara detektor yang berputar dengan tabung sinar-X. Rekalibrasi alat dapat menghilangkan artefak ini.
g. Noise
Noise bukan artefak yang sebenarnya, tetapi menggambarkan penurunan resolusi suatu citra CT-Scan. Akibat ketidaktepatan penentuan CT Number. Noise dapat terjadi akibat posisi yang tidak tepat sehingga menghalangi radiasi optimal untuk mencapai detektor.
2. Sumber Artefak
Faktor penyebab artefak adalah sebagai berikut:
a. Faktor Fisika
· Beam Hardening
Berbentuk garis karena adanya perubahan komposisi spektrum sinar-X. Hal ini terjadi akibat adanya material yang lebih padat. Contohnya:
i. Cupping artefak yaitu dengan satu silinder diproyeksikan tampak bayangan kurva semacam atefak yang tidak seharusnya terjadi dan putus-putus karena adanya pengerasan, yaitu ketika photon energi rendah lebih banyak diserap. Contohnya artefak padat pada jaringan otak dekat kalvaria.
ii. Streak dan dark band yaitu adanya 2 objek yang memiliki tingkat kerapatan struktur yang berbeda, kemudian mempengaruhi bayangan yang sebenarnya.
Langkah-langkah untuk meminimalisasi beam hardening adalah:
- filtrasi yaitu dengan menempatkan filter yang terbuat dari tembaga atau aluminium.
- koreksi kalibrasi adalah dengan koreksi kalibrasi citra untuk mendiagnosis objek dengan phantom.
- koreksi software, dapat diaplikasikan secara otomatis dengan menghindari scanning di wilayah tulang.
- radiografer, pengaturan posisi pasien atau pergerakan gantry.
· Partial Volume
Artefak yang terbentuk karena tidak adanya korelasi yang tepat antara atenuasi dan absorbsi pada voxel yang tidak homogen. Misalnya pada daerah diantara kedua os petrosum dengan cara membuat potongan yang lebih tipis.
· Photon Starvation
Suatu paket pencahayaan yang menyebabkan perpendaran, biasanya terjadi pada objek yang mempunyai tingkat atenuasi tinggi seperti pada bahu. Teknik untuk meminimalisasi photon starvation dengan automatic tube current modulation dan adaptive filtration.
· Under Sampling
Karena menggunakan teknik resolusi tinggi.
b. Faktor Pasien
Faktor pasien ini disebakan karena adanya:
· Pergerakan oleh pasien
Pergerakan oleh pasien dapat menyebabkan shading artefak. Dapat diatasi oleh radiografer melalui cara komunikasi yang jelas ke pasien, immobilisasi dan waktu yang singkat. Dengan teknik overscan dan underscan mode, software correction dan cardiac gating.
· Metallic material.
Berupa streak artefak sebagai akibat dari densitas yang sangat tinggi yang tidak dapat di tangani oleh komputer. Instruksikan kepada pasien untuk melepaskan benda-beda logam. Artefak ini dapat diatasi oleh software koreksi tapi menurunkan detail gambar pada area tersebut.
· Incomplete projection.
Dapat berupa streak atau shading akibat objek tidak berada pada FOV (Field Of View). Artefak ini dapat diatasi dengan cara memposisikan pasien dan pemilihan FOV dengan benar.
c. Faktor Scanner-based
Dikarenakan oleh fungsi scanner yang tidak sempurna. Bentuknya berupa ring artifact yang diakibatkan dari error reading pada detektor. Biasanya hal ini terjadi pada detektor yang miscallibration. Dapat dicegah dengan cara kalibrasi ulang atau perbaikan detektor dan aplikasi software khusus.
d. Faktot Helical Multisection
Faktor Helical multisection dikarenakan proses rekonstruksi.
1. Helical artefak single slice
Terjadi akibat proses rekonstruksi dan posisi yang tidak tepat antara x-ray tube dan centre plane. Mengakibatkan terjadinya distorsi pada obyek. hal ini dapat diminimalkan dengan pemilihan pitch yg rendah dan slice thickness yang tipis.
2. Helical artefak multislice
Terjadi karena proses intersepsi pada detektor multi-slice. Berupa gambaran windmill. Dapat diminimalkan dengan menurunkan pitch.
3. Multiplanar-3D Artifacts berupa Stair Step Artifact
Disebabkan oleh kolimasi yang besar dan rekonstruksi interval yang tidak overlap.
4. Multiplanar-3D Artifacts berupa Zebra Artifact
Terjadi akibat peningkatan noise dan inhomogenitas pada sumbu-z.
C. SIGNAL TO NOISE RATIO
Signal-to-noise ratio (SNR or S/N) adalah pengukuran electrical engineering, yang juga digunakan diberbagai bidang termasuk pada pengukuran ilmiah, sinyal biologi sel.
Analog dan digital komunikasi atau sinyal-ke-rasio kebisingan, sering tertulis S/N atau SNR, adalah ukuran dari kekuatan sinyal relatif terhadap latar belakang kebisingan. The ratio is usually measured in decibels (dB). Rasio biasanya diukur dalam decibels (dB).
If the incoming signal strength in microvolts is V s , and the noise level, also in microvolts, is V n , then the signal-to-noise ratio, S/N, in decibels is given by the formulaJika kekuatan sinyal masuk dalam microvolts adalah Vs, dan tingkat kebisingan, juga di microvolts adalah nV, maka sinyal-to-noise ratio, S / N, dalam decibels diberikan oleh rumus
S/N = 20 log 10 (V s /V n ) S / N = 20 log 10 (V s / n V) (1)
If V s = V n , then S/N = 0.Jika Vs = Vn, maka S / N = 0. In this situation, the signal borders on unreadable, because the noise level severely competes with it. In digital communications, this will probably cause a reduction in data speed because of frequent errors that require the source (transmitting) computer or terminal to resend some packets of data. Dalam situasi ini, sinyal tidak berbatasan, karena tingkat kebisingannya tinggi. Dalam komunikasi digital, hal ini akan menyebabkan penurunan kecepatan data karena kesalahan yang sering terjadi dan memerlukan sumber (transmisi) ke komputer atau terminal ulang beberapa paket data. Ideally, V s is greater than V n , so S/N is positive. Idealnya, Vs lebih besar daripada nV, maka S / N adalah positif. As an example, suppose that V s = 10.0 microvolts and V n = 1.00 microvolt. Then Sebagai contoh, jika = 10,0 Vs dan nV microvolts = 1,00 mikrovolt. Maka:
S/N = 20 log 10 (10.0) = 20.0 dB S / N = 20 log 10 (10,0) = 20,0 dB (2)
which results in the signal being clearly readable.yang menghasilkan sinyal yang jelas dibaca. If the signal is much weaker but still above the noise -- say 1.30 microvolts -- thenJika sinyal ini jauh lebih lemah, tetapi masih di atas kebisingan - semisal 1,30 microvolts – maka:
S/N = 20 log 10 (1.30) = 2.28 dB S / N = 20 log10 (1,30) = 2,28 dB (3)
which is a marginal situation.yang merupakan situasi marjinal. Akibatnya akan There might be some reduction in data speed under these conditions.ada beberapa pengurangan kecepatan data pada kondisi ini. If V s is less than V n , then S/N is negative.
Jika Vs kurang dari nV, maka S / N adalah negatif. In this type of situation, reliable communication is generally not possible unless steps are taken to increase the signal level and/or decrease the noise level at the destination (receiving) computer or terminal. Dalam situasi ini, pengiriman data pada umumnya mungkin tidak handal, kecuali jika dilakukan langkah-langkah untuk meningkatkan tingkat sinyal dan/atau mengurangi tingkat kebisingan di tempat tujuan (menerima) atau komputer terminal.
Communications engineers always strive to maximize the S/N ratio. Traditionally, this has been done by using the narrowest possible receiving-system bandwidth consistent with the data speed desired.Komunikasi teknis selalu berusaha untuk memaksimalkan S / N rasio. Secara tradisional, ini dilakukan dengan menggunakan sistem-bandwidth yang sesempit mungkin (narrowest) sehingga konsisten dengan data kecepatan yang dikehendaki. However, there are other methods.Namun, ada metode lain. In some cases, spread spectrum techniques can improve system performance.Dalam beberapa kasus, teknik penyebaran spektrum dapat meningkatkan kinerja sistem. The S/N ratio can be increased by providing the source with a higher level of signal output power if necessary.S/N ratio dapat ditingkatkan dengan menyediakan sumber dengan tingkat yang lebih tinggi dari sinyal keluaran daya yang diperlukan. In some high-level systems such as radio telescopes, internal noise is minimized by lowering the temperature of the receiving circuitry to near absolute zero (-273 degrees Celsius or -459 degrees Fahrenheit). In wireless systems, it is always important to optimize the performance of the transmitting and receiving antennas.Dalam beberapa tingkat tinggi seperti sistem radio teleskop, kebisingan internal diatasi dengan meminimalkan penurunan suhu dirangkaian sehingga dekat ke angka nol absolut (-273 derajat Celcius atau -459 derajat Fahrenheit). Dalam metode nirkabel, sistem ini penting untuk mengoptimalkan kinerja dari transmisi dan penerimaan antena.
D. PENUTUP
Artefak yang terjadi pada rekonstruksi citra adalah gambaran garis-garis dan gambaran-gambaran lain yang disebabkan karena pergerakan komponen-komponen yang tidak sinkron (tidak tepat). Untuk mencegah artefak harus dicek kembali posisi pasien, menginstal software khusus dan mengkalibrasi pesawat CT Scan.
Signal-to-noise ratio (SNR or S/N) adalah pengukuran electrical engineering, yang juga digunakan di berbagai bidang termasuk pada pengukuran ilmiah, sinyal biologi sel. ã
Kamis, Februari 28, 2008
Dosis Serap
Eyes lens is a very sensitive human organ for radiation exposure. On the method to visualize the occipital bone, the position of the eyes is very close to the source of radiation (X-ray tube). This situation is risky to the eyes lens, because the exposure rate will be higher compared with the reverse position. This paper wrote about new radiographic technique for imaging the occipital bone of the head. The result is the new method gives good image and the absorbed dose for the eyes lens significab=ntly lower that the Towne medhod with ratio 1 : 29. Tthe exact value is for Towne method 1.67 mSv and the new mthod 0.06 mSv.
Intisari
Lensa mata merupaka suatu organ yang digolongkan sebagai organ yang bersifat peka terhadap paparan radiasi (radiosensitif). Pada salah satu metode penggambaran radiografi dengan obyek tulang batok kepala (os oksipital) didapati bahwa posisi kepala terletak dekat dengan tabung sinar-x sebagai sumber radiasi. Tentu hal ini tidak menguntungkan. Karena lensa mata berpeluang mengalami kerusakan oleh karena posisi wajah pasien berhadapan langsung dengan sumber radiasi. Sedangkan pada metode tersebut yang ingin di peroleh pada hasil gambaran adalah tulang batok kepala (os. oksipital).
Penelitian ini secara umum bertujuan untuk memperoleh suatu kriteria radiografi yang sama dengan Metode Towne sekaligus mampu menurunkan dosis serap radiasi pada lensa mata pasien dengan memodifikasi Metode Towne. Metode yang ditempuh antara lain dengan melakukan percobaan penatalaksanaan dari Metode Towne dan metode baru (modifikasi) dan mengukur dosis serap lensa mata pada masing-masing metode.
Hasil yang diperoleh dari penelitian ini berupa hasil gambar radiografi dari kedua metode tersebut berikut nilai dosis serap untuk keduanya. Sehingga berdasarkan hasil tersebut dapat disimpulkan bahwa metode hasil modifikasi mampu memberikan kriteria radiografi yang sama dengan Metode Towne dan mampu menurunkan dosis serap lensa mata dengan perbandingan 1: 29 terhadap Metode Towne. Tepatnya adalah untuk metode Towne 1,67 mSv sedangkan metode baru 0.06 mSv.
A. Pendahuluan
Berdasarkan Hukum Kuadrat Terbalik, maka proyeksi PA axial metode baru dapat memenuhi konsep tersebut. Karena terdapat perbedaan jarak antara Metode Towne dan Metode baru terhadap letak atau posisi lensa mata. Pada Metode baru jarak antara lensa mata terhadap titik fokus lebih panjang jika dibandingkan dengan Metode Towne. Hal ini dikarenakan pada Metode Reverse Towne posisi kepala dalam keadaan prone sehingga menambah jarak antara lensa mata ke titik fokus. Sehingga menurut hukum kuadrat terbalik yang menyatakan bahwa intensitas radiasi berbanding terbalik dengan kuadrat jarak dari sumber akan berdampak dengan semakin jauh jarak target dari sumber, maka semakin kecil intensitas intensitas radiasi. Oleh karena itu dosis serap lensa mata pada metode baru akan jauh lebih kecil jika dibandingkan dengan metode Towne.
C. Metode penelitian
1. Alat dan Bahan
Untuk dapat membuktikan hipotesis ini dibutuhkan penelitian dengan alat dan bahan yang dipergunakan antara lain:
- Pesawat Rontgen dengan Kapasitas 500mA
- Outomatic Film Processor.
- Kaset dan film ukuran 24cm x 30cm sebanyak 2 buah.
- Grid baik jenis Bucky atau Lysolm ukuran 24cm x 30cm.
- Phantom kepala beserta marker.
- TLD-100 sebanyak 30 buah.
- Seperangkat TLD Reader.
2. Cara Kerja
Pertama dilakukan penelitian di Laboratorium Jurusan Teknik Radiodiagnostik. Terdapat dua tahap percobaan yang dilakukan, yaitu (1) Percobaan penatalaksanaan Proyeksi AP axial Metode Towne dan PA axial Metode baru, hal ini dilakukan untuk mendapatkan pembuktian bahwa hasil gambaran Metode baru dapat sebanding dengan hasil gambaran Metode Towne. (2) Pengukuran dosis serap lensa mata pada kedua metode dengan melakukan pengeksposan sebanyak 5 kali pada masing-masing metode tersebut dengan kondisi yang sama dan diukur dengan menggunakan dosimeter TLD-100.
Pada tahap awal, persiapan yang dilakukan yaitu menyalakan pesawat rongent sesuai dengan prosedur menyalakan pesawat yang ditetapkan. Kemudian atur penyudutan tube 300 menghadap meja pemeriksaan dengan FFD 90cm. Lalu persiapkan pula phantom kepala beserta spon pengganjal, kemudian kaset ukuran 24cm x 30cm yang telah terisi film dengan ukuran 24cm x 30cm, juga dipersiapkan lysolm dengan ukuran 24cm x 30cm dan marker R. Untuk melakukan pengukuran dosis serap, dipersiapkan pula TLD-100 sebanyak 30 buah yang telah melalui proses annealing.
Letakan kaset ukuran 24cm x 30cm yang telah diisi film diatas meja pemeriksaan, dan setelah itu pasangkan lysolm berukuran sama. Kemudian atur phantom kepala dalam posisi AP axial Metode Towne, yaitu garis orbitomeatal tegak lurus dengan bidang film. Lalu pasangkan marker R pada sisi kanan phantom.
Pastikan phantom dalam posisi yang benar dan simetris dengan memasangkan spon pengganjal. Lalu atur central point pada 7,5cm di atas glabella dan central ray 300 caudally. Kemudian lakukan eksposi dengan kondisi 78 KV dan 25 mAs. Hal serupa juga dilakukan pada Metode Baru, namun posisi phantom dalam keadaan prone dengan bagian dahi dan hidung menempel pada bidang kaset. Central ray 300 cranially dan central point diarahkan menuju ke foramen magnum. Setelah itu lakukan eksposi dengan kondisi yang sama dengan sebelumnya dan film diproses dengan automatic processing. Pada kedua pengeksposan tersebut yang dihasilkan adalah gambar radiografi dari Metode Towne dan Metode baru.
5. Pengukuran Dosis Serap dengan TLD-100
Untuk melakukan pengukuran dosis serap radiasi pada lensa mata, dapat dilakukan dengan pemasangan TLD-100 pada phantom dibagian organ mata baik pada Metode Towne maupun Reverse baru. Pada pengukuran ini tidak memerlukan kaset dan film, dikarenakan hasil eksposi tidak dalam bentuk radiograf akan tetapi dalam bentuk data yang tercatat oleh TLD-100. Setelah pemasangan TLD, kemudian lakukan eksposi dengan kondisi yang sama dengan percobaan sebelumnya yaitu 78 KV dan 25 mAS. Kondisi tersebut merupakan kondisi yang biasa diberikan untuk pemotretan kepala axial.
Eksposi dilakukan sebanyak 5 kali pada masing-masing metode, dengan catatan pada setiap eksposi yang dilakukan dipasangkan TLD-100 sebanyak satu seri (3 buah) dan diberi nomor sesuai urutan eksposi. Dari ketiganya akan diambil nilai rata-rata untuk setiap satu kali eksposi/titik penyinaran. Hal ini dimaksudkan agar data yang diperoleh akurat. Dari pengukuran ini didapatkan 5 seri dosis serap yang tercatat oleh TLD-100 bagi masing-masing metode, dan diambil nilai rata-rata dari kelimanya, sehingga diperoleh dosis akumulasi rata-rata lensa mata untuk kedua metode tersebut. Namun besar nilai dosis serap tersebut belum dapat diketahui hingga TLD mengalami proses pembacaan oleh TLD Reader di laboratorium BATAN pada tahap selanjutnya.
Hal-hal yang dilakukan sebagai persiapan di laboratorium BATAN, yakni diantaranya adalah mempersiapkan TLD-100 dan TLD Reader. Sebelum digunakan TLD-100 harus dalam keadaan netral, maka dilakukan proses annealing yang bertujuan agar elektron-elektron yang masih tersimpan di dalam kristal TLD-100 dapat terlepas, sehingga TLD tidak lagi memiliki muatan.
Langkah Verja yang dilakukan setelah TLD diekspos/digunakan, setiap seri TLD (3 buah) akan dibaca oleh TLD Reader satu persatu dengan pemanasan suhu 500 C sampai suhu mencapai 2500 C hingga kristal TLD memancarkan cahaya. Cahaya yang terpancar itulah yang akan dihitung sebagai dosis serap oleh Photo Multiplier Tube (PMT), dikarenakan cahaya yang dipancarkan sebanding dengan jumlah dosis yang diterima. Dari hasil proses ini diperoleh nilai dosis serap untuk setiap TLD, dan dirata-ratakan pada setiap serinya. Hal serupa dilakukan pada setiap seri TLD yang lainnya sesuai nomor urut eksposi, sehingga diperoleh besar dosis serap lensa mata untuk setiap metode dari nilai rata-rata 5 kali pengeksposan.
Dari proses ini pada akhirnya akan diketahui seberapa besar dosis serap lensa mata pada kedua metode tersebut, dan dapat diketahui pula besar perbedaan nilai dosis serap lensa mata antara Metode Towne dan Metode baru.
E. Hasil
Berdasarkan penelitian yang dilakukan pada tanggal 14 Juni 2007 yang mengambil tempat di Laboratorium Jur. TRO dan Laboratorium Dosimetri BATAN, maka didapatkan 2 buah hasil penelitian. Yaitu hasil gambar radiografi dari Metode Towne dan Metode baru; dan hasil pengukuran dosis serap radiasi pada lensa mata untuk Metode Towne dan Metode baru.
Hasil pertama yang diperoleh pada penelitian ini adalah hasil gambaran radiografi untuk Metode Towne dan Metode baru seperti yang terlihat pada Gambar 1 dan Gambar 2 di bawah ini.
Hasil Pengukuran Dosis Serap
Dari hasil pengukuran dosis serap radiasi pada lensa mata dengan menggunakan dosimeter TLD-100, diperoleh data yang tertera dalam tabel 1. Pada tabel ini data dikelompokan atas dua bagian, yaitu nomor TLD 1 sampai dengan 5 merupakan hasil dari pengukuran untuk Metode Towne. Sedangkan nomor TLD 6 sampai dengan 10 merupakan hasil pengukuran untuk Metode baru.
Pada tabel itu nilai ukur TLD netto untuk setiap TLD didapat dari hasil pengurangan nilai hasil ukur TLD dikurangi nilai back ground
Dari tabel diatas terlihat perbedaan nilai antara Metode Towne (nomor TLD 1-5) dan Metode baru (nomor TLD 6–10). Tabel tersebut menunjukan bahwa nilai hasil pengukuran untuk Metode Towne cenderung lebih besaratau tinggi daripada Metode baru.
Nilai-nilai TLD diatas dikonversikan kedalam satuan dosis serap (Sv) melalui proses kalibrasi TLD menggunakan Cs-137 dengan energi foton sebesar 662 KeV. Hasil kalibrasi ini menggunakan harga faktor kalibrasi terbesar, dan nilainya mulai stabil pada energi foton Gambar 4. Faktor Kalibrasi TLD-100 Terhadap Berbagai Energi Foton
Untuk energi foton sinar x, berlaku suatu faktor koreksi ketergantungan energi. Hal ini dikarenakan energi foton sinar x berada dibawah 250 KeV. Sehingga diperoleh nilai faktor kalibrasi bagi TLD sebesar 0,73 yang didapat dari gambar diagram di atas.
Dari tabel di atas diperoleh nilai dosis serap dari setiap nomor TLD yang berkisar antara 1,590 mSv hingga 1,779 mSv. Dari nilai-nilai tersebut diperoleh nilai rata-rata dosis serap lensa mata untuk Metode Towne sebesar 1,673 mSv.
Sedangkan untuk nilai dosis serap lensa mata pada Metode Reverse Towne dapat dilihat pada tabel 4.3 diatas. Pada tabel 4.3 terlihat nilai dosis serap untuk setiap TLD nilainya berkisar antara 0,051 mSv sampai dengan 0,067 mSv. Nilai-nilai tersebut dirata-ratakan menjadi nilai dosis serap radiasi pada lensa mata sebesar 0,057 mSv. Data-data dari tabel 2 dan 3 didapat melalui perhitungan sebagai berikut:
Penutup
Pemeriksaan radiografi tulang tempurung kepala dengan Metode Reverse Towne memiliki beberapa keuntungan ataupun kelebihan, diantaranya yakni :
Dosis serap yang diterima pasien jauh lebih rendah. Sehingga dari segi keamanan, pasien akan lebih diuntungkan.
Hasil gambaran yang dihasilkan cukup optimal, karena memenuhi kriteria gambaran yang dibutuhkan.
Posisi yang digunakan tergolong mudah dilakukan oleh pasien terutama pada pasien yang mengalami trauma dibagian tulang oksipital.
Daftar Acuan
Akhadi, M., (2000). Dasar Dasar Proteksi Radiasi. PT. Rineka Cipta. Jakarta.
Ballinger, P.W., (1995). Radiographic Positions and Radiologic Procedures vol. II 8th. Mosby-Year Book, Inc., Philadelphia.
Bushong, S.C., (1988). Radiologic Sciance For Technologists fourth edition., Mosby Co., St. Louis.
Dendy, P.P., Heaton. B., (1999). Physics for Diagnostic Radiology, IOP Publishing Ltd. London.
Joedoatmodjo, S., (1996). Petugas Proteksi Radiasi. PUSDIKLAT BATAN, Jakarta.
Kumala, P., (1998), Kamus Saku Kedokteran Dorland edisi 25, EGC, Jakarta.
PUSDIKLAT BATAN, (2005), Deteksi dan Pengukuran Radiasi, PUSDIKLAT BATAN, Jakarta.
Shapiro, J., (1981), Radiation Protection: A Guide for Scientist and Physicians 2nd edition, William & Willey, Boston. W
Makalah pada Seminar Ilmiah Badan Pengawas Tenaga Nuklir, Jakarta, 1 Agustus 2007.
Mahasiswa Program Diploma III Teknik Radiologi, Politeknik Kesehatan Jakarta II.
Peneliti pada Pusat Kajian Radiografi dan Imajing. Puskaradim@yahoo.com.
