Kerucut-beam computed tomography (CBCT) adalah teknologi terbaru

awalnya dikembangkan untuk angiografi pada tahun 1982 dan kemudian

diterapkan untuk pencitraan maksilofasial. Menggunakan divergen sebuah

atau "cone" sumber -berbentuk radiasi pengion dan dua dimensi

detektor daerah tetap pada gantry berputar untuk memperoleh beberapa berurutan

gambar proyeksi dalam satu scan lengkap di sekitar area yang menarik

(Gbr. 14-1). Hal ini hanya sejak tahun 1990-an yang telah menjadi mungkin

untuk menghasilkan sistem klinis yang baik murah dan cukup kecil

untuk digunakan di kantor gigi. Empat faktor Technologic telah berkumpul

untuk memungkinkan ini: (1) pengembangan kualitas tinggi kompak

layar datar detektor array, (2) penurunan biaya

komputer mampu rekonstruksi citra, (3) pengembangan murah

tabung x-ray mampu paparan terus-menerus dan, (4) Volume terbatas

scanning (misalnya, kepala dan leher), menghilangkan kebutuhan untuk

kecepatan rotasi gantry subsecond.

Teknologi ini telah diberikan beberapa nama termasuk gigi

tomografi volumetrik, cone-beam volumetrik tomografi, gigi

computed tomography, dan cone-beam pencitraan. Paling sering

jangka terapan dan disukai adalah cone-beam computed tomography karena

itu adalah analog digital dari fi lm tomografi dengan cara yang lebih tepat daripada

computed tomography tradisional (CT), x-ray adalah salah kerucut atau

piramidal, dan teknologi ini tidak terbatas pada gigi. Kepala sekolah

Fitur dari CBCT adalah bahwa beberapa proyeksi planar diperoleh

oleh pemindaian rotasi untuk menghasilkan dataset volumetrik yang interrelational

gambar dapat dihasilkan.

Prinsip Cone Beam-

Computed Tomography

Semua CT scanner terdiri dari sumber sinar-x dan detektor dipasang pada

sebuah gantry berputar. Selama rotasi gantry, reseptor mendeteksi

x ray dilemahkan oleh pasien. Rekaman-rekaman ini merupakan "baku

Data "yang direkonstruksi oleh algoritma komputer untuk menghasilkan crosssectional

gambar yang fotonya komponen elemen (pixel) nilai

sesuai dengan linear koefisien atenuasi sien. CT dapat dibagi menjadi

dua kategori berdasarkan akuisisi sinar x-ray geometri,

yaitu, fan beam (Gbr. 14-1) dan cone beam (Gbr. 14-2).

Kerucut-beam scanner menggunakan array digital dua dimensi menyediakan

detektor daerah daripada detektor linier seperti CT tidak. Ini adalah

dikombinasikan dengan tiga dimensi (3D) sinar x-ray dengan lingkaran

collimation sehingga sinar yang dihasilkan adalah dalam bentuk kerucut, maka

nama "cone beam. "Karena paparan menggabungkan seluruh wilayah kepentingan (ROI), hanya satu scan rotasi gantry adalah

diperlukan untuk memperoleh cukup data untuk rekonstruksi gambar. Conebeam

geometri memiliki kecepatan yang melekat dalam akuisisi data volumetrik

dan karena potensi penghematan biaya cant signifikan dibandingkan dengan

CT. CBCT menghasilkan seluruh dataset volumetrik dari mana

voksel yang diambil. Voxel dimensi tergantung pada ukuran pixel

pada daerah detektor. Oleh karena itu unit CBCT pada umumnya memberikan voxel

resolusi yang isotropik - sama dalam tiga dimensi

Teknik cone-beam melibatkan scan rotasi melebihi 180

derajat sumber x-ray dan area reciprocating detektor bergerak

serentak di sekitar kepala pasien. Selama rotasi, banyak

eksposur dibuat pada interval yang tetap, memberikan proyeksi tunggal

gambar dikenal sebagai gambar dasar. Ini mirip dengan cephalometri lateral yang

gambar radiografi, setiap sedikit offset dari satu sama lain. Itu

seri lengkap dari gambar dasar disebut sebagai data proyeksi.

Program perangkat lunak menggabungkan algoritma canggih termasuk

back-disaring proyeksi yang diterapkan pada data proyeksi tersebut untuk menghasilkan

data set volumetrik 3D yang dapat digunakan untuk memberikan primer

gambar rekonstruksi di tiga pesawat ortogonal (aksial, sagital, dan

koronal).

Ada empat komponen untuk akuisisi gambar CBCT:

• Generasi X-ray

• sistem deteksi Gambar

• rekonstruksi Gambar

• Tampilan gambar

Generasi gambar dan deteksi citra kation spesifik dari saat ini

sistem yang tersedia (Tabel 14-1 dan 14-2) mencerminkan milik

variasi parameter ini.

X-RAY GENERATION

Meskipun CBCT secara teknis sederhana yang hanya scan tunggal dari

Pasien dibuat untuk mendapatkan satu set data, sejumlah klinis penting

parameter yang harus dipertimbangkan dalam generasi x-ray.

Positioning pasien

CBCT dapat dilakukan dengan pasien dalam tiga posisi yang mungkin:

duduk, berdiri, dan terlentang. Peralatan yang memerlukan pasien untuk

kebohongan terlentang fisik menempati luas permukaan yang lebih besar atau jejak fisik dan tidak dapat diakses untuk pasien dengan beberapa cacat fisik.

Unit berdiri mungkin tidak dapat disesuaikan dengan ketinggian untuk mengakomodasi

pasien kursi roda. Unit duduk yang paling nyaman;

Namun, kursi tetap mungkin juga tidak memungkinkan pemindaian secara fisik

cacat atau pasien kursi roda. Karena waktu pemeriksaan seringkali lebih besar dari yang digunakan dengan pencitraan panorama, mungkin lebih penting

dari orientasi pasien adalah mekanisme sandaran kepala yang digunakan.

Dengan semua sistem penting untuk melumpuhkan kepala pasien

karena setiap gerakan menurunkan gambar akhir.

Gambar. 14-1 Contoh CBCT Satuan. Pencitraan dapat dilakukan dengan

pasien duduk, telentang, atau berdiri. Kepala pasien adalah diposisikan

dan stabil antara generator x-ray dan detektor oleh headholding sebuah

aparat. Detektor mungkin panel datar (contoh ini) atau

gambar intensifi er. Selama paparan generator dan detektor memutar

sepenuhnya atau sebagian di sekitar kepala pasien. Waktu scan secepat 5

detik. Kebanyakan unit CBCT memiliki kecil "jejak" yang memungkinkan di-kantor

penempatan. (Courtesy Pencitraan Ilmu Internasional, Hatfi lapangan, Pa.)

X-ray Generator

Selama rotasi scan, masing-masing gambar proyeksi yang dibuat oleh berurutan

capture tunggal citra sisa x-ray beam oleh detektor.

Secara teknis, cara termudah mengungkap pasien adalah dengan menggunakan

sinar konstan radiasi selama rotasi dan memungkinkan

detektor x-ray untuk sampel balok dilemahkan di lintasan. Namun,

ini menghasilkan paparan radiasi terus menerus kepada pasien, banyak

yang tidak berkontribusi pada pembentukan gambar. Ini

lebih baik untuk pulsa sinar x-ray bertepatan dengan detektor sampling.

Ini berarti bahwa waktu paparan sebenarnya nyata kurang dari

time scanning. Teknik ini mengurangi pasien dosis radiasi

jauh.

The ALARA (A s L ow A R easonably A chievable) prinsip dosis

optimasi mengharuskan bahwa faktor paparan CBCT harus

disesuaikan berdasarkan ukuran pasien. Hal ini dapat dicapai dengan tepat

pemilihan baik tabung saat (milliamperes [mA]), tegangan tabung

(Kilovolt puncak [kVp]), atau keduanya. Pada beberapa unit CBCT baik kVp dan

mA secara otomatis termodulasi secara real time dekat dengan umpan balik

Mekanisme mendeteksi intensitas sinar ditransmisikan, proses

dikenal kontrol eksposur umum sebagai otomatis. Pada orang lain, paparan

pengaturan secara otomatis ditentukan oleh awal paparan pramuka.

Fitur ini sangat diinginkan karena operator independen. Itu

variasi dalam paparan parameter bersama dengan kehadiran berdenyut

sinar x-ray dan ukuran gambar lapangan adalah penentu utama

paparan pasien.

Volume memindai

Dimensi bidang pandang atau volume pemindaian dapat ditutupi

terutama tergantung pada ukuran dan bentuk detektor, proyeksi balok

geometri, dan kemampuan untuk collimate balok. Bentuk

Volume scan dapat berupa silinder atau bulat. collimating yang

x-ray beam batas paparan x-radiasi utama untuk ROI. membatasi

Oleh karena itu ukuran lapangan memastikan bahwa medan optimal pandang dapat dipilih

untuk setiap pasien berdasarkan kebutuhan individu. Pemindaian

seluruh wilayah kraniofasial sulit untuk memasukkan ke dalam kerucut-beam

desain karena biaya tinggi detektor area yang luas. salah satu produsen

telah memperluas scan volume yang tinggi dengan penambahan perangkat lunak

dua scan rotasi untuk menghasilkan volume tunggal dengan 22-cm

tinggi.

Gambar. 14-2 Cone-Beam Pencitraan Geometri. Sebuah kerucut 3D

(contoh ini) atau piramida (jika collimation adalah persegi panjang)

divergen sinar x-ray diarahkan melalui objek sentral

ke detektor (baik solid-state panel datar atau intensifier gambar / charge-coupled device). Setelah satu dua dimensi

Proyeksi diperoleh oleh detektor, sumber x-ray dan

detektor memutar jarak kecil di sekitar busur lintasan. di

ini posisi sudut kedua gambar proyeksi dasar lain

atau frame ditangkap. Urutan ini terus sekitar

keberatan untuk seluruh 360 derajat (lintasan penuh) atau berkurang

atau lintasan parsial.

Faktor memindai

Kecepatan yang gambar individu diperoleh disebut

frame rate dan diukur dalam bingkai, proyeksi gambar, per detik.

Frame rate maksimum detektor dan rotasi kecepatan menentukan

jumlah proyeksi yang dapat diperoleh. Jumlah tersebut

proyeksi gambar yang terdiri satu scan dapat tetap atau variabel.

Dengan frame rate yang lebih tinggi, informasi lebih lanjut tersedia untuk merekonstruksi

gambar; Oleh karena itu, waktu rekonstruksi primer meningkat.

Namun, frame rate yang lebih tinggi meningkatkan rasio signal-to-noise, menghasilkan

gambar dengan lebih sedikit noise. Di wilayah maksilofasial, lain

keuntungan dari frame rate yang lebih tinggi adalah bahwa itu mengurangi artefak logam.

Perhatikan bahwa frame rate yang lebih tinggi biasanya dilakukan dengan lebih lama

waktu scan dan dosis pasien maka lebih tinggi.

Kebanyakan sistem CBCT pencitraan menggunakan lintasan melingkar lengkap atau

busur scan 360 derajat untuk memperoleh data proyeksi. Fisik ini

persyaratan biasanya diperlukan untuk menghasilkan proyeksi yang memadai

Data untuk rekonstruksi 3D. Namun, secara teori

untuk mengurangi kelengkapan scanning lintasan untuk kurang dari satu

lingkaran penuh dan masih merekonstruksi kumpulan data volumetrik. Pendekatan ini

berpotensi mengurangi waktu pemindaian dan mekanis lebih mudah untuk

melakukan.

Hal ini diinginkan untuk mengurangi CBCT pemindaian kali untuk sesingkat mungkin untuk

mengurangi gerak artefak yang dihasilkan dari gerakan subjek. Hal ini dapat

substansial dan mungkin menjadi faktor pembatas dalam resolusi voxel. Penurunan

scanning kali dapat dicapai dengan meningkatkan frame rate detector,

mengurangi jumlah proyeksi, atau mengurangi busur scan. Itu

Yang terakhir dua kemungkinan menghasilkan data dengan kebisingan yang lebih tinggi, sedangkan

pertama adalah optimal.

IMAGE DETEKSI

Unit CBCT saat ini dapat dibagi menjadi dua kelompok berdasarkan

/ kombinasi charge-coupled device image intensifier tube: jenis detektor

atau imager layar datar. Mantan konfigurasi terdiri dari

x-ray intensifier gambar tabung digabungkan ke charge-coupled device dengan

sebuah serat optik kopling. Pencitraan layar datar terdiri dari deteksi x

sinar dengan "tidak langsung" detektor yang didasarkan pada area yang luas solid-state

panel sensor digabungkan ke lapisan sintilator x-ray (lihat Bab 7). itu

umum konfigurasi layar datar yang paling terdiri dari iodida cesium

sintilator diterapkan pada film transistor tipis yang terbuat dari amorf

silikon.

Voxel Ukuran

Penentu utama ukuran voxel nominal di CBCT adalah

tabung x-ray ukuran focal spot, x-ray geometris konfigurasi kerahasiaan, dan

matriks dan pixel ukuran detektor solid state. Kedua focal spot

Ukuran dan kerahasiaan konfigurasi geometris sumber x-ray menentukan

tingkat unsharpness geometris, faktor pembatas dalam ruang

resolusi. Namun, biaya tabung x-ray, dan karena itu dari

Unit CBCT, meningkatkan secara substansial dengan focal ukuran spot lebih kecil. Mengurangi

jarak objek-to-detektor dan meningkatkan sumber-to-objek

jarak juga meminimalkan unsharpness geometris. Dalam maksilofasial

CBCT posisi detektor terbatas karena harus berada jauh

cukup dari kepala pasien sehingga bebas berputar dan membersihkan

bahu pasien. Keterbatasan juga ada dalam memperluas sourceto- yang

keberatan jarak karena ini meningkatkan ukuran CBCT yang

Unit. Namun, mengurangi jarak sumber-to-objek menghasilkan magnifi sebuah

ed diproyeksikan gambar di detektor, meningkatkan potensi spasial

resolusi.

Grayscale

Kemampuan CBCT untuk menampilkan perbedaan redaman terkait dengan

kemampuan detektor untuk mendeteksi perbedaan kontras halus. Ini

parameter disebut kedalaman bit dari sistem dan menentukan

jumlah warna abu-abu yang tersedia untuk menampilkan atenuasi. Pada

saat menulis, semua unit CBCT tersedia digunakan detektor mampu

merekam perbedaan grayscale dari 12 bit atau lebih tinggi. Jika detektor 12-bit

(2 12) digunakan untuk defi ne skala, 4096 warna yang tersedia untuk menampilkan

kontras. Meskipun gambar bit mendalam tinggi di CBCT yang mungkin, ini

Informasi tambahan datang dengan mengorbankan peningkatan komputasi

waktu dan secara substansial lebih besar fi le ukuran.

REKONSTRUKSI

Setelah frame proyeksi dasar telah diperoleh, perlu

untuk mengolah data tersebut untuk membuat kumpulan data volumetrik. Proses ini

disebut rekonstruksi utama. Meskipun rotasi cone-beam tunggal

mungkin memakan waktu kurang dari 30 detik, menghasilkan 100 sampai lebih dari 600

frame proyeksi individu, masing-masing dengan lebih dari satu juta piksel

dengan 12 sampai 16 bit data ditugaskan untuk setiap pixel. Rekonstruksi

dari data ini adalah kompleks komputasi. Untuk memudahkan penanganan data,

Data biasanya diperoleh oleh satu komputer (computer akuisisi)

dan ditransfer oleh koneksi Ethernet ke komputer pengolahan

(Workstation). Berbeda dengan CT konvensional, rekonstruksi data yang cone-beam

dilakukan oleh komputer pribadi - berbasis daripada

platform workstation. Kali Rekonstruksi bervariasi tergantung pada parameter akuisisi

(Ukuran voxel, ukuran bidang gambar, dan jumlah proyeksi),

hardware (kecepatan pemrosesan, throughput data dari akuisisi ke komputer workstation), dan perangkat lunak (algoritma rekonstruksi)

digunakan. Rekonstruksi harus dicapai dalam waktu yang dapat diterima

(Kurang dari 5 menit) untuk aliran pasien.

Proses rekonstruksi terdiri dari dua tahap (Gambar 14-3.):

1. Tahap Akuisisi. Tahap ini dilakukan pada komputer akuisisi.

Setelah beberapa planar gambar proyeksi yang diperoleh,

gambar-gambar ini harus diperbaiki oleh ketidaksempurnaan yang melekat pixel

dan eksposur merata. Kalibrasi gambar harus dilakukan secara rutin

untuk menghapus cacat ini.

2. Tahap Rekonstruksi. Sisanya langkah pengolahan data dilakukan

pada komputer rekonstruksi. Gambar yang dikoreksi adalah

diubah menjadi representasi khusus yang disebut sinogram, satu komposit

image dikembangkan dari penggalian deretan piksel dari setiap

gambar proyeksi. Oleh karena itu sinogram pertama akan terdiri dari

serangkaian baris pertama dari setiap proyeksi. Jika ada 300 proyeksi,

maka sinogram akan memiliki 300 baris. Proses ini disebut

sebagai transformasi radon. Gambar yang dihasilkan terdiri dari beberapa

gelombang sinus dari amplitudo yang berbeda. Sinogram tersebut kemudian direkonstruksi

dengan disaring algoritma back-proyeksi untuk CBCT didapat

Data volumetrik disebut algoritma Feldkamp. Setelah semua irisan memiliki

telah direkonstruksi, mereka digabungkan menjadi satu volume untuk

visualisasi.

DISPLAY

Kumpulan data volumetrik adalah kompilasi dari semua voxel yang tersedia dan,

untuk sebagian besar perangkat CBCT, disajikan untuk dokter di layar sebagai

gambar direkonstruksi sekunder di tiga pesawat ortogonal (aksial,

sagital, dan coronal), biasanya pada ketebalan gagal untuk asli

Resolusi (Gbr. 14-4). Visualisasi optimal dari orthogonal direkonstruksi

gambar tergantung pada penyesuaian tingkat jendela dan

jendela lebar untuk mendukung tulang dan aplikasi filter tertentu.

Multiplanar Reformasi

Karena sifat isotropik dari dataset volumetrik, set data dapat

akan dipotong nonorthogonally. Kebanyakan perangkat lunak menyediakan untuk berbagai

gambar dua dimensi nonaxial, disebut reformasi sebagai multiplanar

(MPR). Mode MPR tersebut termasuk miring, melengkung planar reformasi

dan, transplanar seri reformasi (Gambar. 14-5). Karena

sejumlah besar gambar orthogonal komponen dalam setiap pesawat dan

culty diffi dalam berhubungan struktur yang berdekatan, dua metode telah

dikembangkan untuk memvisualisasikan voxel yang berdekatan.

Secara sederhana, setiap gambar multiplanar dapat "menebal" dengan meningkatkan

jumlah voxel yang berdekatan termasuk dalam layar. Hal ini menciptakan

sebuah lempengan gambar yang merupakan c Volume spesifik pasien, disebut

sebagai jumlah ray. Ketebalan penuh tegak lurus sum ray gambar dapat

digunakan untuk menghasilkan proyeksi simulasi seperti sefalometrik lateral yang

gambar (Gambar. 14-6). Tidak seperti radiografi konvensional, jumlah ray ini

gambar tanpa magnifi kation dan distorsi paralaks. Namun,

Teknik ini menggunakan data set seluruh volumetrik dan interpretasi

menderita masalah "anatomi noise" - superimposisi yang

beberapa struktur.

iga-Dimensi Volume Rendering

Volume render mengacu pada teknik yang memungkinkan visualisasi

Data 3D dengan integrasi volume besar voxel yang berdekatan dan selektif

display. Dua teknik c spesifik yang tersedia.

Langsung render volume pilihan proses yang membutuhkan kompleks

dari intensitas atau kepadatan tingkat grayscale dari voxel menjadi

ditampilkan dalam sebuah kumpulan data seluruh (disebut "segmentasi"). Ini adalah

teknis menuntut dan komputasi ini sulit, membutuhkan spesifik

software c; Namun, ia menyediakan rekonstruksi permukaan volumetrik

dengan kedalaman (Gambar. 14-7).

Render Volume langsung adalah proses yang lebih sederhana. Paling

Teknik umum adalah proyeksi intensitas maksimum (MIP). MIP visualisasi

dicapai dengan mengevaluasi setiap nilai voxel sepanjang imajiner

ray proyeksi dari mata pengamat 's dalam tertentu

volume bunga dan kemudian hanya mewakili nilai tertinggi sebagai

Nilai display. Voxel intensitas yang berada di bawah ambang sewenang-wenang

Dieliminasi

Gambar. 14-3 Gambar Akuisisi dan Rekonstruksi.

Tahap akuisisi melibatkan akuisisi individu

proyeksi dasar dan kation modifi berikutnya ini

gambar untuk mengoreksi inkonsistensi. Koreksi gambar adalah

sekuensial dan terdiri dari penghapusan void sinyal dari

cacat pixel individu atau linear, gambar normalisasi oleh

histogram pemerataan sehingga berbagai intensitas voxel

nilai-nilai yang digunakan, dan penghapusan melekat elektronik

detektor artefak. Setelah koreksi, gambar menjalani rekonstruksi

yang meliputi konversi dasar dikoreksi

gambar proyeksi ke sinograms dan penerapan

Feldkamp rekonstruksi ke sinograms dikoreksi,

yang meliputi bobot informasi sesuai dengan

Lokasi, menerapkan spesifik lters c fi untuk gambar, dan akhirnya

penggunaan teknik back-proyeksi untuk menyusun kembali

image.

KRITERIA SELEKSI PASIEN

Paparan cone beam memberikan dosis radiasi untuk pasien yang lebih tinggi

daripada prosedur radiografi gigi lainnya. Oleh karena itu,

Prinsip utama dari prinsip ALARA harus diterapkan: harus ada

menjadi pembenaran dari paparan pasien sehingga total manfaat diagnostik potensial yang lebih besar dari radiasi merugikan individu

paparan dapat menyebabkan. Saat CBCT ini paling sering digunakan dalam

penilaian kondisi patologis dan maksilofasial struktural

deformitas, penilaian preoperatif ortodonsi, dan di

penilaian tulang yang tersedia untuk penempatan implan. Dianjurkan

bahwa indikasi untuk pemeriksaan CBCT didokumentasikan oleh

masuk dalam grafik pasien atau atas permintaan tertulis atau preskriptif

memesan untuk pemeriksaan CBCT.

PERSIAPAN PASIEN

Pasien harus diantar ke unit pemindai dan sebelum kepala

stabilisasi disediakan dengan penghalang radiasi pribadi yang layak

perlindungan. Meskipun penggunaan wajib perangkat ini diatur

oleh daerah (negara) atau undang-undang federal, dianjurkan bahwa pada

setidaknya tubuh apron bertimbal diterapkan dengan benar (di atas kerah) untuk

pasien. Hal ini terutama dianjurkan bagi pasien hamil dan untuk

anak-anak. Hal ini sangat dianjurkan bahwa memimpin kerah tiroid juga menjadi

digunakan, asalkan ini tidak akan mengganggu scan, untuk mengurangi

paparan tiroid.

Setiap unit CBCT memiliki metode unik kepala stabilisasi,

bervariasi dari cangkir dagu ke posterior atau kepala lateral yang mendukung untuk

pengekangan kepala. Gerak pasien dapat diminimalkan dengan penerapan

satu atau lebih metode secara bersamaan. Kualitas gambar sangat

terdegradasi oleh gerakan kepala, sehingga sangat penting untuk mendapatkan pasien

kepatuhan.

KRITERIA SELEKSI PASIEN

Paparan cone beam memberikan dosis radiasi untuk pasien yang lebih tinggi

daripada prosedur radiografi gigi lainnya. Oleh karena itu,

Prinsip utama dari prinsip ALARA harus diterapkan: harus ada

menjadi pembenaran dari paparan pasien sehingga total manfaat diagnostik potensial yang lebih besar dari radiasi merugikan individu

paparan dapat menyebabkan. Saat CBCT ini paling sering digunakan dalam

penilaian kondisi patologis dan maksilofasial struktural

deformitas, penilaian preoperatif ortodonsi, dan di

penilaian tulang yang tersedia untuk penempatan implan. Dianjurkan

bahwa indikasi untuk pemeriksaan CBCT didokumentasikan oleh

masuk dalam grafik pasien atau atas permintaan tertulis atau preskriptif

memesan untuk pemeriksaan CBCT.

PERSIAPAN PASIEN

Pasien harus diantar ke unit pemindai dan sebelum kepala

stabilisasi disediakan dengan penghalang radiasi pribadi yang layak

perlindungan. Meskipun penggunaan wajib perangkat ini diatur

oleh daerah (negara) atau undang-undang federal, dianjurkan bahwa pada

setidaknya tubuh apron bertimbal diterapkan dengan benar (di atas kerah) untuk

pasien. Hal ini terutama dianjurkan bagi pasien hamil dan untuk

anak-anak. Hal ini sangat dianjurkan bahwa memimpin kerah tiroid juga menjadi

digunakan, asalkan ini tidak akan mengganggu scan, untuk mengurangi

paparan tiroid.

Setiap unit CBCT memiliki metode unik kepala stabilisasi,

bervariasi dari cangkir dagu ke posterior atau kepala lateral yang mendukung untuk

pengekangan kepala. Gerak pasien dapat diminimalkan dengan penerapan

satu atau lebih metode secara bersamaan. Kualitas gambar sangat

terdegradasi oleh gerakan kepala, sehingga sangat penting untuk mendapatkan pasien

kepatuhan.

Penyelarasan daerah kepentingan dengan sinar x-ray sangat penting dalam

pencitraan bidang yang sesuai, sehingga mengurangi radiasi pasien

paparan dan mengoptimalkan kualitas gambar dengan mengurangi radiasi tersebar.

Pesawat referensi topografi sering wajah (misalnya, pertengahan sagital

pesawat, Frankfort horizontal) maupun internal referensi (misalnya, oklusal

pesawat, pesawat palatal) disesuaikan bertepatan atau selaras dengan eksternal

lampu laser untuk posisi pasien dengan benar.

Segera sebelum scan, pasien harus diminta untuk menghapus

semua benda-benda logam membentuk daerah kepala dan leher. Ini termasuk

kacamata, perhiasan (termasuk anting dan tindik), dan logam

gigi palsu parsial. Hal ini tidak perlu untuk menghapus plastik sepenuhnya

prostesis dilepas. Kecuali Cally spesifik ditunjukkan lain (misalnya,

temporomandibular tertutup [TMJ] pandangan atau pandangan ortodontik), itu adalah

diharapkan bahwa gigi yang lepas tapi disatukan dengan tegas

selama pemindaian. Hal ini dapat dilakukan dengan lidah depressor atau

gulungan kapas. Pemisahan gigi sangat berguna dalam lengkungan tunggal

scan mana pencar dari restorasi logam pada lengkung lawan

dapat dikurangi. Pasien harus diarahkan untuk tetap diam seperti

mungkin sebelum paparan, bernapas perlahan melalui hidung, dan untuk

menutup mata. Saran terakhir ini mengurangi kemungkinan

bergerak pasien sebagai hasil dari mengikuti detektor saat lewat di depan

wajah.

IMAGING PROTOKOL

Protokol pencitraan adalah satu set parameter paparan teknis untuk

Tergantung pada tujuan tertentu pemeriksaan CBCT. Sebuah

protokol pencitraan dikembangkan untuk menghasilkan gambar berkualitas optimal

dengan sedikitnya jumlah paparan radiasi untuk pasien. Untuk spesifik

unit cone beam, protokol pencitraan produsen-disediakan

biasanya tersedia. Paling sering mereka melibatkan modifikasi di

bidang pencitraan, jumlah proyeksi dasar, dan resolusi voxel.

Operator harus menyadari dampak dari semua parameter pada gambar

kualitas dan dosis pasien ketika memilih protokol pencitraan.

Voxel Ukuran

Ukuran voxel dengan yang gambar proyeksi yang diperoleh bervariasi dari

produsen ke produsen terutama atas dasar matriks

ukuran detektor dan proyeksi geometri. Selain itu, CBCT unit

mungkin menawarkan pilihan ukuran voxel. Untuk pilihan ini detektor gambar

mengumpulkan informasi lebih serangkaian piksel di horisontal dan vertikal

arah dan rata-rata data. Pemeriksaan atau pixel ini Binning

hasil dalam pengurangan substansial dalam pengolahan data, mengurangi sekunder

kali rekonstruksi. Oleh karena itu ukuran voxel harus ed spesifik sebagai

baik akuisisi atau rekonstruksi. Umumnya, penurunan ukuran voxel

meningkatkan resolusi spasial, tetapi karena faktor pixel mengisi dari tertentu

panel datar, dosis radiasi yang lebih tinggi mungkin diperlukan.

Scan Waktu dan Jumlah Proyeksi

Mengatur frame rate untuk meningkatkan jumlah proyeksi gambar dasar

memberikan gambar direkonstruksi dengan artefak yang lebih sedikit dan lebih baik

kualitas gambar (Gambar. 14-9). Namun, peningkatan jumlah proyeksi

meningkatkan paparan radiasi pasien secara proporsional.

Scanning lintasan

Gambar direkonstruksi dari tidak lengkap, terbatas, atau scanning terpotong

lintasan mungkin menderita dari artefak yang kuat terbatas-sudut karena

hilang informasi. Gambar dibuat dengan busur pemindaian lengkap

menderita perifer melesat searah artefak yang lebih besar dan

lebih terasa pertengahan pesawat bekam dan foton kelaparan artefak.

Data yang hilang dapat agak dikompensasi dengan sejumlah

pendekatan, termasuk penggunaan pengetahuan statistik pasien

anatomi dan penggunaan sejumlah algoritma proyeksi selesai

teknik.

Bidang pandang

Collimation dari sinar x-ray utama CBCT memungkinkan pembatasan

x radiasi ke daerah tertentu. Fungsi ini memberikan dosis

penghematan dengan membatasi iradiasi lapangan untuk muat lapangan pandang (FOV),

dengan mengurangi dosis paparan pasien dan meningkatkan citra

kualitas karena berkurangnya radiasi tersebar (lihat Gambar. 14-9

IMAGE OPTIMALISASI

Kebanyakan program menawarkan pengguna berarti untuk menyesuaikan kecerahan, kontras,

dan penajaman tepi. Untuk mengoptimalkan presentasi gambar dan memfasilitasi

diagnosis, perlu untuk menyesuaikan kontras (jendela) dan kecerahan

(Tingkat) parameter untuk mendukung struktur tulang. Variabilitas yang besar ada di

cone beam pencitraan antara unit CBCT dan dalam unit yang sama

tergantung pada jumlah scan dilakukan. Meskipun CBCT milik

perangkat lunak mungkin menyediakan preset jendela / tingkat, disarankan

bahwa ini disesuaikan untuk setiap scan. Setelah parameter ini ditetapkan,

peningkatan lebih lanjut dapat dilakukan dengan penerapan mengasah,

penyaringan, dan algoritma tepi. Penggunaan fungsi ini harus

ditimbang terhadap efek visual meningkat noise pada gambar

(Gbr. 14-10).

LAPORAN

Kerucut-beam pencitraan terdiri tidak hanya komponen teknis

paparan pasien tapi tanggung jawab untuk menafsirkan resultan

set data yang volumetrik. Dokumentasi pemeriksaan pencitraan adalah

bagian penting dari catatan medis pasien. Mekanisme gambar

pelaporan mencakup pengembangan serangkaian gambar diformat

untuk menampilkan kondisi / wilayah tepat (gambar laporan) dan interpretasi kognitif dari cance signifi dari temuan pencitraan fi

(Laporan interpretatif).

ARCHIVING, EKSPOR, DAN DISTRIBUSI

Proses CBCT pencitraan menghasilkan dua produk data, volumetrik yang

Data gambar dari scan dan laporan image yang dihasilkan oleh

operator. Kedua set data harus diarsipkan dan didistribusikan. Pindai

backup data biasanya dilakukan dalam gambar asli atau proprietary

Format. Namun, ekspor data gambar biasanya di DICOM yang

(D igital saya maging dan Co mmunications di M edicine) fi le format standar

untuk digunakan dalam perangkat lunak khusus.

Gambar Artefak

Faktor fundamental yang merusak kualitas gambar CBCT adalah gambar

artefak. Artefak adalah distorsi atau kesalahan dalam gambar yang

tidak terkait dengan subjek yang sedang dipelajari. Artefak dapat diklasifikasikan

menurut etiologi mereka.

ARTEFAK AKUISISI

Artefak dapat timbul dari keterbatasan dalam proses fisik yang terlibat

dalam akuisisi data CBCT. Sebagai sinar x-ray melewati sebuah

objek, foton energi yang lebih rendah diserap dalam preferensi untuk lebih tinggi

foton energi. Fenomena ini, yang disebut sinar pengerasan, menghasilkan

dua jenis artefak: (1) distorsi struktur logam sebagai hasilnya

penyerapan diferensial, yang dikenal sebagai artefak cupping, dan (2) coretan

dan band gelap yang dapat muncul antara dua benda padat (Gambar.

14-11). Dalam praktek klinis disarankan untuk mengurangi ukuran lapangan fi, memodifikasi

Posisi pasien, atau terpisah lengkungan gigi untuk menghindari pemindaian

daerah rentan terhadap sinar pengerasan (misalnya, restorasi logam,

implan gigi).

ARTEFAK PASIEN-RELATED

Gerak pasien dapat menyebabkan pendaftaran mis data, yang muncul sebagai

un ketajaman pada gambar direkonstruksi. Hal ini dapat diminimalkan dengan menahan kepala dan menggunakan pendek waktu pemindaian mungkin. Ini

juga penting untuk menghapus benda-benda logam seperti perhiasan sebelum pemindaian

karena artefak balok-pengerasan dijelaskan sebelumnya.

ARTEFAK SCANNER-TERKAIT

Artefak biasanya-scanner terkait hadir sebagai lingkaran atau cincin coretan

akibat ketidaksempurnaan dalam deteksi scanner atau kalibrasi miskin

(Gbr. 14-12). Salah satu dari masalah ini akan menghasilkan secara konsisten dan

membaca berulang-ulang pada setiap posisi sudut detektor, sehingga

dalam artefak melingkar

CONE BEAM - ARTEFAK TERKAIT

Geometri proyeksi sinar CBCT dan rekonstruksi citra

Metode memproduksi tiga jenis kerucut-beam - artefak terkait:

• rata-rata volume yang parsial

• Undersampling

• efek Cone-beam

Parsial rata-rata volume fitur dari kedua fan konvensional dan

CBCT pencitraan. Hal ini terjadi ketika ukuran voxel yang dipilih scan

lebih besar dari ukuran objek yang sedang dicitrakan. Misalnya, voxel sebuah

1 mm pada sisi mungkin mengandung tulang dan jaringan lunak yang berdekatan. Di

hal ini, pixel yang ditampilkan tidak mewakili baik tulang atau

jaringan lunak melainkan menjadi rata-rata tertimbang dari berbagai

nilai kecerahan. Batas pada gambar yang dihasilkan dapat hadir dengan

"langkah" penampilan atau homogenitas tingkat intensitas pixel. Sebagian

Volume rata-rata artefak terjadi di daerah di mana permukaan yang cepat

mengubah arah z, misalnya, di tulang temporal. Pilihan

dari akuisisi voxel terkecil dapat mengurangi keberadaan ini

efek.

Undersampling objek dapat terjadi ketika terlalu sedikit proyeksi dasar

disediakan untuk rekonstruksi citra. Sampel data yang berkurang

menyebabkan misregistration, tepi tajam, dan gambar ribut akibat

aliasing, yang muncul sebagai striations fi ne di gambar (lihat Gambar. 14-9).

Karena meningkatkan jumlah proyeksi dasar sebanding dengan

paparan pasien, pentingnya artefak ini harus dipertimbangkan

dalam kaitannya dengan informasi diagnostik.

Efek cone beam merupakan sumber potensial dari artefak, terutama di

bagian perifer dari volume scan. Karena perbedaan tersebut

dari sinar x-ray seperti berputar di sekitar pasien dalam bidang horizontal,

struktur di bagian atas atau bawah gambar lapangan hanya akan terkena

ketika sumber x-ray di sisi berlawanan dari pasien. Ini

Hasil distorsi gambar, artefak goresan, dan lebih besar perifer

kebisingan. Efek ini diminimalkan oleh produsen menggabungkan

berbagai bentuk rekonstruksi cone-beam. Secara klinis dapat

dikurangi dengan posisi wilayah yang menarik di bidang horisontal

dari sinar x-ray.

Kekuatan dan Keterbatasan

Kerucut-beam pencitraan memiliki sejumlah fitur yang membuatnya cocok

untuk banyak aplikasi gigi, tetapi juga memiliki sejumlah

keterbatasan.

KEKUATAN

Ukuran dan Biaya

Peralatan CBCT memiliki ukuran sangat berkurang dan jejak fisik

dibandingkan dengan CT konvensional dan sekitar seperempat

untuk seperlima biaya. Kedua fitur ini membuatnya tersedia untuk gigi

kantor.

Internet Kecepatan Tinggi Scanning

Dibandingkan dengan CT konvensional, waktu untuk scanning CBCT adalah

substansial berkurang dan, untuk sebagian besar peralatan, kurang dari 30 detik.

Hal ini karena CBCT hanya membutuhkan satu scan untuk menangkap

data yang diperlukan dibandingkan dengan CT scanner konvensional, di mana

beberapa rotasi fan beam diminta untuk melengkapi pencitraan dari

objek.

Resolusi submillimeter

Saat ini semua unit CBCT menggunakan megapixel perangkat solid-state untuk x-ray

deteksi. Perangkat ini memberikan resolusi pixel submillimeter dari

komponen gambar proyeksi dasar. Ukuran voxel tersebut menentukan

resolusi gambar. CBCT menghasilkan gambar dengan

Resolusi voxel submillimeter mulai dari 0,4 mm sampai serendah

0,125 mm. Karena karakteristik ini, koronal dan selanjutnya

MPR data CBCT memiliki resolusi yang sama sebagai data aksial. Tingkat ini

resolusi spasial berlaku untuk aplikasi maksilofasial.

Rendah Pasien Dosis Radiasi

Laporan yang dipublikasikan menunjukkan bahwa dosis efektif (2005 Internasional

Komite Perlindungan Radiasi) untuk berbagai perangkat CBCT rentang

52-1025 microsieverts (μ Sv) tergantung pada jenis dan model

peralatan CBCT dan protokol pencitraan yang digunakan. Nilai-nilai ini

kurang lebih setara dengan 4-77 radiografi panoramik digital

(Sekitar 13,3 μ Sv) atau 5-103 hari per kapita setara latar belakang

dosis (sekitar 3600 μ Sv di Amerika Serikat). Pasien

dosis radiasi dapat diturunkan dengan collimating balok, mengangkat

dagu, dan menggunakan tiroid dan serviks tulang belakang perisai. CBCT memberikan

berbagai pengurangan dosis antara 96% dan 51% dibandingkan dengan

Kepala konvensional CT (kisaran 1.400-2.100 μ Sv).

PEMBATASAN

Meskipun ada minat yang sangat besar dalam CBCT, teknologi ini

memiliki keterbatasan terkait dengan cone beam geometri proyeksi, detektor

sensitivitas, dan resolusi kontras yang menghasilkan gambar yang tidak memiliki

kejelasan dan utilitas gambar CT konvensional.

Gambar Kebisingan

Hasil cone beam akuisisi proyeksi geometri dalam besar

Volume yang diiradiasi dengan setiap proyeksi gambar dasar. Sebuah besar

sebagian dari foton menjalani Compton interaksi hamburan dan

menghasilkan radiasi tersebar. Radiasi paling tersebar diproduksi

omnidirectionally dan dicatat oleh piksel pada area balok kerucut

detektor; itu tidak mencerminkan pelemahan yang sebenarnya dari sebuah objek di sepanjang

jalan c spesifik dari sinar x-ray. Mencatat x-ray tambahan

redaman, mencerminkan pelemahan nonlinier, disebut kebisingan dan memberikan kontribusi

degradasi gambar. Jumlah radiasi yang tersebar adalah

umumnya sebanding dengan total massa dari jaringan yang terkandung dalam

sinar x-ray utama; ini meningkat dengan meningkatnya ketebalan objek

dan ukuran lapangan. Kontribusi ini tersebar radiasi untuk produksi

gambar CBCT mungkin lebih besar daripada balok utama. Di

aplikasi klinis, rasio pencar-to-primer adalah sekitar 0,01 untuk

CT single-ray dan 0,05-0,15 untuk fan-balok dan spiral CT dan mungkin

sebagai besar sebagai 0,4-2 di CBCT.

Sumber tambahan noise gambar di CBCT variasi dalam

homogenitas insiden x-ray beam (belang kuantum) dan ditambahkan

kebisingan dari sistem detektor (elektronik). The inhomogeneity x-ray

foton tergantung pada jumlah x-ray primer dan tersebar

diserap, x-ray spektrum insiden primer dan tersebar di

detektor dan jumlah tampilan (proyeksi). Noise elektronik

karena degradasi yang melekat dari sistem detektor terkait dengan

x-ray efi siensi penyerapan energi pada detektor.

Selain itu, karena peningkatan perbedaan sinar x-ray

lebih detektor daerah, ada efek tumit jelas. Menghasilkan ini

variasi besar atau nonuniformity dari insiden sinar x-ray di

nonuniformity pasien dan dihasilkan dalam penyerapan dengan signalto- lebih besar

rasio kebisingan (noise) pada sisi katoda gambar relatif terhadap

anoda sisi.

Poor Jaringan Lunak Kontras

Kontras adalah variasi spasial dari intensitas foton x-ray yang

ditularkan melalui pasien; Sebaliknya sehingga memberikan ukuran

perbedaan antara daerah di gambar. Variasi menular

intensitas adalah hasil dari redaman diferensial sinar x oleh jaringan yang

berbeda dalam kepadatan, nomor atom, dan ketebalan. Dua faktor utama

membatasi resolusi kontras CBCT. Meskipun radiasi tersebar

memberikan kontribusi untuk peningkatan kebisingan gambar, juga merupakan cant signifikan

Faktor dalam mengurangi kontras dari sistem cone beam. Pencar X-ray

mengurangi kontras subjek dengan menambahkan sinyal latar belakang yang tidak

perwakilan dari anatomi, sehingga mengurangi kualitas gambar.

Kedua, ada banyak berbasis detektor melekat panel datar

artefak yang mempengaruhi linearitas atau menanggapi x radiasi. Kejenuhan

(Efek pixel nonlinear atas eksposur tertentu), gelap saat (biaya

yang terakumulasi dari waktu ke waktu dengan atau tanpa paparan), dan piksel buruk

(Piksel yang tidak bereaksi terhadap paparan) berkontribusi non-linear. Selain itu, sensitivitas berbagai daerah panel radiasi

(Pixel-ke-pixel variasi gain) mungkin tidak seragam atas seluruh yang

wilayah.