Rabu, 06 April 2011

Computed Tomografi Scaning (CT Scan)


CT Scan pertama kali diperkenalkan oleh Godfrey Hounsfield, seorang insinyur dari Electronic Musical Industries ( EMI ) Limited, London dengan James Ambrose, seorang teknisi dari Atkinson Morley’s hospital, London, Inggris, pada tahun 1970.

CT scan (computed tomografi scaning) adalah teknik scaning memanfaatkan x-ray yang menggunakan komputer untuk menciptakan gambaran cross-sectional tubuh. Peralatan CT Scanner terdiri atas tiga bagian yaitu sistem pemroses citra, sistem komputer dan sistem kontrol.

Komponen Pada Pesawat CT-Scanner

1). Table dan Gantry

Table merupakan tempat posisi pasien untuk melakukan pemeriksaan, bentuk surya yang terbentuk dari Carbon graphite fiber yang mempunyai nilai penyerapannya rendah terhadap berkas sinar. Table pada CT dilengkapi sebuah cradle, meja control, serta indicator ketinggian meja.

Gantry merupakan suatu tempat, didalamnya terdiri dari X-ray Tube, Filter, Collimator, Lampu indicator untuk sentrasi berupa sinar laser atau Infra Red dan DAS (Data Acquisition System). Pada gantry diperlengkapi data digital yang memberikan informasi tentang crandel, ketinggian meja dan kemiringan gantry.

2). Tabung Sinar X, mempunyai fungsi sebagai pembangkit sinar-x harus memiliki karakteristk tertentu diantaranya:
  • Menggunakan ukuran focal spot ukuran kecil 10,6 mm² - 1,2  mm². 
  • Idealnya berkas radiasi bersifat monochromatic. 
  • Agar reklontruksi gambaran lebih akurat dan mudah. 
  • Anode Heat Strorage Capacity (700.000 HU-2000.000 HU). 
  • Tahan terhadap goncangan/shock proof.
3). Collimator, pada Computer tomography terdiri dari dua buah yaitu:
  • Collimator pada X-ray tube, berfungsi mengurangi dosis   radiasi, pembatas luas lapangan penyinaran dan memperkuat   berkas sinar. 
  • Collimator pada detector, berfungsi penyearah radiasi   menuju ke detector, pengontrolan radiasi hambur. menentukan  ketebalan pada slice thickness/voxel. 
  • Pixel width tidak ditentukan oleh colimator, tapi   berhubungan dengan program computer.
4). Detector, merupakan alat yang berfungsi mengubah sinar x setelah menembus objek menjadi sinyal listrik nya berupa data analog kemudian diproses DAS. secara garis Detector dan DAS berfungsi sebagai menangakap sinar x yang telah menembus objek (sinar x yang telah teratenuasi), merubah sinar x dalam bentuk signal-signal elektronik, menguatkan signal-signal elektronik dan merubah electronic signal ke data-data digital.

5). X-ray Control, terdiri dari generator sinar-X bertegangan tinggi/high voltage transformer, RARC (Rapid Accelerator Rotor Controller) dan X-ray tube indicator. X-ray control ini berperan penting pada saat dilakukan pemanasan tabung sinar-X.

6). Computer, merupakan jantung dari semua instrument pada CT dan berfungsi untuk melakukan proses scanning, rekontruksi/pengolahan data, display gambaran serta menganalisa gambaran. Pada CT/T General Electric 8000 dan 8800 diperlengkapi suatu alat pembantu untuk proses rekontruksi gambaran yang dikenal dengan nama Array Processor.

7). Disc Unit, merupakan alat untuk memyimpan program hasil kerja dari computer ketika melakukan scanning, reconstruction dan display gambaran. Data yang tersimpan dapat berupa data mentah maupun data yang telah permanen.

8). Magnetic Tape Unit, digunakan sebagai penyimpan data pasien pada suatu tape atau pita. MTU dapat diletakan pada Disc Unit sehingga data yang terdapat didalamnya sewaktu-waktu apabila diperlukan dapat dipanggil kembali. Tapi pada proses scanning MTU diletakan pada suatu BOX tersendiri, biasanya pada bagian bawah box tersebut diperlengkapi oleh alat yang disebut RAMTEX merupakan komponen komputeryang berperan penting dalam pen’display’an suatu gambaran.

Prinsip Dasar CT Scanner


Prinsip dasar CT scan mirip dengan perangkat radiografi yang sudah lebih umum dikenal. Kedua perangkat ini sama-sama memanfaatkan intensitas radiasi terusan setelah melewati suatu obyek untuk membentuk citra/gambar. Perbedaan antara keduanya adalah pada teknik yang digunakan untuk memperoleh citra dan pada citra yang dihasilkan. Tidak seperti citra yang dihasilkan dari teknik radiografi, informasi citra yang ditampilkan oleh CT scan tidak tumpang tindih (overlap) sehingga dapat memperoleh citra yang dapat diamati tidak hanya pada bidang tegak lurus berkas sinar (seperti pada foto rontgen), citra CT scan dapat menampilkan informasi tampang lintang obyek yang diinspeksi. Oleh karena itu, citra ini dapat memberikan sebaran kerapatan struktur internal obyek sehingga citra yang dihasilkan oleh CT scan lebih mudah dianalisis daripada citra yang dihasilkan oleh teknik radiografi konvensional.

CT Scanner menggunakan penyinaran khusus yang dihubungkan dengan komputer berdaya tinggi yang berfungsi memproses hasil scan untuk memperoleh gambaran panampang-lintang dari badan. Pasien dibaringkan diatas suatu meja khusus yang secara perlahan–lahan dipindahkan ke dalam cincin CT Scan. Scanner berputar mengelilingi pasien pada saat pengambilan sinar rontgen. Waktu yang digunakan sampai seluruh proses scanning ini selesai berkisar dari 45 menit sampai 1 jam, tergantung pada jenis CT scan yang digunakan( waktu ini termasuk waktu check-in nya).

Dengan menggunakan tabung sinar-x sebagai sumber radiasi yang berkas sinarnya dibatasi oleh kollimator, sinar x tersebut menembus tubuh dan diarahkan ke detektor. Intensitas sinar-x yang diterima oleh detektor akan berubah sesuai dengan kepadatan tubuh sebagai obyek, dan detektor akan merubah berkas sinar-x yang diterima menjadi arus listrik, dan kemudian diubah oleh integrator menjadi tegangan listrik analog.

Tabung sinar-x tersebut diputar dan sinarnya di proyeksikan dalam berbagai posisi, besar tegangan listrik yang diterima diubah menjadi besaran digital oleh Analog to Digital Converter (A/DC) yang kemudian dicatat oleh komputer. Selanjutnya diolah dengan menggunakan Image Processor dan akhirnya dibentuk gambar yang ditampilkan ke layar monitor TV. Gambar yang dihasilkan dapat dibuat ke dalam film dengan Multi Imager atau Laser Imager.

Berkas radiasi yang melalui suatu materi akan mengalami pengurangan intensitas secara eksponensial terhadap tebal bahan yang dilaluinya. Pengurangan intensitas yang terjadi disebabkan oleh proses interaksi radiasi-radiasi dalam bentuk hamburan dan serapan yang probabilitas terjadinya ditentukan oleh jenis bahan dan energi radiasi yang dipancarkan.

Pada CT scan, untuk menghasilkan citra obyek, berkas radiasi yang dihasilkan sumber dilewatkan melalui suatu bidang obyek dari berbagai sudut. Radiasi terusan ini dideteksi oleh detektor untuk kemudian dicatat dan dikumpulkan sebagai data masukan yang kemudian diolah menggunakan komputer untuk menghasilkan citra dengan suatu metode yang disebut sebagai rekonstruksi.

Pemprosesan data

Suatu sinar sempit (narrow beam) yang dihasilkan oleh X-ray didadapatkan dari perubahan posisi dari tabung X-ray, hal ini juga dipengaruhi oleh collimator dan detektor.

Kualitas Image pada CT Scan

Citra (image) adalah suatu representasi, kemiripan, atau imitasi dari suatu obyek atau benda. Citra dikelompokkan menjadi dua yaitu citra tampak dan citra tak tampak. Citra tampak misalnya foto, lukisan dan apa yang nampak di monitor atau televise. Sedangakn citra tak tampak misalnya gambar atau file (citra digital). Untuk dapat dilihat oleh manusia, citra tak tampak ini harus diubah menjadi citra tampak misalnya dengan menampilkannya di monitor, dicetak dimedia kertas dan lain-lain. 

Dari jenis citra tersebut hanya citra digtal yang dapat diolah oleh computer. Jenis citra lain jika ingin diolah dalam computer harus diubah dalam bentuk citra digital. Misalnya organ kepala yang dipindai dengan CT Scan. Kegiatan untuk mengubah informasi citra fisik non digital menjadi digital disebut sebagai pencitraan (imaging).

Citra CT Scan adalah tampilan digital dari crossectional tubuh dan berupa matriks yang terdiri dari pixel-pixel, atau tersusun dari nilai pixel yang berlainan.

Komponen yang mempengaruhi kualitas gambar CT-Scan adalah spatial resolution, kontras resolution, noise dan artefak.

1). Spatial resolusi

Spasial resolusi adalah kemampuan untuk dapat membedakan objek/ organ yang berukuran kecil dengan densitas yang berbeda pada latar belakang yang sama. Resolusi Spatial adalah kemampuan untuk dapat membedakan obyek yang berukuran kecil dengan densitas yang berbeda pada latar belakang yang sama. Dipengaruhi oleh factor geometri, rekontruksi alogaritma, ukuran matriks, magnifikasi, dan FOV. Resolusi spasial atau High Contras Resolusi adalah kemampuan untuk dapat membedakan objek yang berukuran kecil dengan densitas yang berbeda. Resolusi spasial dipengaruhi oleh : faktor geometri, rekonstruksi algoritma/filter kernel, ukuran matriks, pembesaran gambar (magnifikasi), Focal Spot, Detektor

2). Kontras resolusi

Kontras resolusi adalah kemampuan untuk membedakan atau menampakan obyek-obyek dengan perbedaan densitas yang sangat kecil dan dipengaruhi oleh faktor eksposi, slice thicknees, FOV dan filter kernel (rekonstruksi algorithma).

3). Noise

Noise adalah fluktuasi (standar deviasi) nilai CT number pada jaringan atau materi yang homogen. Noise tergantung pada beberapa faktor antara lain : mAs, scan time, kVp, tebal irisan, ukuran objek dan algoritma Sebagai contoh adalah air memiliki CT Number 0, semakin tinggi standar deviasi nilai CT Number pada pengukuran titik-titik air berarti noisenya tinggi. Noise ini akan mempengaruhi kontras resolusi, semakin tinggi noise, maka kontras resolusi akan menurun.

Faktor-faktor yang menyebabkan noise adalah :

a. Faktor eksposi, mAs, kV, semakin besar faktor eksposi akan menurunkan noise.
Salah satu parameter yang mempengaruhi CT number adalah pemilihan tegangan tabung sinar-X/kV. Pengaturan tegangan sinar-X menentukan jumlah energi foton sinar-X. CT number akan mengalami kenaikan seiring dengan penurunan tegangan tabung sinar-X. Hal ini akan berpengaruh pada image quality dan level of noise. Penelitian menggunakan variasi kV dianggap perlu semenjak kalibrasi air dan udara pada pesawat CT Scan Somatom Emotion terpelihara dengan cara mengubah tegangan tabung sinar-X. Estimasi tegangan tabung yang memiliki energi tinggi dan memiliki efektifitas energi adalah 80 kV, 110 kV dan 130 kV

b. Ukuran pixel, dipengaruhi oleh FOV dan ukuran matriks. Semakin besar ukuran pixel, noise semakin berkurang, akan tetapi resolusi spatial menurun.

c. Slice thickness, semakin besar slice thickness noise akan berkurang.

d. Algoritma, penambahan prosedur algoritma sesuai kebutuhan dapat meningkatkan image noise, peningkatan image noise dapat menurunkan resolusi kontras.

Keterangan
  • Jika ukuran pixel semakin lebar, maka noise dalam resolusi  spasial akan semakin menurun. 
  • Jika slice thickness semakin meningkat, maka noise dan  resolusi spasial akan semakin menurun. 
  • Jika energi (kV) meningkat, maka dosis radiasi yang  diterima meningkat tapi noise semakin menurun.
4). Artefak

Secara umum Artefak adalah kesalahan dalam gambar (adanya sesuatu dalam gambar) yang tidak ada hubungannya dengan obyek yang diperiksa. Dalam CT Scan artefak didefinisikan sebagai pertentangan / perbedaan antara rekonstruksi CT Number dalam gambar dengan koefisien atenuasi yang sesungguhnya dari obyek yang diperiksa.

Parameter CT Scan

Pada CT scan dikenal beberapa parameter untuk pengontrolan eksposi dan output gambar yang optimal yaitu:

1). Slice Thickness

Slice Thickness adalah tebalnya irisan atau potongan dari objek yang diperiksa. Ukuran yang tebal akan menghasilkan gambaran dengan detail yang rendah sebaliknya dengan ukuran yang tipis akan menghasilkan detail-detail yang tinggi. Bila ketebalan meninggi akan timbul gambaran-gambaran yang mengganggu (artefak) dan bila terlalu tipis noise akan meningkat.

Pemilihan slice thickness pada saat pembuatan gambar CT Scan mempunyai pengaruh langsung terhadap spatial resolusi yang dihasilkan. Dengan slice thickness yang meningkat (tipis) maka spasial rasolusi gambar semakin baik, demikian sebaliknya. Namun pengaruh yang berbeda terhadap dosis radiasi yang diterima oleh pasien. Semakain tipis irisan, dosis radiasi semakin tinggi dan berlaku sebaliknya

Pada volume CT singel slice, ketebalan irisan / slice thickness dari irisan ditentukan oleh picth dan lebar dari precollimator (yang juga definisikan sebagai beam with [BW]) pada pusat dari rotasi. Beam with (BW) diukur pada poros-z pada pusat dari rotasi untuk singel row detector array, dan digambarkan oleh lebar precollimator. Lebar dari precollimator menggambarkan ketebalan irisan / slice thickness (z axis resolusi atau spatial resolusi) dan pengaruh volume coveage terhadap kecepatan kinerja.

Slice thickness yang tebal akan menghasilkan contrast resolusi yang baik (SNR baik), tetapi spatial resolution pada slice thickness yang tebal, akan tereduksi. Bentuk slice sensitivity profile untuk singel detektor merupakan konsekwensi dari : terbatasnya lebar dari focal spot, penumbra dari kolimator, faktor gambaran komputer dari jumlah sudut projeksi yang melingkari pasien. Pada helical scan meliliki slice sensitivity profile sedilit lebih luas untuk translasi pasien selama scanning.

Pada CT multislice, slice thickness dari irisan yang ditentukan oleh beam with (BW), picth dan faktor yang lain seperti bentuk dan lebar dari filter rekonstruksi pada poros-z. Beam with (BW) masih didefinisikan pada poros-z pada pusat rotasi tapi pada multislice digunakan untuk empat baris detektor array. Lebar beam with digunakan untuk empat irisan dan ditentukan oleh precollimator.

2). Range

Range adalah perpaduan atau kombinasi dari beberapa slice thickness dengan ketebalan irisan berbeda pada masing-masing range tetapi masih dalam satu volume investigasi.

3). Volume Investigasi

Volume investigasi adalah keseluruhan lapangan dari objek yang diperiksa.

4). Faktor Eksposi

Faktor eksposi adalah faktor-faktor yang berpengaruh terhadap eksposi antara lain tegangan tabung (kV), arus tabung (mA) dan waktu eksposi (s). Besarnya tegangan tabung dapat dipilih secara otomatis pada tiap-tiap pemeriksaan. Image quality tergantung pada produksi sinar-X yang berarti pula dipengaruhi oleh mili ampere (mA), waktu (s) dan tegangan tabung (kV). Salah satu usaha dalam pengendalian Image noise pada gambaran CT Scan adalah dengan melakukan pemilihan kV yang tepat pada saat scanning dengan harapan dapat memberikan kualitas hasil yang optimum dalam rangka menegakkan diagnosis.

Pemilihan kV mengacu pada efektivitas energi yaitu 80 kV, 110 kV dan 130 kV. Pemilihan tegangan yang tinggi antara rentang 80–140 kV direkomendasikan untuk menghasilkan resolusi yang tinggi. Efek yang ditimbulkan dari pemilihan kV telah diteliti untuk pesawat CT Scan Siemes Emotion, di mana penurunan kV diikuti dengan peningkatan fluktuasi CT number (noise).

Penelitian tersebut sebagai dasar estimasi efek dari variasi perbedaan penggunaan voltage( kV) pada pesawat CT Scan Siemes Emotion (Brindha, Subramanian dkk, 2006). Hal tersebut diperkuat dengan pernyataan dalam buku petunjuk Equitment Specification Detail untuk pesawat Siemen Emotion, parameter untuk tegangan tabung sinar-X yang tersedia adalah 80 kV, 110 kV dan 130 kV dengan mA : 20-240, Daya maksimal 40 kW. Homogenitas CT number air pada 110 kV dan 130 kV kurang dari 1 HU (Sharma dkk, 2006).

5). Field of View (FOV)

Field of view adalah diameter maksimal dari gambaran yang akan direkonstruksi.

6). Gantry Tilt

Gantry tilt adalah sudut yang dibentuk antara bidang vertikal dengan gantry (tabung sinar-X dan detector).

7). Rekonstruksi Matriks

Rekonstruksi matriks adalah deretan baris dan kolom dari picture element (pixel) dalam proses perekonstruksian gambar. Rekonstruksi matriks berfungsi untuk merekonstruksi gambar.

8). Rekonstruksi Algorithma

Rekonstruksi algorithma adalah prosedur matematis (algorithma) yang digunakan dalam merekonstruksi gambar. Semakin tinggi resolusi algorithma yang dipilih maka akan semakin tinggi pula resolusi gambar yang akan dihasilkan.

9). Window Width

Window Width adalah rentang nilai computed tomography yang dikonversi menjadi gray levels untuk ditampilkan dalam TV monitor dengan satuan HU (Hounsfield Unit). Menurut Amarudin (2007), window width yang sempit akan menghasilkan image yang memiliki kontras yang tinggi, tetapi struktur di luar window tidak terepresentasikan bahkan terabaikan. Sementara bila mengunakan window yang luas, perbedaan kepadatan yang kecil akan terlihat homogen dan data akan termasking (tertutup/ tersembunyi). Amarudin merkomendasikan teknik doubel window yaitu teknik untuk mendisplaykan dua tipe jaringan yang perbedaan kepadatannya sangat besar (paru dan usus halus). Teknik ini baik untuk diagnosis.

10). Window Level

Window level adalah nilai tengah dari window yang digunakan untuk penampilan gambar.

Radiasi Pada CT Scan

Penghitungan dosis pada CT Scan menggunakan dosis efektif yang diartikan sebagai jumlah bobot dosis organ akibat pemeriksaan dengan faktor bobot masing-masing jaringan. Meskipun tampak mudah untuk menghitung dosis efektif, sebenarnya sulit untuk secara akurat menghitung dosis tersebut untuk sebuah organ secara individual dari sebuah CT scan. Bahkan hal ini lebih sulit ketika menghitung dosis efektif untuk tiap pasien dengan karakteristik yang berlainan pada tinggi, berat, usia, dan jenis kelamin. Tingkat acuan dosis CT Scan khususnya pada orang dewasa yang dikeluarkan oleh Safety Standars, Safety Series No.115, International Basic Safety

Standars terlihat pada tabel berikut :

Tabel Tingkat Acuan Dosis CT Scan khusus orang dewasa (Batan,2007)

No  Pemeriksaan  Dosis rata-rata (mGy)

1  Abdomen       25
2  Head         50
3  Lumbar spine     35

Banyaknya radiasi yang diterima pasien selama pemeriksaan CT Scan adalah merupakan fungsi dari beberapa parameter. Parameter tersebut meliputi energi berkas (kVp), arus tabung (mA), waktu rotasi (s), slice thickness, range, FOV dan picth (pada scanning spiral).

Cara Pengukuran Radiasi Pasien Pada CT Scan

Sejarah tentang metode pengukuran dosis pada CT Scan mempunyai banyak skema pengukuran dosis yang didefinisikan sebagai D(z). Beberapa skema di antaranya dengan thermoluminescent dosimetry (TLD) yaitu meletakkan dua kristal pada tepi-tepi lebar berkas sinar-X, dilakukan eksposi kemudian pengukuran dosis yang diserap oleh masing-masing kristal tersebut. Teknik lainnya menggunakan tabung ionisasi khusus yang dapat digunakan untuk mengukur dosis dari beberapa titik pada lebar berkas sinar-X (Moore, Cacak, and Hendee, 1981) dan merekonstruksi dosis hasil pengukuran tersebut ke dalam kurva dosis.

Konsep serupa dikemukakan oleh Burlaw, personel doker radiologi yang menangani masalah dosis CTDI. Untuk memperoleh CTDI, ion chamber yang berbentuk pensil disisipkan dalam lubang garis phantom. Ion chamber sangat bagus khususnya untuk pengukuran radiasi hambur, karena dapat menunjukkan dosis rata-rata pasien pada single scan yang diperoleh.

Metode yang banyak digunakan adalah dengan standar dosimetri silindris pada phantom, dengan dosimeter diletakkan di permukaan dan di sebelah dalam phantom. Dosis radiasi yang tepat tidak jelas ditampakkan dengan phantom silindris karena banyak faktor seperti posisi, variasi bentuk pasien dan atenuasi sinar-X yang tidak sama. Namun demikian metode ini berguna untuk menunjukkan bagaimana variasi dosis yang ada pada scanning (pengirisan) selama pemeriksaan.

Metode lain dari catatan untuk menghitung dosis efektif dengan melibatkan faktor konversi dari sebuah regio anatomis umum juga dijelaskan oleh European Guidelines on Quality Criteria for Computed Tomography, yang berdasar pada penelitian Jessen et al. Pada pendekatan ini CTDIW dan jarak digunakan untuk menghitung Dose Length Product (DLP), yang kemudian dikalikan dengan sebuah factor konversi regio spesifik untuk menghitung dosis efektif. Faktor konversi ini berjangkauan dari 0.0023 mSv/mGy cm untuk regio kepala ke 0.017 mSv/mGy cm untuk regio dada dan 0.019 mSv/mGy cm untuk pelvis.

Sebuah scan dada yang dilakukan dengan sebuah scanner single detector pada 120 kVp, 250 mAs, kolimasi 5-7 mm, dan sebuah pitch 1, CTDI100,center akan menjadi 10 mGy, CTDI100,tepi akan menjadi 18 mGy, CTDIW akan menjadi 15 MGy, dan CTDIvol akan menjadi 15 mGy. Jika diasumsikan panjang scan 25 cm, DLP akan menjadi 375 mGy cm; ketika factor konversi untuk dada digunakan, perkiraan dosis efektif akan menjadi 6.4 mSv.

Sebuah scan kepala yang dilakukan dengan scanner single detector pada 120 kVp, 300 mAs, kolimasi 5 mm ,dan sebuah pitch 1, CTDI100,center akan menjadi 40 mGy, CTDI100,tepi akan menjadi 40 mGy, CTDIW akan menjadi 40 mGy, dan CTDIvol akan menjadi 40 mGy. Jika diasumsikan panjang scan 17.5 cm, DLP akan menjadi 700 mGy cm; ketika factor konversi untuk kepala digunakan, perkiraan dosis efektif akan menjadi 1.6 mSv.

CT Scan Rendah Radiasi
CT angiography koroner telah membangkitkan antusiasme tinggi belakangan ini terkait dengan akurasinya yang sangat tinggi dalam mendiagnosis pasien yang diduga atau sudah terserang penyakit jantung koroner. Namun, antusiasme itu terganggu oleh kekhawatiran mengenai tingginya radiasi yang akan diterima si pasien,  seperti diuraikan di atas.

Atas dasar itu para ilmuan terus berusaha menciptaka CT Scan yang rendah radiasinya, dan ditemukanlah CT scan teranyar yang memiliki 320 detektor, yang dapat memindai jantung 16 cm. Itu artinya, keseluruhan panjang jantung dapat dipindai dalam sekali rotasi dan dalam satu kali denyutan (dibandingkan dengan CT scan standar yang memiliki 64 detektor -- yang mampu memindai jantung sepanjang 4 sentimeter dalam sekali pemindaian).  

Dengan teknologi terbaru ini, gambar yang dihasilkan lebih jelas dan tak putus-putus. Terlebih lagi, radiasi yang diterima pasien amat kecil karena durasi pemindaian hanya sekitar 0,35 detik. Dosis radiasi efektifnya adalah sebesar 35,4 millisievert (mSv) untuk CT scan yang memiliki detektor 64 baris dan 4,4 mSv untuk CT scan 320 baris detektor.

Ketika kemampuan teknologi CT meningkat dari 16 menjadi 64 detektor, dosis radiasinya naik secara signifikan. Saat ini perkembangan teknologi berjalan ke arah yang berlawanan, yaitu mulai mengurangi pancaran radiasi.

Tidak ada komentar:

Poskan Komentar