basic-of-CBCT-imaging teori dan penatalaksanaan

cbct

1. Dewi Yashodha BK 3Sujatha S. 2
1
Shwetha V.5
RUAS – JDOR
Bahasa Indonesia: Nagaraju Rakesh4
*Pavan Kumar T.
Bahasa Indonesia:
Dasar-dasar Pencitraan CBCT
Kepala, 3Profesor, 4Pembaca,
5Asisten Profesor
Departemen Kedokteran Gigi dan
Radiologi, Fakultas Kedokteran Gigi
Abstrak
1Asisten Profesor, 2Profesor &
Kontributor:
*Email Penulis Korespondensi: [email protected]
Kata Kunci: CBCT, Gantry, Detektor panel datar, Algoritma FDK, Pemformatan ulang multiplanar.
Ilmu Terapan, Bangalore
Cone Beam Computed Tomography (CBCT) kini tersedia secara luas bagi dokter gigi untuk
memeriksa jaringan keras di daerah gigi dan maksilofasial. CBCT memberikan pandangan tiga
dimensi tentang anatomi dan patologi. CBCT menggunakan sumber radiasi pengion berbentuk
kerucut dan detektor area dua dimensi yang dipasang pada gantry yang berputar untuk
memperoleh beberapa gambar proyeksi berurutan dalam satu pemindaian lengkap di sekitar
area yang diinginkan. Sebagai pengguna, penting untuk memahami konsep dasar dari modalitas
pencitraan ini. Tinjauan ini mencakup dasar-dasar pencitraan CBCT gigi termasuk perangkat
keras yang digunakan, akuisisi gambar, rekonstruksi gambar, dan visualisasi gambar.
Ilmu Pengetahuan, Universitas Ramaiah
Cone Beam Computed Tomography (CBCT) merupakan
teknologi terkini, yang pertama kali diterapkan untuk
angiografi pada awal tahun 1980-an dan kemudian secara
bertahap digunakan untuk aplikasi lain.1 CBCT
memungkinkan penilaian tiga dimensi jaringan keras pada
daerah maksilofasial.2 Pengenalan pencitraan CBCT telah
menandai pergeseran dari pendekatan dua dimensi ke
pendekatan volumetrik dalam pencitraan maksilofasial.3
CBCT telah tersedia dalam radiologi maksilofasial selama
lebih dari satu dekade. Berbagai model peralatan telah
tersedia, dan ada bukti penggunaan yang luas di beberapa
negara. Dibandingkan dengan radiografi gigi konvensional
dalam kedokteran gigi, pencitraan CBCT memiliki dosis
radiasi yang lebih tinggi dan menjadi lebih penting untuk
mematuhi prinsip proteksi radiasi justifikasi.4 Penggunaannya
yang luas telah menimbulkan kekhawatiran mengenai
justifikasi dan optimalisasi paparan CBCT, pelatihan
pengguna, dan jaminan kualitas pemindai. Oleh karena itu,
penting untuk memiliki setidaknya pemahaman dasar
Pembangkit Sinar-X (Tabung Sinar-X)
Tabung sinar-X terdiri dari katode dan anoda yang
ditempatkan dalam tabung kaca vakum. Katode terdiri dari
filamen tungsten berdiameter 2 mm dan panjang 1 cm, yang
terletak di dalam wadah pemfokus molibdenum. Anoda
terdiri dari target tungsten, yang tertanam dalam batang
tembaga (Gbr.
1).4 Filamen dipanaskan hingga berpijar melalui penerapan
arus tabung tegangan rendah sekitar 10 volt, yang
memancarkan elektron pada laju yang sebanding dengan
suhu filamen.
Tinjauan ini menawarkan garis besar aspek teknis pencitraan
CBCT gigi termasuk perangkat keras, akuisisi, rekonstruksi
gambar, dan visualisasi.
Perangkat keras:
aspek teknis pencitraan CBCT gigi untuk mendapatkan
manfaat penuh dari teknik ini sambil meminimalkan risiko
terkait radiasi.1
Perkenalan
49
Vol.13, Edisi 01
Machine Translated by Google

2. RUAS - JDOR
Gantry (Gbr. 2)
(Gambar 3) sebagai berikut:5
Hanya sejumlah kecil elektron yang mengubah energi kinetiknya
menjadi foton sinar-X melalui pembentukan radiasi
bremsstrahlung dan radiasi karakteristik.3
Untuk membatasi paparan radiasi pada pasien, berkas sinar X
dikolimasi dengan menghalangi semua berkas yang tidak
melewati volume yang dipindai.
Tegangan tinggi 90 hingga 120 kV diterapkan antara katode
dan anoda yang menyebabkan elektron bergerak.
Dimensi volume pemindaian atau FOV yang dicakup
terutama bergantung pada ukuran dan bentuk detektor,
geometri proyeksi berkas, dan kemampuan untuk
mengolimasi berkas. Bentuk volume pemindaian dapat
berupa silinder atau bulat.5
Sebagian besar mesin CBCT gigi menggunakan pengaturan di
mana tabung sinar-X dan detektor dihubungkan pada bidang
horizontal, yang memungkinkan posisi pasien duduk dan/atau
berdiri ( lengan C tetap).1Berdasarkan jenis unit, pemindaian
dilakukan dengan pasien dalam posisi terlentang, duduk, atau
berdiri. Unit terlentang secara fisik berukuran lebih besar dan
mungkin tidak dapat mengakomodasi pasien yang cacat fisik.
Unit dengan tipe duduk lebih nyaman tetapi tetap tidak
memungkinkan pemindaian pasien yang duduk di kursi roda
atau cacat fisik. Di sisi lain
Elektron-elektron ini difokuskan secara elektrostatik oleh cangkir
molibdenum menjadi berkas sempit dan diarahkan ke area
persegi panjang kecil pada anoda yang disebut titik fokus.
Sebagian besar elektron yang bergerak dari katoda ke anoda
berinteraksi dengan elektron target dan melepaskan energinya
sebagai panas.
.
unit berdiri mungkin tidak dapat diatur cukup rendah untuk
mengakomodasi pasien yang duduk di kursi roda
Imobilisasi kepala dicapai dengan menggunakan penahan
dagu, garpu gigitan, atau mekanisme penahan kepala lainnya.3
Dalam pengaturan apa pun, melumpuhkan kepala pasien
lebih penting daripada memposisikan pasien karena gerakan
apa pun selama pemindaian akan menurunkan kualitas gambar akhir.
Daerah terlokalisasi: sekitar ÿ 5 cm (misalnya
Gbr. 1 Tabung Sinar-X
Untuk menempatkan FOV sesuai dengan wilayah minat (ROI),
gerakan penerjemah C-arm dalam jumlah terbatas biasanya
dimungkinkan dalam bidang ini serta gerakan naik-turun,
terutama untuk pemindai dengan FOV kecil.1
50
Vol.13, Edisi 01
Hal ini dilakukan dengan menggunakan kolimator timbal yang
memiliki bukaan agar sinar-X dapat melewatinya. Sebagian besar
sistem CBCT memiliki beberapa ukuran bidang pandang (FOV)
yang telah ditetapkan sebelumnya dan karenanya kolimator akan
memiliki beberapa bukaan yang telah ditetapkan sebelumnya
sesuai dengan ukuran FOV.1
Sistem CBCT dapat dikategorikan menurut FOV yang tersedia
atau tinggi volume pemindaian yang dipilih
Gambar 2 Mesin CBCT – tipe unit berdiri
Machine Translated by Google

3. RUAS - JDOR
Detektor
Distorsi geometris dan komponen kabur
Vol.13, Edisi 01
pada tahun 2002. Teknologi ini didasarkan pada fabrikasi
matriks 2D dari transistor film tipis (TFT) silikon amorf
terhidrogenasi pada area luas dari material yang berkilau
(Cesium Iodida yang didoping Talium). Pengaturan semacam
itu menunjukkan efisiensi yang sangat baik dalam mengubah
foton cahaya menjadi sinyal listrik dan sinyal pembacaan
(efisiensi kopling optik) dan karenanya pencitraan yang lebih
baik dimungkinkan dengan keseragaman tinggi pada area
yang luas, penyerapan optik yang tinggi, dan efisiensi kuantum
detektif (DQE) yang tinggi sekitar 60%.7 Baru-baru ini, array
teknologi semikonduktor oksida logam komplementer (CMOS)
yang besar juga telah digunakan.3
FPD bebas distorsi, memiliki efisiensi dosis yang lebih tinggi,
jangkauan dinamis yang lebih luas dan dapat diproduksi
dengan FOV yang lebih kecil atau lebih besar.1
silau yang dihasilkan pada penguat gambar adalah komponen
akhir dari gambar yang terbaca.6
Gambar 3 Berbagai Bidang Pandang yang Digunakan dalam CBCT
Detektor sinar-X mengubah foton sinar-X yang masuk menjadi
sinyal listrik. Mesin CBCT saat ini menggunakan salah satu
dari jenis detektor berikut: (1) kombinasi tabung penguat
gambar/perangkat berpasangan muatan (IIT/CCD) atau (2)
detektor panel datar (FPD).3
Pencitraan CBCT didasarkan pada perolehan
Teknologi detektor panel datar yang digunakan dalam CBCT
pertama kali diselidiki oleh Jaffray dan Siewerdsen
memindai
51
dentoalveolar, sendi temporomandibular)
Maksilofasial: 10 - 15 cm (misalnya mandibula dan meluas ke
Nasion)
Interarch: 7 - 10 cm (misalnya mandibula dan bagian atas
hingga mencakup konka inferior)
menjadi tersedia.1
Lengkung tunggal: 5 - 7 cm (misalnya maksila/mandibula)
Kraniofasial: ÿ 15 cm (misalnya dari batas bawah mandibula
ke puncak kepala)
Ukuran Voxel: Elemen volume individual (voxel) yang
dihasilkan dalam pemformatan set data volumetrik
menentukan resolusi spasial. Unit CBCT secara umum
menyediakan resolusi voxel yang isotropik, yaitu sama di
ketiga dimensi.3
Akuisisi Gambar
Sistem CBCT FPD memiliki resolusi spasial yang lebih tinggi
dibandingkan dengan IIT/CCD.6
Konfigurasi IIT/CCD terdiri dari IIT sinar-X yang disambungkan
ke CCD melalui sambungan serat optik.5 Layar fosfor masukan
mengubah berkas sinar-X menjadi sinyal optik yang kemudian
diubah menjadi elektron oleh layar fotokatode. Elektron
dipercepat melalui medan listrik di dalam penguat gambar dan
diubah menjadi sinyal optik di layar fosfor keluaran. Iris optik
menyesuaikan sinyal optik yang dideteksi oleh CCD.
Komponen dan teknologi yang berbeda dapat digunakan
untuk membaca sinyal dalam FPD, dan perbedaan dapat
dibuat antara CCD, TFT, CMOS dan FPD. Teknologi ini
berbeda dalam hal ukuran piksel, ukuran detektor,
sensitivitas, tingkat derau dan kecepatan pembacaan dan
memiliki efisiensi biaya yang bervariasi tergantung pada
ukuran total detektor. CCD menawarkan pembacaan
kecepatan tinggi pada resolusi tinggi, tetapi terbatas pada
FOV kecil, dan memperluas FOV cenderung mengurangi
efisiensi dosis. FPD berdasarkan pembacaan TFT matriks
aktif juga telah dimasukkan dalam banyak aplikasi CBCT.
Baru-baru ini, detektor CMOS dengan FOV besar,
pembacaan kecepatan tinggi, resolusi halus dan derau
elektronik rendah
Machine Translated by Google

4. Kelengkapan busur lintasan: Sebagian besar mesin CBCT
menggunakan lintasan 360 derajat yang lengkap untuk memperoleh
data proyeksi yang memadai. Banyak CBCT memiliki busur
pemindaian kurang dari 360 derajat.. Sebagian besar unit CBCT memiliki
lengkung pemindaian tetap; beberapa mungkin menyediakan
pilihan kontrol manual untuk mengurangi lengkung
pemindaian. Lengkung pemindaian terbatas berpotensi
mengurangi waktu pemindaian dan dosis radiasi pasien
serta secara mekanis lebih mudah dilakukan.3 Namun,
dalam hal kualitas gambar, rotasi parsial cenderung
menurunkan kualitas gambar secara keseluruhan.
Bergantung pada mA, protokol rotasi 180° dapat
menyebabkan peningkatan noise yang sedikit atau lebih nyata daripada protokol 360°.1
Sebaiknya waktu pemindaian CBCT dikurangi sesingkat
mungkin untuk mengurangi artefak gerakan yang diakibatkan
oleh pergerakan pasien. Pengurangan waktu pemindaian
dapat dicapai dengan meningkatkan frame rate detektor,
mengurangi jumlah proyeksi, atau mengurangi lengkung
pemindaian.3
Vol.13, Edisi 01
Paparan: Beberapa perangkat CBCT menggunakan paparan
berdenyut, yang mengakibatkan perbedaan besar antara
waktu pemindaian (waktu antara proyeksi pertama dan
terakhir) dan waktu paparan (waktu kumulatif selama
paparan dilakukan). Tabung sinar-X lainnya hanya
memungkinkan paparan berkelanjutan, yang total waktu
pemindaian dan waktu paparannya sama. Pendekatan
paparan berdenyut dan berkelanjutan rentan terhadap efek
kelambatan detektor, tetapi sistem sinar-X berdenyut dapat
menunjukkan resolusi spasial yang lebih baik karena efek
gerakan yang berkurang (yaitu gerakan gantry selama
setiap bingkai paparan/pembacaan).
biasanya dibatasi hingga beberapa ratus karena
keterbatasan kecepatan pembacaan detektor solid-state
dan kebutuhan waktu pemindaian yang singkat.5
Frame rate dan kecepatan rotasi: Menyesuaikan frame rate
detektor untuk meningkatkan jumlah proyeksi gambar dasar
menghasilkan gambar yang direkonstruksi dengan artefak
yang lebih sedikit dan kualitas gambar yang lebih baik.
Gambar dengan noise yang lebih sedikit dan artefak metalik
yang berkurang diperoleh karena frame rate yang lebih
tinggi (rasio signal-to-noise yang meningkat). Namun,
kekurangan dari frame rate yang lebih tinggi adalah,
diperlukan waktu pemindaian yang lebih lama yang
meningkatkan dosis paparan pada pasien. Selain itu,
semakin banyak data yang diperoleh, meningkatkan waktu
rekonstruksi primer.3 Karena biasanya, busur paparan dan
waktu paparan pendek, sangat penting bahwa piksel
detektor harus cukup sensitif untuk menangkap radiasi yang
memadai untuk mendaftarkan output signal-to-noise yang
tinggi dan untuk mengirimkan tegangan ke konverter analog
dan digital. Dalam pengaturan klinis, jumlah total sudut
pandang yang tersedia
data proyeksi tempat sumber sinar-X dan detektor dipasang
pada gantry berbentuk C yang mampu melakukan gerakan
bermotor di sekitar pasien. Selama pemaparan, mengikuti
jalur melingkar yang mencakup rentang sudut minimal 200°,
beberapa gambar proyeksi sinar-X dari objek diperoleh di
sepanjang arah sudut yang berbeda.8 Gambar yang
diperoleh tampak mirip dengan gambar radiografi lateral
dan Posterio-Anterior ''Cephalometric'', masing-masing
sedikit bergeser satu sama lain. Rangkaian gambar lengkap
disebut sebagai ''data proyeksi.'' Jumlah gambar yang
membentuk data proyeksi di seluruh pemindaian ditentukan
oleh frame rate detektor, kelengkapan busur lintasan, dan
kecepatan rotasi sumber dan detektor.3
Dosis dan pengaturan paparan: meskipun risiko dari
pencitraan dentomaksilofasial dianggap kecil bagi seorang
individu, tetapi bila dikalikan dengan populasi besar pasien
yang terpapar pencitraan diagnostik, risiko radiasi menjadi
masalah kesehatan masyarakat yang signifikan.9 Dosis
radiasi dari CBCT gigi umumnya lebih tinggi daripada
radiografi gigi konvensional (seperti radiografi intraoral,
panoramik, sefalometri) tetapi lebih rendah daripada
tomografi terkomputasi multidetektor pada area gigi. Dosis
bergantung pada jenis peralatan dan pengaturan paparan,
terutama FOV, waktu paparan (s), arus tabung (mA) dan
energi/potensial (kV).10
Meskipun arus tabung dapat ditingkatkan di beberapa unit
dan disarankan untuk mengimbangi peningkatan ukuran
pasien, hal ini menyebabkan peningkatan dosis efektif
secara proporsional. Penyesuaian kVp memiliki efek yang
lebih besar pada dosis daripada mA, dengan setiap
peningkatan 5 kVp kira-kira menggandakan dosis jika
semua parameter lainnya tetap sama.3 Dosimetri untuk
pengaturan paparan CBCT standar menunjukkan
pengurangan signifikan dalam dosis efektif yang terkait
dengan
52
RUAS - JDOR
Machine Translated by Google

5. 2) Tahap rekonstruksi - Gambar yang telah dikoreksi diubah
menjadi representasi khusus yang disebut sinogram, gambar
komposit yang dikembangkan dari beberapa gambar proyeksi.
Sumbu horizontal sinogram mewakili sinar individual di
detektor, sedangkan sumbu vertikal mewakili sudut proyeksi.
Jika ada 300 proyeksi, sinogram akan memiliki 300 baris.
Proses pembuatan sinogram ini disebut sebagai transformasi
Radon. Gambar yang dihasilkan terdiri dari beberapa
gelombang sinus dengan amplitudo yang berbeda, karena
objek individual diproyeksikan ke detektor pada sudut yang
terus berubah. Gambar akhir
53
Rekonstruksi Gambar
Visualisasi Gambar
direkonstruksi dari sinogram dengan algoritma proyeksi balik
terfilter untuk data volumetrik yang diperoleh melalui
pencitraan CBCT; algoritma yang paling banyak digunakan
adalah algoritma Feldkamp.
Gbr. 4 Potongan ortogonal
Reformasi planar miring menciptakan gambar 2D nonaksial
dengan cara memotong satu set atau “tumpukan” gambar
aksial.
Proses ini disebut transformasi Radon terbalik. Ketika semua
irisan telah direkonstruksi, irisan-irisan tersebut digabungkan
menjadi satu volume untuk visualisasi.
Set data volumetrik dapat dibagi secara non-ortogonal
karena sifatnya isotropik. Sebagian besar perangkat lunak
menyediakan berbagai gambar 2D nonaksial, yang disebut
sebagai Multi Planar Reformation (MPR). Mode MPR tersebut
meliputi reformasi planar miring, reformasi planar melengkung,
dan reformasi transplanar serial (menyediakan penampang
melintang).5
penggunaan ukuran FOV kecil.9 Saat ini hanya ada satu
tingkat referensi diagnostik sebesar 250 mGy cm2
Setelah proses rekonstruksi, matriks 3D dibuat yang dapat
dilihat sebagai serangkaian gambar penampang 2D –
pandangan aksial (irisan dari atas ke bawah), sagittal (kiri ke
kanan) dan koronal (anterior ke posterior) (gbr 4).1
Proses rekonstruksi terdiri dari dua tahap, yang masing-
masing terdiri dari beberapa langkah:3
Vol.13, Edisi 01
1) Tahap praproses - Setelah beberapa gambar proyeksi
planar diperoleh, gambar-gambar ini harus dikoreksi untuk
ketidaksempurnaan piksel bawaan, variasi sensitivitas di
seluruh detektor, dan pencahayaan yang tidak merata.
untuk penempatan implan molar pertama atas pada orang
dewasa tersedia.10 Parameter paparan harus sesuai untuk
ukuran pasien yang diberikan dan tugas diagnostik yang
memotivasi pemilihan gambar.
Pemformatan ulang multiplanar
Mode ini sangat berguna untuk mengevaluasi struktur tertentu
(misalnya TMJ, molar ketiga yang impaksi, sudut berkelok-
kelok kanal mandibula) (gbr 5).11
Sebelum rekonstruksi, data mentah yang diperoleh atau data
proyeksi 2D dapat menjalani beberapa langkah pra-
pemrosesan. Langkah-langkah pra-pemrosesan dapat
bervariasi di antara produsen. Langkah-langkah ini biasanya
dilakukan untuk menghilangkan aberasi yang terkait dengan
variasi cacat piksel detektor, penguatan, dan arus gelap.1
Dalam geometri sinar kerucut, data volumetrik 3D dapat
direkonstruksi secara langsung dari data proyeksi 2D. Ini
disebut sebagai rekonstruksi sinar kerucut. Teknik rekonstruksi
perkiraan yang paling populer untuk proyeksi sinar kerucut
tentang isocenter tetap yang diperoleh sepanjang lintasan
melingkar adalah algoritma Feldkamp, Davis, dan Kress
(FDK). Dalam metode ini, proyeksi sinar kerucut yang diukur
diberi bobot awal, difilter, dan akhirnya diproyeksikan kembali
sepanjang geometri sinar yang sama seperti yang awalnya
digunakan untuk proyeksi maju.7
RUAS - JDOR
Machine Translated by Google

6. Referensi
140224
Rendering volume langsung - teknik rendering volume
langsung yang paling umum adalah proyeksi intensitas
maksimum (MIP). Visualisasi MIP dicapai dengan
mengevaluasi setiap nilai voksel sepanjang sinar proyeksi
imajiner dari mata pengamat dalam volume tertentu yang
diinginkan dan kemudian hanya menampilkan nilai tertinggi
sebagai nilai tampilan. Intensitas voksel yang berada di
bawah ambang batas yang ditentukan akan dihilangkan.
Gambar 5 Reformasi planar oblik untuk melihat TMJ
Ada dua teknik khusus yang tersedia. (a)
Reformasi trans-planar serial menghasilkan serangkaian
gambar penampang berurutan yang ditumpuk secara
ortogonal terhadap reformasi planar miring atau melengkung.11
1. R Pauwels, K Araki, JH Siewerdsen dan SS
Thongvigitmanee. Aspek teknis CBCT gigi:
keadaan terkini.
54
Rendering volume tidak langsung - proses kompleks, yang
memerlukan pemilihan intensitas atau kepadatan tingkat
skala abu-abu dari voksel yang akan ditampilkan dalam
keseluruhan set data dan menyediakan rekonstruksi
permukaan volumetrik dengan kedalaman. (a)
Karena jumlah gambar ortogonal komponen di setiap bidang
besar dan terdapat kesulitan dalam menghubungkan struktur
yang berdekatan, dua metode telah dikembangkan untuk
memvisualisasikan voksel yang berdekatan.5
Vol.13, Edisi 01
gambar sefalometri
Kesimpulan
Perkembangan dan komersialisasi teknologi CBCT yang
pesat telah meningkatkan akses dokter gigi terhadap
modalitas pencitraan ini. CBCT menyediakan gambar
beresolusi tinggi yang akurat dalam format yang
memungkinkan tampilan 3 dimensi anatomi kompleks daerah
maksilofasial. Karena penggunaan pencitraan CBCT menjadi
prosedur rutin daripada hal yang langka, diperlukan
pengetahuan dasar untuk menginterpretasikan gambar-
gambar ini. Oleh karena itu, tinjauan ini menguraikan konsep
dasar pencitraan CBCT. Meskipun mekanisme kerja dasar
akan tetap sama, peningkatan di masa mendatang
kemungkinan besar akan difokuskan pada pengurangan
waktu pemindaian, pengurangan dosis paparan pasien, dan
peningkatan berbagai aspek kualitas gambar.
1) Ray sum atau ray casting - dengan meningkatkan
jumlah voksel berdekatan yang disertakan dalam tampilan
gambar multiplanar apa pun, maka gambar tersebut akan ''menebal''.
Gambar 6 Gambar planar lengkung
2) Rendering volume tiga dimensi: mengacu pada teknik
yang memungkinkan visualisasi data tiga dimensi melalui
integrasi volume besar voxel yang berdekatan dan tampilan
selektif.
Proses ini menciptakan lempengan gambar yang mewakili
volume spesifik pasien dan disebut sebagai jumlah sinar.
Dengan menggunakan gambar jumlah sinar tegak lurus
dengan ketebalan penuh, kita dapat menghasilkan proyeksi
simulasi seperti proyeksi lateral
2. D Maret, N Telmon, OA Peters, B Lepage, J Treil,
JM Ingle`se, et al. Pengaruh ukuran voxel pada
akurasi 3D
Untuk menghasilkan gambar planar lengkung, pada gambar
aksial yang sesuai kita dapat menggambar garis perencanaan
secara manual dengan memilih beberapa simpul di
sepanjang garis tengah yang sesuai dengan lengkung
rahang; ini menciptakan gigi “simulasi” atau terekonstruksi
Radiologi
Dentomaksilofasial
2015,44,20140224.doi:10.1259/dmfr.20
gambar panorama (gbr 6).3
RUAS - JDOR
Machine Translated by Google

7. RUAS - JDOR
Pencitraan Medis dan Grafik Terkomputerisasi 26
(2002) 153-158.
Srinivasan, Mohammad Mohammadi
dan Justin Shepherd.
Dentomaxillofac Radiol 2015; 44: 20140197.
4. K Horner, L O'Malley, K Taylor dan AM Glenny.
Pedoman penggunaan klinis CBCT: tinjauan.
Radiologi Dentomaksilofasial (2015) 44, 20140225.
doi: 10.1259/dmfr.20140225
10. Anni Suomalainen, Elmira Pakbaznejad Esmaeili &
Soraya Robinson.
Wawasan Pencitraan (2015) 6:1–16.
5. William C. Scarfe dan Allan G. Farman.
3. Stuart C. White dan Michael J. Pharoah.
A
untuk
9. JB Ludlow, R Timothy, C Walker, dkk.
Prinsip dan Interpretasi Radiologi Oral. Edisi ke-7.
Elsevier: Mosby; 2014. 202 hal.
6. Rika Baba, Yasutaka Konno, Ken Ueda, dan
Shigeyuki Ikeda. Perbandingan detektor panel
datar dan detektor penguat gambar CT cone-beam.
Dosis efektif CBCT gigi—analisis meta data yang
dipublikasikan dan data tambahan untuk sembilan
unit CBCT.
rekonstruksi dengan cone beam CT.
B. Kumar. Dasar-dasar tomografi terkomputasi
sinar kerucut untuk dokter gigi
prostodontis. Jurnal Masyarakat Prostodontik India
2015; 15(1): 8-13.
11. George Puthenpurayil John, Tatu Elenjickal Joy,
Justin Mathew, Vinod R.
Aplikasi tomografi terkomputasi sinar kerucut
kilovoltase yang dipasang pada linac dalam terapi
radiasi modern: Tinjauan. Pol J Radiol, 2014;
79:181-193. DOI: 10.12659/PJR.890745
Radiologi Dentomaksilofasial (2012) 41,649–655.
doi: 10.1259/dmf/81804525
untuk
8. Vania Tacher, Alessandro Radaelli, MingDe Lin, Jean-
François Geschwind.
Bagaimana Saya Melakukannya: Cone-Beam CT
selama Kemoembolisasi Transarterial untuk Kanker
Hati.
55
Vol.13, Edisi 01
Apa itu Cone-Beam CT dan Bagaimana Cara
Kerjanya? Dent Clin N Am 52 (2008) 707–
7. Kavitha
Pencitraan
dentomaksilofasial dengan pandangan
panorama dan CT sinar kerucut.
Nomor telepon 730.
Machine Translated by Google