1 BAB I
PENDAHULUAN
I.1 Latar Belakang
Dewasa ini perkembangan IPTEK semakin pesat termasuk dalam bidang kedokteran. Sejalan dengan itu tingkat kesadaran masyarakat akan pentingnya kesehatan juga semakin tinggi. Akibatnya tuntutan akan pelayanan kesehatan yang baik juga meningkat. Penggunaan sinar-X untuk diagnosis di laboratorium radiologi didasarkan pada hasil rekaman pada film sinar-X itu dokter dapat mendiagnosis suatu kelainan dalam tubuh pasien. Dalam mendiagnosis suatu penyakit, diperlukan suatu radiograf yang berkualitas, akan tetapi tetap memperhatikan proteksi radiasi.
Karena keterbatasan mata kita, maka bagian terkecil dari suatu radiograf akan tidak terlihat, untuk itu kita butuh gambaran yang lebih besar dari aslinya, sehingga struktur organ yang terkecil dapat terlihat. Gambaran tersebut akan kita peroleh dengan mengubah jarak sumber sinar dan bayangan (Source IMAGE Distance= SID) pada saat pemeriksaan radiografi berlangsung. Teknik radiografi ini sering disebut dengan Radiologi makro. Salah satu kelebihan dari radiologi makro adalah untuk memperlihatkan struktur organ yang sekecil-kecilnya, hal ini sesuai dengan salah satu prinsip radiografi makro, yaitu detail yang sekecil-kecilnya, hal ini sesuai dengan salah satu prinsip radiografi makro, yaitu detail yang kecil menjadi lebih besar.(2)
2
Dari pengalaman yang diperoleh di lapangan pemeriksaan radiografi makro ini sering dilakukan dengan mengubah jarak, baik jarak sumber sinar dan bayangan ( SID ), jarak sumber sinar dan objek ( source Object Distnce = SOD ) maupun jarak objek dan bayangan ( Object Image Distance = OID ). Radiografi makro dapat dilakukan dengan dua cara , yang pertama yaitu dengan mengubah jarak sumberr sinar dan bayangan ( SID )
dengan jarak sumber sinar dan objek ( SOD ) tetap. Yang kedua dengan mengubah jarak sumber sinar dan objek ( SOD ) dengan jarak sumber sinar bayangan ( SID ) tetap. Namun dilapangan radiografi makro sering dilakukan dengan mengubah ketiga komponen jarak tersebut. Hal ini tentu saja kurang praktis dan akan menyulitkan dalam memperhitungkan pembesaran bayangan yang dihasilkan. (4)
Akibat pengaturan variabel ini pada teknik radiografi pembesaran gambar berpengaruh terhadap kualitas gambar lain selain detail. Variasi jarak objek ke film mengakibatkan timbulnya ketidaktajaman gambar (unsharpness) pada hasil gambar yang dihasilkan. Untuk menghasilkan radiograf yang tajam dengan pembesaran bayangan yang optimal dilakukan dengan mengubah jarak sumber sinar dan bayangangan (SID) dengan jarak sumber sinar dan objek (SOD) dan ukuran fokus yang digunakan. (4)
Pengurangan jarak sumber sinar ke objek (SOD) mengakibatkan jarak masuknya sinar-X sewaktu menembus objek makin bertambah dekat. Konsekuensi pengaturan ini maka terimaan dosis pada permukaan kulit yang diukur nilai entrance skin dose (ESE) akan meningkat pula. Faktor
3
jarak pada terimaan paparan dosis radiasi ke pasien mengikuti hukum kuadrat terbalik (inverse square law) dimana semakin dekat jarak sumber sinar ke objek maka dosis paparan radiasi yang diterima semakin meningkat dengan faktor kuadrat jaraknya.(1)(6)
Berdasarkan hal di atas, penulis tertarik untuk mengkaji lebih mendalam bagaimana pengaruh teknik pembesaran gambar (makroradiografi) terhadap ketidaktajaman gambar (unsharpness geometry) dan terimaan dosis paparan radiasi ke pasien.
I.2 Ruang Lingkup Penelitian
Penelitian ini bermaksud untuk menganalisis pengaruh teknik pembesaran gambar (makroradiografi) terhadap nilai ketidaktajaman gambar (unsharpness geometry) dan terimaan dosis radiasi ke pasien, sehingga dalam pemilihan teknik pemeriksaan selain aspek kualitas gambar diperhatikan maka aspek terimaan dosis radiasi juga harus dipertimbangkan.
4 I.3 Tujuan Penelitian
1. Menentukan pengaruh teknik pembesaran gambar (makroradiografi) terhadap nilai ketidaktajaman geometri (unsharpness geometry).
2. Menganalisis pengaruh variasi nilai magnifikasi gambaran dengan penerimaan dosis radiasi ke pasien.
5 BAB II
TINJAUAN PUSTAKA
II.1. Produksi dan Prinsip Dasar Penggambaran Sinar-X
Sinar-X atau sinar Rontgen ditemukan oleh W.C. Rontgen pada tahun 1895 merupakan gelombang elektromagnetik dengan panjang gelombang sangat pendek (1 Ǻ = 10-8
cm), sehingga mempunyai daya tembus yang tinggi. Sinar-X dapat pula terbentuk melalui proses perpindahan elektron atom dari tingkat energi yang lebih tinggi menuju ke tingkat energi yang lebih rendah. Sinar-X yang terbentuk melalui proses ini mempunyai energi sama dengan selisih energi antara kedua tingkat energi elektron tersebut. Karena setiap jenis atom memiliki tingkat-tingkat energi elektron yang berbeda-beda, maka sinar-X yang terbentuk dari proses ini disebut sinar-X karakteristik yang mempunyai spectrum energi adalah diskrit.(4)
Gambar II.1. Proses terjadinya radiasi sinar-X karakteristik
6
Sinar-X dapat diproduksi dengan jalan menembaki target logam dengan elektron cepat dalam suatu tabung vakum sinar katoda. Elektron sebagai proyektil dihasilkan dari pemanasan filament yang juga berfungsi sebagai katoda. Elektron dari filamen dipercepat gerakannya, elektron yang bergerak sangat cepat itu akhirnya ditumbukkan ke target logam bernomor atom tinggi dan suhu lelehnya juga tinggi. Target logam ini sekaligus juga berfungsi sebagai anoda. Ketika elektron berenergi tinggi itu menabrak target logam, maka sinar-X akan terpancar dari permukaan logam tersebut yang dikenal dengan sinar-X Bremstrahlung. Sinar-X yang terbentuk melalui proses ini mempunyai energi maksimal sama dengan energi kinetik elektron pada saat terjadinya perlambatan. Sinar-X bremstrahlung mempunyai spektrum kontinu.(3)
Gambar II.2. Sinar-X bremstrahlung yang dihasilkan interaksi electron dengan inti atom target.
7
Berikut bentuk spektrum radiasi yang dihasilkan oleh tabung sinar-X
Gambar II.3. Spektrum radiasi sinar-X bremstrahlung dan Karakteristik
(Sumber : The Essential Physics of Medical Imaging, Busberg,2002,hal 101)
II.2. Sifat-sifat Sinar-X
Adapun sifat-sifat sinar-X sebagai berikut : (4)
1. Memiliki Daya Tembus
Sinar-X dapat menembus bahan, dengan daya tembus sangat besar dan digunakan dalam radiografi. Makin tinggi tegangan tabung (besarnya kV) yang digunakan, makin besar daya tembusnya. Makin rendah berat atom atau kepadatan suatu benda, makin besar daya tembus sinarnya.
2. Pertebaran
Apabila berkas sinar-X melalui suatu bahan atau suatu zat, maka berkas tersebut akan bertebaran ke segala arah, menimbulkan radiasi sekunder (radiasi hambur) pada bahan/zat yang dilaluinya.
8 3. Penyerapan
Sinar-X dalam radiografi diserap oleh bahan atau zat sesuai dengan berat atom atau kepadatan bahan/zat tersebut. Makin tinggi kepadatan atau berat atomnya, makin besar penyerapannya.
4. Efek Fotografik
Sinar-X dapat menghitamkan emulsi film (emulsi perak-bromida) setelah diproses secara kimiawi (dibangkitkan) di kamar gelap.
5. Pendar Flour (Fluoresensi)
Sinar-X menyebabkan bahan-bahan tertentu seperti kalsium-tungstat atau zink-sulfid memendarkan cahaya (luminisensi), bila bahan tersebut dikenai radiasi sinar-X.
6. Ionisasi
Efek primer sinar-X apabila mengenai suatu bahan atau zat akan menimbulkan ionisasi partikel-partikel bahan atau zat tersebut. 7. Efek Biologis
Sinar-X akan menimbulkan perubahan-perubahan biologik pada jaringan.
9 II.3. Pesawat Sinar-X
Pesawat sinar-X atau pesawat Rontgen adalah suatu alat yang digunakan untuk melakukan diagnosa medis dengan menggunakan sinar-X. Sinar-X yang dipancarkan dari tabung diarahkan pada bagian tubuh yang akan didiagnose. Berkas sinar-X tersebut akan menembus bagian tubuh dan akan ditangkap oleh film, sehingga akan terbentuk gambar dari bagian tubuh yang disinari. Sebelum pengoperasian pesawat sinar-X perlu dilakukan seting parameter untuk mendapatkan sinar-X yang dikehendaki. Parameter-parameter tersebut adalah tegangan (kV), arus tabung (mA) dan waktu paparan (s).
Gambar II.4. Pesawat Sinar-X General Purpose
(Sumber : Introduction to Health Physics.2th. New York, 1987, hal. 118)
Pesawat sinar-X terdiri dari sistem dan subsistem sinar-X atau komponen. Sistem sinar-X adalah seperangkat komponen untuk menghasilkan radiasi dengan cara terkendali. Sedangkan subsistem berarti setiap kombinasi dari dua atau lebih komponen sistem sinar-X. Pesawat
10
sinar-X diagnostik yang lengkap terdiri dari sekurang-kurangnya generator tegangan tinggi, panel kontrol, tabung sinar-X, alat pembatas berkas, dan peralatan penunjang lainnya.
II.4. Tabung Sinar-X (X-Ray Tube)
Tabung sinar-X adalah ruang hampa yang terbuat dari kaca tahan panas yang merupakan tempat sinar-X diproduksi. Tabung sinar-X adalah komponen yang utama yang terdapat pada pesawat sinar-X.
Gambar II.5. Bagian-bagian Tabung Pesawat Sinar-X
(Sumber : An Analysis of Radiographic Quality. 1989. Hal. 182)
Tabung terdiri dari 2 (dua) komponen, yaitu: (1) wadah tabung (tube casing /housing); dan (2) tabung bagian dalam (tube insert). Pada Gambar II.5. diperlihatkan model sebuah tabung sinar X dan bagian-bagiannya. (Bushong, 1997).
11
1. Wadah Tabung (Tube Casing /Housing)
Dinding bagian paling luar tabung disebut rumah tabung terbuat dari metal, sedangkan bagian dalamnya terbuat dari lapisan timbal (Pb). Fungsi dinding ini agar dapat menekan radiasi yang tidak dibutuhkan. Pada sisi kiri dan kanan tube housing dihubungkan dengan soket kabel tegangan tinggi (40-150 kV) yang menghubungkan generator tegangan tinggi dengan tabung sinar-X. Pada tube housing juga dibuatkan jendela housing atau port output sebagai tempat sinar-X keluar.(4) Fungsi X-ray tube housing, antara lain :
a. Berfungsi sebagai isolasi dan proteksi tube insert dari gangguan tekanan dari luar.
b. X-ray tube housing di dalamnya berisi oli transformer yang berfungsi untuk pendingin panas akibat tumbukan elektron dengan target dan pemisah komponen yang lain dalam tube insert.
c. X-ray tube housing dilapisi lead shielding yang berfungsi untuk attenuasi radiasi agar tidak keluar dari tabung sinar-X. Tingkat kebocoran tabung yang diperkenankan adalah 100 mR/jam. Pada jarak pengukuran 1 mm diukur pada kondisi faktor eksposi yang paling tinggi berkisar 125-150 kV.
2. Tabung Sinar-X bagian dalam (X-Ray Tube Insert)
Komponen-komponen utama tabung sinar-X bagian dalam (X-Ray Tube Insert) sebagaimana yang tampak pada gambar II.5. meliputi :
12 a. Katoda
Katoda terbuat dari nikel murni dimana celah antara 2 batang katoda disisipi kawat pijar (filamen) yang menjadi sumber elektron pada tabung sinar-X. Filamen terbuat dari kawat wolfram (tungsten) digulung dalam bentuk spiral. Bagian yang mengubah energi kinetik elektron yang berasal dari katoda adalah sekeping logam wolfram yang ditanam pada permukaan anoda.
b. Anoda
Anoda atau elektroda positif biasa juga disebut sebagai target jadi anoda disini berfungsi sebagai tempat tumbukan elektron. Anoda merupakan sasaran (target) yang akan ditembaki oleh elektron yang dilengkapi dengan focus (focal spot).
c. Foccusing cup
Focusing cup ini sebenarnya terdapat pada katoda yang berfungsi sebagai alat untuk mengarahkan elektron secara konvergen ke target agar elektron tidak terpancar ke mana-mana. Ukuran focus pada anoda ada dua, yaitu fokus besar (large focus) dan fokus kecil (small focus) bergantung pada pemilihan nilai arus tabung yang digunakan. (4)
d. Rotor atau stator
Rotor atau stator ini terdapat pada bagian anoda yang berfungsi sebagai alat untuk memutar anoda. Rotor atau stator ini hanya terdapat pada tabung sinar-X yang menggunakan anoda putar. Keuntungan
13
dengan anoda putar antara lain pendinginannya lebih sempurna, target elektron dapat berganti-ganti.
e. Glass metal envelope (vacuum tube)
Glass metal envelope atau vacuum tube terbuat dari kaca pyrex, merupakan tabung yang gunanya membungkus komponen-komponen penghasil sinar-X agar menjadi vacum atau kata lainnya menjadikannya ruangan hampa udara.
f. Oil
Oil ini adalah komponen yang cukup penting ditabung sinar-X karena saat elektron-elektron menabrak target pada anoda, energi kinetik elekron yang berubah menjadi sinar-X hanyalah ≤ 1% selebihnya berubah menjadi panas mencapai 20000 °C, jadi disinilah peran oil sebagai pendingin tabung sinar-X.
g. Window
Window atau jendela adalah tempat keluarx sinar-X. Window terletak di bagian bawah tabung. Tabung bagian bawah di buat lebih tipis dari tabung bagian atas hal ini di karenakan agar sinar-X dapat keluar.(4)(5)
II.5. Makroradiografi
Makroradiografi berasal dari kata macro dan radiography. Menurut Curry (1984), makro berarti bentuk kombinasi yang besar atau ukuran panjang yang abnormal. Sedangkan radiografi berarti
14
membuat film rekaman (radiograf) jaringan-jaringan tubuh bagian dalam dengan melewatkan sinar-X atau sinar gamma melewati tubuh agar mencetak gambar pada film yang sensitif.(4)
Radiografi makro sering juga disebut dengan magnifikasi radiografi, yang berasal dari kata magnification dan radiography.
Magnification adalah proses membuat sesuatu sehingga nampak lebih besar serta dengan menggunakan perbandingan atau rasio antara ukuran bayangan yang nampak dengan ukuran objek yang sebenarnya. (Curry, 1984)
Pengertian radiografi makro adalah suatu metode pembesaran secara langsung dari pencitraan dengan meletakkan subjek diantara tabung sinar-X dan film sejauh jarak tertentu yang kemudian menghasilkan pembesaran bayangan (magnifikasi).(4)
II.5.1 Prinsip Makroradiografi
Prinsip dasar makroradiografi adalah perubahan ukuran menjadi lebih besar daripada ukuran objek aslinya. Perbedaan makroradiografi dengan magnifikasi yaitu makroradiografi dalam ilmu teknik radiografi adalah suatu teknik pemeriksaan dengan hasil pembesaran bayangan yang dikehendaki sedangkan magnifikasi dalam teknik radiografi adalah sesuatu yang harus dihindari. Semakin besar nilai OID maka ketidaktajaman gambaran (unsharpness geometry) meningkat, untuk mengantisipasi adanya unsharpness
15
geometry yang disebabkan oleh magnifikasi dalam teknik makroradiografi, maka digunakan ukuran fokus yang kecil, pada pemeriksaan mammografi menggunakan ukuran fokus yang kecil ukuran 0,1 mm.
Untuk mendapatkan radiografi makro, maka cara yang dilakukan adalah merubah jarak sumber radiasi ke objek (source to object distance /SOD) dengan jarak sumber sinar ke bayangan (source to image distance/ SID) yang tetap atau merubah jarak sumber sinar ke bayangan (SID) dengan jarak sumber radiasi ke objek (SOD) yang tetap dengan konsekuensi teknik ini terdapat koreksi pemilihan faktor eksposi.
Gambar II.6. Skema variabel pembentukan bayangan: SOD, SID, OID, Ukuran focus (F), ukuran objek dan bayangan
(Sumber: Fundamental Physic of Radiology, Merideth, 1977) objek bayangan F SID OID SOD
16
Berdasarkan gambar II.6. setiap pembentukan bayangan pada radiografi maka bayangan akan terproyeksi ukurannya lebih besar dari ukuran objek aslinya. Magnifikasi gambar dirumuskan sebagai berikut(4)(7):
𝑚 = 𝐵𝑎𝑦𝑎𝑛𝑔𝑎𝑛
𝑈𝑘𝑢𝑟𝑎𝑛 𝑂𝑏𝑗𝑒𝑘 =
𝑆𝐼𝐷
𝑆𝐼𝐷−𝑂𝐼𝐷 ……….(II.1)
Rumus magnifikasi di atas berlaku jika sumber sinar-X berbentuk ukuran focal spots yaitu suatu titik poin (poin source focal spots), magnifikasi gambar dikenal dengan istilah pembesaran geometri (geometry magnification). Faktanya suatu sumber sinar-X pada pesawat rontgen adalah suatu bidang. Berikut skema geometri pembesaran bayangan pada fokus berbentuk bidang :
Gambar II.7. Geometri pembesaran gambar pada ukuran focal berbentuk bidang (Sumber: Cresten’s Fhysics of Diagnostic radiology, 1984)
F objek bayangan d SID SOD OID A B A’ B’ C C
17
Ukuran pembesaran bayangan yang terjadi pada sumber sinar yang berbentuk bidang dirumuskan sebagai berikut:(4)(7)
𝑀 = 𝑚 + 𝑚 − 1 ( 𝐹
𝑑 )………..(II.2)
Dimana M=ukuran pembesaran bayangan sesungguhnya, m=magnifikasi geometri, F = ukuran fokus dan d = ukuran objek.
Dari rumus (II.2.) didapatkan nilai magnifikasi atau pembesaran yang sesungguhnya (true magnification) yang ukurannya lebih besar dari pembesaran geometri. Pada gambar II.7. penambahan ukuran bayangan Pembesaran yang terjadi nilainya selain tergantung faktor magnifikasi geometri juga sebanding dengan ukuran fokal spot dan berbanding terbalik dengan ukuran objek.(4)(7)
II.5.2 Ketidaktajaman Geometri (Unsharpness Geometry)
Hasil radiografi pembesaran gambar citra anatomi yang dihasilkan terproyeksi lebih besar dari struktur aslinya sehingga diharapkan detail anatomi yang diperiksa akan terlihat dengan jelas, dalam arti detail kecil menjadi lebih jelas. Adanya jarak antara objek dengan film juga teknik radiografi makro menghasilkan kontras gambar yang lebih baik, sebab secara tidak langsung teknik ini mempresentasikan teknik celah udara (air gap technique). Kelemahan teknik radiografi ini adalah menurunkan ketajaman gambar disebabkan timbulnya ketidaktajaman gambar yang disebabkan oleh
18
faktor geometri. Faktor geometri pembentukan bayangan meliputi ukuran focal spots ( F), SID, OID dan SOD.
Gambar II.8. Skema pembentukan ketidaktajaman geometry
(Sumber: Cresten’s Fhysics of Diagnostic radiology, 1984)
Akibat sumber sinar berupa bidang maka suatu objek dengan ukuran PQ (gambar II.8.) akan terproyeksikan di film menjadi bayangan yang terdiri dari P’Q’ yang merupakan pusat bayangan dikenal dengan istilah umbra (bayangan sejati) yang dikelilingi bayangan RP’ dan Q’S yang dibentuk oleh beberapa titik dari focal spots yang disebut daerah penumbra (setengah bayangan) dengan densitas lebih rendah dan lebih kabur. Besarnya ketidaktajaman geometri pada prinsipnya adalah menghitung lebar daerah penumbra (RP’ atau Q’S). Dari gambar (II.8.) maka ukuran penumbra (RP’ atau Q’S) yang disebut ketidaktajaman geometri (Ug) dirumuskan(4) :
𝑈𝑔 = 𝐹. 𝑂𝐼𝐷
𝑆𝐼𝐷−𝑂𝐼𝐷 ………. (II.3.)
R P’ Q’ S F
19
Dari rumusan ini tampak jelas, ketidaktajaman geometri bertambah jika ukuran focus bertambah (F) dan jarak objek ke bayangan (OID) bertambah.(4)
II.6. Dosimetri
Dosimetri merupakan kegiatan pengukuran dosis radiasi dengan teknik pengukurannya didasarkan pada pengukuran ionisasi yang disebabkan oleh radiasi dalam gas, terutama udara. Dalam proteksi radiasi, metode pengukuran dosis radiasi ini dikenal dengan sebutan dosimetri radiasi. Selama perkembangannya, besaran yang dipakai dalam pengukuran jumlah radiasi selalu didasarkan pada jumlah ion yang terbentuk dalam keadaan tertentu atau pada jumlah energi radiasi yang diserahkan kepada bahan. Berikut ini akan dibahas besaran-besaran dan satuan-satuan dasar dalam dosimetri.
II.6.1. Dosis Serap
Dosis serap didefinisikan sebagai jumlah energi yang diserahkan oleh radiasi atau banyaknya energi yang diserap oleh bahan persatuan massa bahan itu. Jadi dosis serap merupakan ukuran banyaknya energi yang diberikan oleh radiasi pengion kepada medium. Meskipun dosis serap semula didefinisikan untuk penggunaan pada suatu titik tertentu, namun untuk tujuan proteksi radiasi digunakan pula untuk menyatakan dosis rata-rata pada suatu jaringan. Secara matematis, dosis serap (D) dirumuskan dengan(8):
20
D = dE / dm ……….. (II.4.)
dengan dE adalah energi yang diserap oleh medium bermassa dm dan memiliki satuan J.kg-1. Dalam sistem SI besaran dosis serap diberi satuan khusus, yaitu Gray. Dengan :
1 Gy = 1 J,kg-1
II.6.2. Dosis Ekuivalen
Dalam proteksi radiasi, besaran dosimetri yang lebih berguna karena berhubungan langsung dengan efek biologi adalah dosis ekuivalen. Besaran dosis ekuivalen lebih banyak digunakan berkaitan dengan pengaruh radiasi terhadap tubuh manusia atau sistem biologi lainnya. Dalam konsep dosis ekuivalen ini, radiasi apapun jenisnya asal nilai dosis ekuivalennya sama akan menimbulkan efek biologi yang sama pula terhadap jaringan tertentu. Dalam hal ini ada suatu faktor yang ikut menentukan dalam perhitungan dosis ekuivalen, yaitu
kualitas radiasi yang mengenai jaringan. Kualitas radiasi ini mencakup jenis dan energi dari radiasi yang bersangkutan.
Dosis ekuivalen pada dalam organ T yang menerima penyinaran radiasi R (HT.R) ditentukan melalui persamaan
(8)
:
21
dengan DT.R adalah dosis serap yang dirata-ratakan untuk daerah organ
atau jaringan T yang menerima radiasi R, sedangkan wR adalah faktor
bobot dari radiasi R. Satuan dosis equivalen yaitu Sievert disingkat dengan Sv. Sebelumnya dosis ekuivalen diberi satuan Rem (Roentgen equivalent man atau mammal).
II.6.3. Dosis Efektif
Hubungan antara peluang timbulnya efek biologi tertentu akibat penerimaan dosis ekuivalen pada suatu jaringan juga bergantung pada organ atau jaringan yang tersinari. Untuk menunjukan keefektifan radiasi dalam menimbulkan efek tertentu pada suatu organ diperlukan besaran baru yang disebut besaran dosis efektif. Besaran ini merupakan penurunan dari besaran dosis ekuivalen yang dibobot. Faktor pembobot dosis ekuivalen untuk organ T disebut
faktor bobot jaringan, wT. Nilai wT dipilih agar setiap dosis ekuivalen
yang diterima seragam di seluruh tubuh menghasilkan dosis efektif yang nilainya sama dengan dosis ekuivalen yang seragam itu. Jumlah faktor bobot jaringan untuk seluruh tubuh sama dengan satu.
Dosis efektif dalam organ T, HE yang menerima penyinaran
radiasi dengan dosis ekuivalen HT ditentukan melalui persamaan(8):
22 II.6.4. Paparan
Paparan pada mulanya merupakan besaran untuk menyatakan intensitas sinar-X yang dapat menghasilkan ionisasi di udara dalam jumlah tertentu. Berdasarkan definisi tersebut, maka paparan (X) dapat dirumuskan dengan(8):
X = dQ / dm ……… (II.7.)
dengan dQ adalah jumlah muatan elektron yang timbul sebagai akibat interaksi antara foton dengan atom-atom udara dalam volume udara bermassa dm. Besaran paparan ini mempunyai satuan Coulomb per kilogram-udara (C.kg-1) dan diberi nama khusus roentgen, disingkat R.(2)(3)
23 BAB III
METODOLOGI PENELITIAN
III.1 Tempat dan Waktu Penelitian
Penelitian ini dilaksanakan di Rumah Sakit Bhayangkara Mappaoudang Makassar periode Agustus-September 2012.
III.2 Alat Dan Bahan
Alat dan bahan yang digunakan dalam penelititan ini adalah sebagai berikut:
1. Pesawat X–ray dengan spesifikasi sebagai berikut:
a. Merek : Thosiba
b. Buatan : Made In Japan February 2000
c. Unit Model : E7252X
d. Ser. No : 0B113
e. Max Voltage : kV = 150 f. Focal spot : 1.2x1.2 mm
2. Film X-ray yang digunakan dalam penelitian adalah green sensitive
merek Fuji ukuran 24x30 cm.
3. Kaset dan lembar intesifying screen (IS) green emitting merek fuji ukuran 24x30 cm.
4. Koin logam dengan diameter 2.30 cm.
24 6. Automatic processing film. 7. Pendosemeter.
8. Mistar sebagai alat ukur objek dan bayangan.
III.3 Prosedur Penelitian
Prosedur penelitan ini menggunakan pesawat x-ray jenis mobile unit merk toshiba, buatan made in japan februari 2000 dan factor eksposi yang digunakan Kv= 44, mA= 125, s= 0,025. Ukuran focal spot 1.2x1.2 mm yang terdapat pada Rumah Sakit Bhayangkara Mappaoudang Makassar. Material objek adalah koin bahan logam. Koin diletakkan pada pertengahan kaset yang telah diisi lembar film. Tahap berikutnya adalah menetapkan SID 90 cm. Melakukan variasi pembesaran (magnifikasi) dengan rentang 1,00 - 2,50 dengan mengatur SOD dan OID sesuai ukuran yang telah ditetapkan. Melakukan penyinaran sekaligus mengukur dosis yang diterima pasien atau objek. Kemudian pengolahan film dengan menggunakan automatic processing pada tempat dan waktu yang sama. Besar bayangan diukur dengan menggunakan mistar.
25 III.4 Alur Penelitian
Gambar III.2. Alur prosedur penelitian
Persiapan Alat dan Bahan
Pengaturan Jarak, Faktor Eksposi dan Objek
Melakukan Variasi Magnifikasi Pengukuran Dosis Pengolahan Film Pengukuran Bayangan Hasil Kesimpulan Analisis
26
BAB IV
HASIL DAN PEMBAHASAN
IV.1 Hasil Penelitian
IV.1.1 Data ukuran bayangan dan nilai ketidaktajaman gambar
(unsharpness geometry)
Dalam penelitian ini telah dilakukan sebuah eksperimen dengan menggunakan objek sebuah koin dengan ukuran diameter objek adalah 2,30 cm. Dan faktor geometri yang digunakan dalam penelitian ini adalah nilai SID (source to image distance) adalah 90 cm, magnifikasi yang dibuat adalah pada rentang 1,00 – 2,50 kali dan ukuran fokal spot yang digunakan adalah 1,2 mm.
Berikut adalah tabel ukuran bayangan yang terjadi akibat nilai pembesaran yang dikehendaki pada teknik makroradiografi. Ukuran bayangan diukur sesuai dengan rumus (II.1.) dan mengukur bayangannya langsung dengan menggunakan alat ukur mistar.
27
Tabel. IV.1. Nilai Jarak Sinar ke Objek (SOD) dan Jarak Objek ke Bayangan (OID)
No. Magnifikasi SOD OID
1. 1,00 90 cm 0 cm 2. 1,25 72 cm 18 cm 3. 1,50 60 cm 30 cm 4. 1,75 51.4 cm 38.6 cm 5. 2,00 45 cm 45 cm 6. 2,25 40 cm 50 cm 7. 2,50 36 cm 54 cm
Tabel IV.2. Nilai ukuran bayangan dari berbagai variasi nilai magnifikasi
No. m
(magnifikasi)
Ukuran
Bayangan Selisih ukuran bayangan (cm) Manual (cm) Rumus (cm) 1 1,00 2,30 2,30 - 2 1,25 2,90 2,87 0,02 3 1,50 3,50 3,45 0,05 4 1,75 4,10 4,02 0,07 5 2,00 4,70 4,60 0,10 6 2,25 5,30 5,17 0,12 7 2,50 5,80 5,75 0,05
Dari tabel IV.2. besarnya nilai ukuran bayangan dari berbagai variasi nilai magnifikasi terdapat perbedaan atau penyimpangan yang tidak terlalu signifikanpada ukuran bayangan yang terbentuk dengan menggunakan alat ukur (manual) maupun dengan menggunakan rumusan teori (II.1).
Nilai ketidaktajaman geometri yang diberi symbol Ug dapat dicari dengan menggunakan konsep teori seperti pada gambar II.7.
28
dan II.8. dan menggunakan rumus (II.3). Cara lain mengukur nilai ketidaktajaman geometry (Ug) dapat dihitung dengan mengukur diameter bayangan yang terjadi yang disebut ukuran bayangan sesunggunya (true magnification) yang diberi symbol M, dikurangi dengan ukuran diameter koin yang diberi symbol m. Hasil pengurangan ini dibagi dua, inilah sebenarnya nilai dari ketidaktajaman geometry (Ug).
Berikut adalah nilai ketidaktajaman geometry (Ug) dari beberapa nilai magnifikasi gambar.
Tabel IV.3. Nilai ketidaktajaman geometry (Ug)
No. m (magnifikasi) Geometric Unsharpness (Ug) Selisih ukuran bayangan (cm) Manual (cm) Rumus (cm) 1 1,00 - - - 2 1,25 0,3 0.3 - 3 1,50 0,6 0,6 - 4 1,75 0,9 0,84 0.06 5 2,00 1,2 1,2 - 6 2,25 1,5 1,5 - 7 2,50 1,75 1,8 0.05
Besarnya nilai ketidaktajaman geometry (Ug) seperti pada tabel terdapat perbedaan atau penyimpangan yang tidak terlalu signifikan pada nilai ukuran ketidaktajaman geometry (Ug) dengan menggunakan alat ukur (manual) maupun dengan menggunakan rumusan teori (II.3) yaitu pada magnifikasi 1.75 dengan selisih ukuran bayangan 0.06 cm.
29
IV.1.2 Data Pengukuran Nilai Paparan Radiasi
Telah diketahui bahwa dalam pengukuran nilai dosis paparan radiasi yang sampai ke pasien atau objek sangat erat kaitannya dengan jarak antara sumber sinar-X ke objek. Hubungan nilai dosis paparan radiasi dengan jarak adalah mengikuti hukum invers square law, dalam arti semakin besar jarak pengukuran dosis radiasi maka nilai dosisnya berkurang dengan kuadrat jaraknya. Demikian pula semakin dekat jarak pengukuran dosis maka akan menghasilkan jumlah terima dosis bertambah dengan kuadrat jaraknya.
Pengukuran guna mencapai pembuktian terhadap hal di atas diawali dengan memvariasikan nilai magnifikasi dengan rentang 1 – 2,50 dengan faktor eksposi yang sama dan ukuran objek yang sama, dengan meletakan detektor pendosemeter tepat di daerah center point
dari lapangan penyinaran. Hasil dari percobaan ini dapat dilihat pada tabel dibawah ini:
Tabel.IV.4. Dosis paparan radiasi pada variasi nilai magnifikasi gambar
No. Magnifikasi Dosis Paparan Radiasi yang Diterima (µSv) 1 2 3 4 5 6 7 1,00 1,25 1,50 1,75 2,00 2,25 2,50 3,33 4,67 5,67 7,67 9,67 12,12 14,00
30
Pada magnifikasi 1.00 jarak OID yang digunakn 0 cm, dosis paparan radiasi yang diterima oleh kulit sebanyak 3.33 µSv. Magnifikasi 1.25 dengan jarak OID yang digunakan 18 cm, dosis paparan radiasi yang diterima oleh kulit sebanyak 4.67 µSv. Magnifikasi 1.50 dengan jarak OID yang digunakan 30 cm, dosis paparan radiasi yang diterima oleh kulit sebanyak 5.67 µSv. Magnifikasi 1.75 dengan jarak OID yang digunakan 38.6 cm, dosis paparan radiasi yang diterima oleh kulit sebanyak 7.67 µSv. Magnifikasi 2.00 dengan jarak OID yang digunakan 45 cm, dosis paparan radiasi yang diterima oleh kulit sebanyak 9.67 µSv. Magnifikasi 2.25 dengan jarak OID yang digunakan 50 cm, dosis paparan radiasi yang diterima oleh kulit sebanyak 12.12 µSv.Dan pada rentang yang tertinggi pada magnifikasi 2.50 dengan jarak OID yang digunakan 54 cm, dosis paparan radiasi yang diterima oleh kulit sebanyak 14.00 µSv.
IV.2 Pembahasan
IV.2.1 Pengaruh variasi magnifikasi gambar terhadap nilai ketidaktajaman gambar
Sesuai dengan hasil penelitian yang terdapat di tabel IV.2 dan IV.3 pengaruh variasi nilai magnifikasi gambar adalah mempengaruhi ukuran bayangan dan nilai ketidaktajaman geometri (Ug). Makin besar nilai magnifkasi maka nilai ketidaktajaman geometri (Ug) juga semakin meningkat. Berikut grafik yang memperlihatkan variasi nilai
31
magnifikasi gambar pada teknik makroradiografi dengan besarnya nilai ketidaktajaman geometri (Ug) dengan variabel nilai ukuran focal spot yang tetap.
Gambar IV.1. Grafik hubungan variasi nilai magnifikasi gambar dengan nilai unsharpness geometry dengan pendekatan rumus dan manual.
Dari data grafik IV.1 tampak variasi nilai magnifikasi atau pembesaran gambar menyebabkan peningkatan nilai ketidaktajaman geometri atau unsharpness geometry pada teknik makroradiogarfi. Semakin besar nilai magnifikasi maka semakin besar nilai ketidaktajaman geometri dan bersifat linear.
Pengaruh variasi nilai magnifikasi terhadap besarnya nilai ketidaktajaman geometri (Ug), hal ini telah sesuai dengan teori yang ada. Nilai magnifikasi akan meningkat manakala faktor jarak objek ke film (object to film distance/OID) meningkat. Kenaikan nilai
0 0,5 1 1,5 2 1 1,25 1,5 1,75 2 2,25 2,5 u n sh ar p n e ss ge o m e tr y Magnifikasi
Perbandingan Unsharpness Geometri
Manual Rumus
32
magnifikasi disebabkan adanya faktor peningkatan jarak objek ke bidang film semakin jauh.
Pada grafik IV.1 terlihat perbedaan nilai yang tidak terlalu signifikan antara pengukuran manual dan perhitungan rumus yaitu berada pada nilai magnifikasi 1.75 dan 2.50. Perbedaan yang terjadi antara 5% - 6%.
IV.2.2 Pengaruh variasi magnifikasi gambar terhadap nilai paparan dosis radiasi
Berikut adalah grafik hubungan antara magnifkasi dengan nilai paparan dosis radiasi :
Gambar IV.2. Grafik hubungan variasi nilai magnifikasi dengan dosis paparan radiasi
0 2 4 6 8 10 12 14 16 0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 N ilai Do si s Pap ar an R ad iasi (µ Sv )
33
Dari gambar IV.2 tampak dengan jelas pengaruh variasi nilai magnifikasi gambar pada teknik makroradiografi dengan besarnya paparan radiasi yang diterima pasien akan sebanding dengan nilai magnifikasi itu sendiri.
Hasil pengukuran nilai paparan dosis radiasi yang sampai ke objek menunjukan adanya hubungan antara nilai magnifikasi dan besarnya jumlah paparan dosis yang sampai ke pasien atau objek. Hasil ini tidak jauh berbeda jika dibandingkan dengan hasil penelitian pengaruh nilai magnifikasi terhadap ketidaktajaman gambar (unsharpness geometry) dimana dapat disimpulkan bahwa kenaikan nilai dosis paparan radiasi disebabkan adanya peningkatan jarak OID yang semakin dekat dengan sumber radiasi.
Mengingat akan pentingnya keselamatan radiasi sebaiknya nilai rentang magnifikasi yang digunakan sebaiknya tidak terlalu dekat dengan sumber radiasi, dan gambaran radiografi yang dihasilkan memberikan informasi yang cukup untuk keperluan diagnosa.
Sebaiknya magnifikasi yang digunakan pada rentang 1.25 dengan jarak OID yang digunakan 18 cm, dan cukup jauh dari sumber radiasi sehingga semakin kecil nilai dosis paparan radiasi yang diterima oleh pasien.
34 BAB V PENUTUP V.1 Kesimpulan
Berdasarkan penelitian yang telah dilakukan beserta hasil yang telah dicapai, maka dapat disimpulkan :
1. Pengaruh magnifikasi yang ditetapkan berhubungan dengan penempatan jarak OID dan SOD untuk menghasilkan ukuran bayangan pada film. Secara umum tidak ada perbedaan yang signifikan pada pengukuran bayangan secara manual maupun dengan menggunakan perhitungan rumus. Sedangkan pengaruh magnifikasi terhadap ketidaktajaman geometri berbanding lurus, dimana semakin besar nilai magnifikasi yang digunakan maka semakin besar pula ketidaktajaman geometri yang dihasilkan.
2. Pengaruh variasi nilai magnifikasi terhadap terimaan dosis paparan radiasi pada pasien diperoleh hasil yang linear, dimana semakin besar nilai magnifikasi yang ditetapkan, sehingga semakin besar nilai dosis yang akan diterima pasien karena jarak pasien dengan sumber radiasi semakin dekat.
35 V.2 Saran
1. Variasi dari faktor geometri dapat ditambahkan atau diperbanyak agar mendapatkan hasil yang lebih beragam dan akurat.
2. Mengingat pentingnya upaya proteksi radiasi maka sebaiknya dalam menghasilkan gambaran radiograf yang baik, pekerja radiasi juga harus mengoptimalkan serendah mungkin dosis paparan radiasi yang diterima oleh pasien.
36
DAFTAR PUSTAKA
1. Akhadi, M., 2000, ”Dasar-dasar Proteksi Radiasi”, Cetakan Pertama,
Jakarta, PT. Rineka Cipta.
2. Carrol, QB., 1985, “Principle of Radiographic Exposure Processing and QualityContro”,Third Edition, USA, Charless C, Thomas Publisher. 3. Chember, H., 1983, “Pengantar Fisika Kesehatan” (diterjemahkan oleh
Achmad Toekiman), Semarang, IKIP Press.
4. Curry III, Thomas S., 1984, “ChristensensIntroduction to The Physics of Diagnostic Radiology”, Third Edition, Lea and Eigher Philadelphia
5. Halmshaw, Ron and Kowol, Tom, ”Indikator Kualitas Gambar Radiografi Industri”, Email: enquiries@ie-ndt.co.uk
6. Waaler, D and Hoffman, B, ”Image Rejects/Retakes Radiographic Challenges”
7. Website: http://radiographics.rsna.org 8. Website: http://dosimetri.html
