BAB II Tinjauan Pustaka

BAB II Tinjauan Pustaka 2.1 Magnetic Resonance Imaging (MRI) Magnetic Resonance Imaging (MRI) adalah suatu teknik penggambaran penampang tubuh berdasarkan prinsip resonansi magnetik inti atom hidrogen. Tehnik penggambaran MRI relatif komplek karena gambaran yang dihasilkan tergantung pada banyak parameter. Alat tersebut memiliki kemampuan membuat gambaran potongan coronal, sagital, aksial dan oblik tanpa banyak memanipulasi tubuh pasien. Bila pemilihan parameternya tepat, kualitas gambaran detil tubuh manusia akan tampak jelas, sehingga anatomi dan patologi jaringan tubuh dapat dievaluasi secara teliti. Magnetic Resonance Imaging yang disingkat dengan MRI adalah suatu alat diagnostik mutahir untuk memeriksa dan mendeteksi tubuh dengan menggunakan medan magnet dan gelombang frekuensi radio, tanpa operasi, penggunaan sinar X ataupun bahan radioaktif. Hasil pemeriksaan MRI adalah berupa rekaman gambar potongan penampang tubuh/organ manusia dengan menggunakan medan magnet berkekuatan antara 0,064 – 1,5 tesla (1 tesla = 1000 Gauss) dan resonansi getaran terhadap inti atom hidrogen. Beberapa faktor kelebihan yang dimilikinya, terutama kemampuannya membuat potongan koronal, sagital, aksial dan oblik tanpa banyak memanipulasi posisi tubuh pasien sehingga sangat sesuai untuk diagnostik jaringan lunak.

2.2 Komponen MRI Komputer pada MRI merupakan otak dan komponen utama yang digunakan untuk memproses sinyal, menyimpan data dan menampilkan gambar yang dihasilkan. Selain sistem computer, komponen utama pada perangkat MRI adalah: magnet utama, koil gradient X, Y, dan Z, koil pemancar dan penerima radiofrekuensi, serta sistem akuisisi data dalam komputer. Pada gambar 2.1 menunjukkan beberapa perangkat keras dari mesin MRI dimana diantaranya magnet utama, koil gradient X, Y, dan Z, koil pemancar dan penerima radiofrekuensi.

Gambar 2.1 Beberapa perangkat keras dari mesin MRI 2.2.1 Magnet Utama Magnet utama dipakai untuk membangkitkan medan magnet berkekuatan besar yang mampu menginduksi jaringan tubuh sehingga menimbulkan magnetisasi. 2.2.2 Koil Gradien Koil gradien dipakai untuk membangkitkan medan magnet gradien yang berfungsi untuk menentukan irisan, pengkodean frekuensi, dan pengkodean fase. Terdapat tiga medan yang saling tegak lurus, yaitu bidang x, y, dan z. Peranannya akan saling bergantian berkaitan dengan potongan yang dipilih yaitu aksial, sagital atau coronal. Gradien ini digunakan untuk memvariasikan medan pada pusat magnet yang terdapat tiga medan yang saling tegak lurus antara ketiganya (x,y,z). Pada gambar dibawah ini dapat dilihat komponen dari koil gradient yang ada pada mesin MRI diamana Kumparan gradien dibagi 3, yaitu : a. Kumparan gradien pemilihan irisan (slice) – Gz b. Kumparan gradien pemilihan fase encoding - Gy c. Kumparan gradien pemilihan frekuensi encoding – Gx

Gambar 2.2 Skema koil 𝐺𝐺𝑥𝑥 , 𝐺𝐺𝑦𝑦 , dan 𝐺𝐺𝑧𝑧 2.2.3 Koil Radio Frekuensi Koil radio frekuensi (RF Coil) terdiri dari 2 yaitu koil pemancar dan koil penerima. Koil pemancar berfungsi untuk memancarkan gelombang radio pada inti yang terlokalisir sehingga terjadi eksitasi, sedangkan koil penerima berfungsi untuk menerima sinyal output setelah proses eksitasi terjadi. Koil RF dirancang untuk sedekat mungkin dengan obyek agar sinyal yang diterima memiliki amplitudo besar. Beberapa jenis koil RF diantaranya : a. Koil Volume (Volume Coil) Volume coils dapat digunakan secara eksklusif sebagai coils penerima atau kombinasi coils mengirim / menerima. Volume coils ditandai dengan kualitas sinyal homogen. Tipe lain dari coil volume kumparan tubuh, yang merupakan bagian integral dari sebuah scanner MR dan biasanya terletak di dalam lubang magnet itu sendiri. b. Koil Permukaan (Surface Coil) c. Koil Linier d. Koil Kuadrat e. Phase Array Coil

2.2.4

Sistem Komputer

Sistem komputer bertugas sebagai pengendali dari sebagian besar peralatan MRI. Dengan kemampuan perangkat lunak yang besar, komputer mampu melakukan tugas-tugas multi (multi tasking), diantaranya adalah operator input, pemilihan slice, kontrol sistem gradien, kontrol sinyal RF dan lain-lain. Komputer juga berfungsi untuk mengolah sinyal hingga menjadi citra MRI yang dapat dilihat pada layar monitor, disimpan ke dalam disk atau CD, atau bisa langsung dicetak. 2.3 Proses Pembentukan Citra Pada MRI 2.3.1 Spin Proton Magnetic resonance (MR) pencitraan menggunakan sinyal dari inti atom hidrogen (H) untuk membuat citra. Sebuah atom hidrogen terdiri dari inti yang mengandung satu proton dan elektron tunggal mengorbit inti (seperti terlihat pada Gambar. 2.3). Proton memiliki muatan positif dan elektron muatan negatif, atom hidrogen secara keseluruhan adalah netral.

Gambar 2.3 Spin pada inti dari atom H Terlepas dari muatan positif, proton memiliki spin. Spin Proton adalah sifat instristik partikel bermuatan listrik yang berputar pada sumbunya sehingga menimbulkan arus listrik di sekitar sumbu putarnya. Arus listrik ini akan menginduksi medan magnet sehingga inti atom memiliki momen magnetik mikroskopik. Pada unsur yang memiliki nomor atom genap momen magnetik inti akan saling menghilangkan. Untuk itu, agar tetap diperoleh momen magnetik inti maka diperlukan unsur yang memiliki nomor atom ganjil.

Ini berarti bahwa proton berputar sekitar porosnya seperti gasing berputar. Proton tersebut memiliki dua sifat penting yaitu Sebagai massa berputar (m), proton memiliki momentum sudut dan berputar untuk mempertahankan orientasi spasial sumbu rotasi (seperti terlihat pada Gambar 2.4a.). Sebagai massa berputar dengan muatan listrik, sebagai tambahan proton memiliki momen magnetic dan berperilaku seperti magnet kecil. Oleh karena itu, proton dipengaruhi oleh medan magnet eksternal dan gelombang elektromagnetik (seperti terlihat pada Gambar. 2.4b).

Gambar 2.4a. momentum sudut proton

Gambar. 2.4b. proton memiliki momen magnetic Spin proton selalu memiliki besar yang sama dan tidak akan dapat dipercepat atau melambat, karena itu adalah sifat dasar dari partikel elementer. Hidrogen adalah nucleus aktif yang banyak digunakan dalam pencitraan MRI karena hidrogen dalam tubuh sangat banyak dan protonnya mempunyai moment magnetic yang besar. Dalam kondisi normal moment magnetic inti hydrogen arahnya random (seperti terlihat pada Gambar 2.5).

Gambar 2.5 Inti hydrogen arahnya random Namun apabila ditempatkan dalam suatu medan magnet yang kuat, moment magnetic inti-inti atom akan menyesuaikan arah dengan medan magnet (seperti terlihat pada Gambar 2.6).

Gambar 2.6 inti-inti atom H yang parallel dan anti parallel Faktor-faktor yang mempengaruhi penyesuaian inti-inti atom hidrogen terhadap medan magnet eksternal adalah kuat lemahnya medan magnet dan energi inti atom, yakni bila energi lebih lemah tidak cukup kuat untuk berlawanan dengan medan magnet (𝐵𝐵0 ), dan bila energi tinggi maka akan

cukup untuk anti parallel (seperti terlihat pada Gambar 2.6). Inti yang paling banyak mendominasi jaringan biologi tubuh manusia adalah atom hydrogen. Atom hydrogen sangat banyak terdapat dalam jaringan biologi tubuh manusia dan

protonnya

mempunyai moment

magnetic

yang

besar.

Hal

ini

menyebabkan sinyal hidrogen yang dihasilkan 1000 kali lebih besar dari pada atom lainnya dalam tubuh, sehingga atom inilah yang digunakan sebagai sumber sinyal dalam pencitraan MRI.

2.3.2

Presesi Tiap-tiap spin inti hidrogen membentuk Net Magnetisation Vector

(NMV) (seperti terlihat pada Gambar 2.8) pada sumbu atau porosnya. Pengaruh dari medan magnet eksternal (𝐵𝐵0 ) akan menghasilkan spin sekunder

atau gerakan NMV mengelilingi 𝐵𝐵0 . Spin sekunder ini disebut precession (seperti terlihat pada Gambar 2.7), dan menyebabkan magnetik moment bergerak secara circular mengelilingi 𝐵𝐵0 . Jalur sirkulasi pergerakan itu disebut precessional path dan kecepatan gerakan NMV mengelilingi 𝐵𝐵0

disebut frekuensi presesi. Satuan frekuensinya MHz, dimana 1 Hz = 1 putaran per-detik. Kecepatan atau frekuensi presesi proton atom hydrogen tergantung pada kuat magnet eksternal yang diberikan pada jaringan. Semakin kuat medan semakin cepat presesi proton dan frekuensi presesi yang tergantung pada kuat medan magnetik disebut dengan frekuensi Larmor yang mengikuti persamaan :

𝜔𝜔0 = 𝛾𝛾0 · 𝐵𝐵0

(1)

Dimana: 𝜔𝜔0 adalah frekuensi Larmor dalam megahertz (MHz) 𝛾𝛾0 rasio gyromagnetic (MHz/T)

𝐵𝐵0 kekuatan medan magnet eksternal dalam satuan tesla (T)

Proton memiliki rasio gyromagnetic dari γ = 42,58 MHz / T, sehingga

frekuensi Larmor dari 68,866 MHz di 1,5 T.

Gambar 2.7 Proses dari Presesi atom Hydrogen

Gambar 2.8 Ilustrasi dari Net Magnetisasi Vector (NMV) 2.3.3

Resonansi Merupakan sebuah fenomena diamana Radio Frekuensi (RF)

dipancarkan dengan frekuensi yang sama dengan frekuensi larmor atom maka akan terjadi fenomena resonansi. Apabila objek diletakkan dalam medan magnet eksternal yang sangat kuat, maka inti-inti atomnya akan berada pada arah yang searah atau berlawanan dengan medan magnet eksternal dan intiinti itu akan mengalami perpindahan dari suatu energi ke tingkat energi yang lain setelah diberikan Radio Frekuensi (seperti terlihat pada Gambar 2.9). Proses perpindahan energi ini seringkali merubah arah dari NMV, akibatnya vektor dapat berubah arah dari arah longitudinal atau parallel medan magnet eksternal, ke arah vektor yang lain.

Gambar 2.9 pemberian Radiofrekuensi pada atom Hidrogen Pulsa Radio Frekuensi yang dipancarkan harus mempunyai frekuensi tertentu untuk dapat berperan dalam proses transisi energi pada atom, dan harus disesuaikan dengan kekuatan medan magnet eksternal (lihat Table 2.1). Table 2.1 Karakteristik Atom Isotope

Symbol

Hydrogen Carbon Oxygen Fluorine Sodium Magnesium Phosphorus Sulphur Iron

H1 C13 O17 F19 Na23 Mg25 P31 S33 Fe57

Spin Quantum Number 1/2 1/2 5/2 1/2 3/2 5/2 1/2 3/2 1/2

Gyro Magnetic Ratio (MHz/T) 42,6 10,7 5,8 40,0 11,3 2,6 17,2 3,3 1,4

Besar nilai magnetisasi dari obyek atau jaringan yang berada dalam medan magnet eksternal merupakan hubungan linier yaitu semakin besar nilai medan magnet eksternalnya maka akan semakin besar nilai magnetisasinya, setelah pemberian sinyal Radiofrekuensi maka atom hydrogen akan memancarkan energi berupa sinyal dimana sinyal ini diterima oleh koil Radio Frekuensi Receiver, diamana sinyal ini disebut sinyal MR (magnetic resonance),

2.3.4

MR Signal Akibat resonansi NMV yang mengalami inphase pada bidang

transversal. Hukum Faraday menyatakan jika receiver koil ditempatkan pada area medan magnet yang bergerak misalnya NMV yang mengalami presesi pada bidang transversal tadi akan dihasilkan voltage dalam receiver koil. Oleh karena itu NMV yang bergerak menghasilkan medan magnet yang berfluktuasi dalam koil. Saat NMV berpresesi sesuai frekuensi Larmor pada bidang transversal, maka akan terjadi voltage. Voltage ini merupakan MR signal. Frekuensi dari signal adalah sama dengan frekuensi Larmor, besar kecilnya sinyal tergantung pada banyaknya magnetisasi dalam bidang transversal. Bila masih banyak NMV, akan menimbulkan sinyal yang kuat dan tampak terang pada gambar, bila NMV lemah akan sedikit menimbulkan sinyal dan akan tampak gelap pada citra MRI. Pada saat terjadi magnetisasi transversal maka terjadi pula keadaan in phase pada bidang transversal sehingga akan terjadi induksi dari medan magnet terhadap koil penerima yang akan tercatat sebagai sinyal. Kuat dan lemahnya magnetisasi pada bidang transversal ini akan berpengaruh pada kekuatan signal MR dan berpengaruh pada intensitas gelap dan terang pada citra MRI. Bila signal MR kuat maka akan memberikan gambaran citra yang terang atau Hiperintens, sedangkan apabila signal MRI lemah akan memberikan citra MRI gelap atau Hipointens. Bila pulsa RF dihentikan, moment magnetik pada bidang transversal yang dalam keadaan Inphase akan mengalami Dephase kembali sehingga magnetisasi pada bidang transversal akan menurun, akibatnya induksi pada koil penerima juga akan semakin melemah yang dikenal dengan sinyal Free Induction Decay (FID). 2.3.5

Sinyal Free Induction Decay (FID) Selama melakukan gerakan presesi, vektor magnetisasi dalam

koordinat kartesian dapat diuraikan menjadi dua komponen yaitu : 1. Komponen logitudinal 𝑀𝑀𝑧𝑧 pada sumbu z, yakni arah magnetisasi

(M) mula-mula sebelum mengalami simpangan (sama dengan arah medan magnet eksternal).

2. Komponen tranversal 𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 pada bidang xy (tegak lurus arah medan magnet ekternal)

Selama berpresesi arah 𝑀𝑀𝑧𝑧 tetap, sedangkan 𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 berputar pada bidang

xy (seperti terlihat pada gambar 2.10), dimana putaran 𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 inilah yang menghasilkan sinyal NMR dimana dipancarkan dari proton yang beresonansi yang sinyalnya disebut sebagai Sinyal Free Induction Decay (FID).

Gambar 2.10 Skema dari Free Induction Decay (FID) 2.3.6

Relaksasi (Relaxation) Sebuah

proses

diamana

atom

hidrogen

kembali

kepada

kesetimbangannya. Selama NMV membuang seluruh energinya yang diserap dan kembali pada 𝐵𝐵0 disebut sebagai proses Relaksasi. Pada saat NMV

kehilangan magnetisasi transversal yang dikarenakan Dephase terjadi proses Relaksasi yang menghasilkan recoveri magnetisasi longitudinal (𝑀𝑀𝑧𝑧 ) dan decay dari magnetisasi transversal (𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 ).

a. Recoveri dari magnetisasi longitudinal disebabkan oleh proses yang dinamakan 𝑇𝑇1 recoveri.

b. Decay dari magnetisasi transverse disebabkan oleh proses yang

2.3.7

dinamakan 𝑇𝑇2 decay.

𝑇𝑇1 Recoveri (Longitudinal Relaxation)

Disebabkan oleh inti-inti atom yang memberikan energinya pada lingkungan sekitarnya atau lattice, dan disebut spin lattice relaksasi. Energi yang dibebaskan pada sekeliling lattice menyebabkan inti-inti atom untuk recoveri

kemagnetisasi

longitudinal.

Rate

Recoveri

adalah

proses

eksponensial denganwaktu yang konstan yang disebut 𝑇𝑇1 . 𝑇𝑇1 adalah waktu pada saat 63% magnetisasi longitudinal (𝑀𝑀𝑧𝑧 ) untuk Recoveri (seperti terlihat pada gambar 2.11).

Gambar 2.11 Diagram 𝑇𝑇1 Recoveri (spin lattice relaksasi)

2.3.8

𝑇𝑇2 Decay (Transverse Relaxation)

Disebabkan oleh pertukaran energi inti atom dengan atom yang lain. Pertukaran energi ini disebabkan oleh medan magnet dari tiap-tiap inti atom berinteraksi dengan inti atom lain. Seringkali dinamakan spin-spin relaksasi dan menghasilkan decay atau hilangnya magnetisasi transversal. Rate decay juga merupakan proses eksponensial, sehingga waktu relaksasi 𝑇𝑇2 dari jaringan soft tissue konstan. 𝑇𝑇2 adalah waktu pada saat 37% magnetisasi transversal (𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 ) meluruh (seperti terlihat pada gambar 2.12).

Gambar 2.12 Grafik dari 𝑇𝑇2 Decay (spin-spin relaksasi)

Besarnya dan proses waktu frekuensi 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 sangat berpengaruh

pada sinyal keluaran yang akan ditransformasikan sebagai kontras citra MR, sebab kurva 𝑇𝑇1 akan menentukan magnetisasi transversal (𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 ). Peluruhan 𝑇𝑇2

(waktu relaksasi 𝑇𝑇2 ) adalah efek yang paling berkontribusi pada gambar citra, sebab pada proses dephase proton akan dihasilkan suatu induksi sinyal.

Pengulangan pulsa RF terjadi sebelum kurva recovery menjadi maksimal sehingga obyek jaringan dengan 𝑇𝑇1 pendek (cepat kembali ke kondisi kesetimbangan) akan mempunyai jumlah recovery yang banyak dibandingkan

dengan jaringan yang mempunyai waktu yang panjang, sehingga dalam citra MRI akan di dapatkan gambar yang hitam pada pembobotan 𝑇𝑇1 spin echo. Setelah pulsa RF diberikan pada obyek sebesar 63,9 MHz, magnetisasi longitudinal (𝑀𝑀𝑧𝑧 ) akan diputar 90° ke bidang transversal (𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 ) dan terjadi

proses relaksasi 𝑇𝑇2 . Jaringan yang mempunyai nilai 𝑇𝑇2 pendek, dephase yang terjadi sangat cepat sehingga intensitas sinyal yang dihasilkan sangat besar

dan jaringan dengan waktu relaksasi 𝑇𝑇2 pendek ini akan kelihatan hitam pada

pembobotan nilai 𝑇𝑇2 . Proses relaksasi 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 adalah suatu kerja yang berlawanan yaitu pada saat proses pertumbuhan kembali magnetisasi

longitudinal (𝑀𝑀𝑧𝑧 ) diimbangi dengan peluruhan yang cepat pada kurva relaksasi 𝑇𝑇2 . Dua efek relaksasi 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 terjadi ketika objek diberikan gelombang radio RF yang merupakan bentuk pulsa sequence. Pulsa sequence

dalam pencitraan MRI dibentuk untuk mengetahui bagaimana efek 𝑇𝑇1 pada

pembobotan citra 𝑇𝑇1 Weighted, efek 𝑇𝑇2 pada pembobotan citra 𝑇𝑇2 Weighted.

Rangkaian pulsa RF dephasing phase echo dalam mendapatkan citra MRI dilakukan pengulangan untuk satu pemeriksaan. Waktu pengulangan antara pulsa sequence yang satu dengan yang berikutnya disebut dengan Time Repetition (TR), sedangkan waktu tengah antara pengiriman pulsa pertama dengan sudut 90º dan sinyal maksimum (echo) disebut dengan Time Echo (TE). Parameter 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 sebagai sifat intrinsik jaringan, serta TE dan TR sebagai parameter teknis yang digunakan akan mengontrol derajat

kehitaman pada citra MRI. Pada 𝑇𝑇2 Weighted derajat kehitaman gambar akan dikontrol oleh TE dan 𝑇𝑇2 (Spin spin relaxation), sedangkan untuk

𝑇𝑇1

Weighted derajat kehitaman akan dikontrol oleh TR dan 𝑇𝑇1 ((Spin lattice relaxation). Secara umum 𝑇𝑇1 Weighted akan menunjukkan struktur anatomi, dan 𝑇𝑇2 Weighted menunjukkan struktur patologi.

2.3.9

Relaksasi 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2

Eksitasi pulsa RF mengakibatkan vector magnetisasi (M) dari satu jaringan akan memiliki arah menjauhi arah medan magnet luar (𝐵𝐵0 ). Pulsa RF 90º artinya M berubah arah 90º dari keadaan semula atau tegak lurus

terhadap 𝐵𝐵0 . Jika diibaratkan 𝐵𝐵0 sejajar sumbu Z, Sumbu X, sumbu Y tegak

lurus terhadap Z seperti pada gambar 2.13, maka pulsa RF menyebabkan M sejajar sumbu XY (𝑀𝑀𝑋𝑋𝑋𝑋 ).

Gambar 2.13 M sejajar sumbu XY (𝑀𝑀𝑋𝑋𝑋𝑋 ). Pada saat M berada pada sumbu XY (𝑀𝑀𝑋𝑋𝑋𝑋 ) inilah sinyal tertinggi yang

bisa ditangkap oleh detector. Semakin lama, 𝑀𝑀𝑋𝑋𝑋𝑋 akan berkurang karena kembali ke Z dengan proses yang disebut Relaksasi, sampai akhirnya tidak adalagi vector magnetisasi pada sumbu xy. Demikian pula sinyal yang ditangkap. Setiap inti atom H memiliki waktu relaksasi 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 yang berbeda-beda tergantung dari pada jaringan apa dia terikat. Waktu relaksasi 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 beberapa jaringan tubuh dapat dilihat seperti table dibawah.

Tabel 4.2 Waktu relaksasi 𝑇𝑇1 beberapa jaringan

𝑇𝑇1 Constans (in ms)

0,2 Tesla

Fat

1,0 Tesla

1,5 Tesla

240

Muscle

370

730

863

White Matter

388

680

783

Gray Matter

492

809

917

1,400

2,500

3,000

CSF

Tabel 4.2 Waktu relaksasi 𝑇𝑇2 beberapa jaringan

𝑇𝑇2 Constans (in ms) Fat

84

Muscle

47

White Matter

92

Gray Matter

101

CSF

1,400 Waktu relaksasi 𝑇𝑇2 lebih cepat dari relaksasi 𝑇𝑇1 . 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 lemak (fat)

lebih cepat dari cairan otak (CSF). Suatu citra 𝑇𝑇1 terbobot artinya kontras

jaringan sesuai dengan relaksasi 𝑇𝑇1 , yaitu lemak 𝑇𝑇1 nya cepat tampak hiperintens dibandingkan cairan yang 𝑇𝑇1 nya lama seperti gambar 2.14 dibawah ini

Gambar 2.14 grafik relaksasi 𝑇𝑇1

Suatu citra 𝑇𝑇2 terbobot artinya kontras jaringan sesuai dengan

relaksasi 𝑇𝑇2 , yaitu cairan yang relaksasi 𝑇𝑇2 nya lama, tampak hiperintes dibanding lemak yang 𝑇𝑇2 nya cepat, seperti pada gambar 2.15, cairan CSF

tampak Hipointens pada 𝑇𝑇1 terbobot dan 𝑇𝑇2 terbobot pada citra lumbal dapat dlilihat pada gambar 2.16

Gambar 2.15 grafik relaksasi 𝑇𝑇2

𝑇𝑇1

𝑇𝑇2

Gambar 2.16 Citra potongan Sagital 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 terbobot dari lumbal

𝑇𝑇1 terbobot dan 𝑇𝑇2 terbobot ini ditentukan dengan pengaturan waktu

perulangan (Time Repetition/TR) pulsa RF dan waktu echo (Time echo/TE). TR panjang dan TE panjang akan menghasilkan 𝑇𝑇2 terbobot, sedangkan TR pendek dan TE pendek akan menghasilkan 𝑇𝑇1 terbobot. 2.4 Parameter Pembentuk Citra Pada MRI 2.4.1

Spin Echo (SE) Spin Echo adalah sequence yang paling banyak digunakan pada

pemeriksaan MRI. Pada spin echo standar, segera setelah pulsa pertama dengan sudut 90º diberikan, sebuah FID segera terbentuk. Dengan menggunakan kekuatan radiofrekuensi yang sesuai, akan terjadi transfer NMV bersudut 900 kemudian diikuti dengan rephrasing pulse bersudut 1800 .

Spin echo menggunakan eksitasi pulsa dengan sudut 900 yang diikuti oleh satu atau lebih rephasing pulsa bersudut 1800 , untuk menghasilkan Spin Echo. Spin echo (SE) sama dengan urutan Gradien echo dengan pengecualian

bahwa ada tambahan refocusing pulsa bersudut 180° (seperti terlihat pada Gambar 2.13).

Gambar 2.17 Pembentukan Spin Echo 2.4.2

Inversion recovery (IR) Inversion recovery (IR) ialah urutan eksitasi SE (Spin Echo) pulsa

bersudut 90° dengan tambahan pulsa inversi bersudut 180° yang dimana pulsa RF yang bersudut 180° rephasing dari urutan SE konvensional. Pulsa inversi membalikan magnetisasi longitudinal dari

𝑀𝑀𝑧𝑧 positif kedalam 𝑀𝑀𝑧𝑧 arah

negatif (seperti terlihat pada Gambar. 2.14). Setelah beberapa relaksasi telah

terjadi, pulsa 90° urutan SE diterapkan. Waktu antara pulsa RF yang bersudut 180° dan pulsa RF yang bersudut 90 ° adalah Time Inversion (TI) (seperti terlihat pada Gambar 2.14).

Gambar 2.18 Waktu antara pulsa 180° dan pulsa RF 90° Kontras pada gambar dapat dimanipulasi dengan mengubah waktu inversi. Dengan TI pendek dan pengiriman pulsa eksitasi yang bersudut 90° segera setelah pulsa RF yang bersudut 180° inversi, semua magnetisasi longitudinal negatif membalik atau flip ke bidang transversal. Jika waktu inversi cukup panjang memungkinkan relaksasi penuh, sinyal kembali menjadi lebih kuat. Ketika pulsa pembalik dihapus, vektor magnetisasi mulai relaksasi kembali ke 𝐵𝐵0 . Kontras gambar yang dihasilkan sangat tergantung pada

panjang TI serta TR dan TE. Kontras dalam gambar terutama tergantung pada besarnya magnet longitudinal yang (seperti pada putaran echo) setelah waktu tunda yang dipilih TI. Kontras didasarkan pada kurva recovery TI setelah inversi pulsa RF yang bersudut 180º. Inverting pulsa RF yang bersudut 180º dapat menghasilkan perbedaan kontras besar antara lemak dan air karena saturasi penuh vektor lemak atau air dapat dicapai dengan memanfaatkan TI yang sesuai.

2.4.3

Short Time Inversion Recovery (STIR) STIR (Short Time Inversion Recovery) adalah urutan pulsa inversi

dengan waktu tertentu sehingga dapat menekan sinyal dari lemak. Urutan pulsa pemulihan inversi merupakan urutan pulsa Spin Echo didahului oleh pulsa RF yang bersudut 180°. Sequence STIR membalikkan magnetisasi longitudinal baik lemak dan air dengan pengiriman pulsa RF yang bersudut 180°, yang diikuti oleh TI (Time Inversion) beberapa ratus milidetik. Untuk

menekan sinyal lemak, TI disesuaikan sedemikian rupa sehingga pulsa RF yang bersudut 90° dipancarkan tepat pada saat ketika lemak melewati nol. TI menekan lemak sekitar 150-175 msec pada kekuatan bidang magnet 1,5 T dan sekitar 100 msec pada bidang magnet 0,5 T.

Gambar 2.19 Grafik Pembobotan STIR STIR merupakan urutan pulsa recovery inversi yang menggunakan TI yang sesuai dengan waktu yang dibutuhkan untuk pulih dari inversi penuh lemak terhadap bidang transversal sehingga tidak ada magnet longitudinal yang sesuai dengan lemak. Ketika pulsa RF yang bersudut 90º bereksitasi diterapkan setelah waktu tunda TI, sinyal dari lemak batal. STIR digunakan untuk mencapai penekanan sinyal lemak dalam gambar 𝑇𝑇1 weighted dan 𝑇𝑇2

weighted. Sebuah TI dari 150-175 msec mencapai penekanan lemak meskipun nilai ini bervariasi pada kekuatan lapangan magnet yang berbeda.

2.5 Parameter yang mempengaruhi Pembobotan Citra 2.5.1

Time Repetition (TR), Time Echo (TE), Flip Angle Time Repetition (TR) merupakan parameter yang mengontrol jumlah

magnetisasi longitudinal (𝑀𝑀𝑧𝑧 ) yang recoveri sebelum RF pulse berikutnya.

TR yang panjang memungkinkan full recovery sehingga lebih banyak yang

akan mengalami magnetisasi transversal (𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 ) pada RF pulse berikutnya. TR

yang panjang akan meningkatkan Signal Noise Ratio dan TR yang pendek menurunkan Signal Noise Ratio. Sedangkan Time Echo (TE) merupakan parameter yang mengontrol jumlah magnetisasi transversal (𝑀𝑀𝑥𝑥𝑥𝑥 ) yang

akan Decay sebelum echo itu dicatat.

Time Repetition (TR) dan waktu Time Echo (TE) merupakan kunci dari penciptaan kontras citra MRI. Pada Gambar 2.14 menunjukkan simbol yang paling sering digunakan untuk diagram urutan pulsa, termasuk echo dengan penggunaan Spin Echo (SE) dan Gradien Echo (GRE). Hal ini penting untuk mengenali simbol-simbol ini, karena selalu digunakan untuk mewakili TR dan TE.

Gambar 2.20 Definisi simbol yang digunakan dalam diagram urutan pulsa. TR adalah waktu (biasanya diukur dalam milidetik) antara penerapan pulsa RF eksitasi dan awal pulsa RF berikutnya. TE (juga biasanya diukur dalam milidetik) adalah waktu antara penerapan pulsa RF dan puncak gema terdeteksi

(seperti

terlihat

pada

Gambar

2.16a).

Kedua

parameter

mempengaruhi kontras gambar MR karena memberikan berbagai tingkat kepekaan terhadap perbedaan waktu relaksasi antara berbagai jaringan. Pada TR pendek, perbedaan waktu relaksasi antara lemak dan air dapat dideteksi (magnetisasi longitudinal pulih lebih cepat dari pada lemak dalam air), di TR panjang, tidak dapat dideteksi. Oleh karena itu, TR berhubungan dengan 𝑇𝑇1 (seperti terlihat pada Gambar 2.16b) dan mempengaruhi kontras gambar 𝑇𝑇1

Weighted. Pada TE singkat, perbedaan sinyal 𝑇𝑇2 lemak dan air tidak dapat

dideteksi dan penggunaan TE panjang dapat dideteksi. Oleh karena itu, TE

berhubungan dengan 𝑇𝑇2 (seperti terlihat pada Gambar 2.16b) dan

mempengaruhi kontras gambar 𝑇𝑇2 Weighted. Ketika TR panjang dan TE pendek, perbedaan dalam pemulihan magnetisasi dan peluruhan sinyal antara

lemak dan air yang tidak dapat dibedakan (seperti terlihat pada Gambar 2.16b) Oleh karena itu, kontras diamati pada gambar MR dihasilkan adalah terutama karena perbedaan kepadatan proton antara kedua jenis jaringan. Jaringan dengan lebih proton memiliki intensitas sinyal yang lebih tinggi, dan jumlah proton lebih sedikit memiliki intensitas sinyal yang lebih rendah.

Gambar 2.21 (a) Skema representasi dari TR dan TE (b) Grafik menunjukkan efek TR pendek dan panjang (kiri) dan pendek dan panjang TE (kanan) pada pemulihan 𝑇𝑇1 dan 𝑇𝑇2 pada peluruhan lemak dan air, TR berhubungan dengan 𝑇𝑇1 dan mempengaruhi pembobotan 𝑇𝑇1 Weighted, sedangkan TE berhubungan dengan 𝑇𝑇2 dan mempengaruhi pembobotan 𝑇𝑇2 Weighted

Partial flip angle imaging adalah teknik yang dapat digunakan untuk

meminimalkan saturation dan mendapatkan sinyal MR yang memadai meskipun TR yang sangat singkat. Sudut Flip yang lebih kecil tidak membelokkan magnetisasi dengan sudut 90° tetapi hanya beberapa fraksi dari sudut 90° (misalnya 30°). Secara umum, semakin pendek TR, sudut flip yang lebih kecil diperlukan untuk mencegah saturation yang berlebihan. Sudut Flip memaksimalkan sinyal yang diberikan TR dan TE dikenal sebagai sudut Ernst. Parameter ini dipilih saat melakukan field echo sequence guna menghasilkan kontras gambar yang memuaskan. Flip angle berhubungan dengan jumlah spin pada bidang tranversal (flip angle pendek dihasilkan dari jumlah spin yang sedikit pada bidang tranversal). Pemilihan flip angle

bersamaan dengan pemilihan TR, di dalam bergantung pada kekuatan medan dari system operasi. Secara umum, ketika flip angle pendek dipilih, efek 𝑇𝑇2

predominan, image akan tampak dalam 𝑇𝑇2 Weighted sequence sehingga

struktur yang berisi cairan akan nampak terang. Memperbesar flip angle akan meningkatkan pengaruh 𝑇𝑇1 dengan cara membiarkan relaxasi komplit pada

jaringan dengan 𝑇𝑇1 pendek, sehingga memberi kontribusi terhadap terbentuknya lebih banyak signal pada repetisi sequence berikutnya.

Waktu relaksasi pada jaringan ditentukan oleh medan magnet yang terjadi pada saat NMR. Ini dapat dirubah hanya jika medan magnetik juga diubah. Ketika sequence digunakan untuk menghasilkan flip angle khusus seperti yang dilakukan pada gradient echo imaging atau sequence membutuhkan persiapan pulsa, waktu relaksasi akan menjadi fungsi dari sudut tersebut. Sebagai contoh bila flip angle yang dipilih dengan sudut 450, vektor tissue akan recover ke bidang magnetisasi longitudinal (𝑇𝑇1 growth)

lebih cepat dibandingkan ketika menggunakan Spin Echo dimana pulsa sequence yang digunakan ialah sudut 900. TR seharusnya diubah untuk mengakomodasi peningkatan waktu relaksasi tersebut. Untuk alasan tersebut, sequence Gradient Echo imaging dapat diilakukan pada waktu yang lebih cepat dari Spin Echo sequence. Citra yang menggunakan partial flip teknologi akan menghasilkan kontras yang mirip dengan image dengan TR sequence (𝑇𝑇2 Weighted Spin Echo sequence) dengan waktu imaging yang lebih pendek.

Gambar 2.22 Hasil citra MRI dengan variasi Filp angel