BAB II Tinjauan Pustaka

Transkripsi

1 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.

2 Gambar 2.1 Beberapa perangkat keras dari mesin MRI Magnet Utama Magnet utama dipakai untuk membangkitkan medan magnet berkekuatan besar yang mampu menginduksi jaringan tubuh sehingga menimbulkan magnetisasi 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

3 Gambar 2.2 Skema koil GG xx, GG yy, dan GG zz 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

4 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 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.

5 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).

6 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 (BB 0 ), 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.

7 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 (BB 0 ) akan menghasilkan spin sekunder atau gerakan NMV mengelilingi BB 0. Spin sekunder ini disebut precession (seperti terlihat pada Gambar 2.7), dan menyebabkan magnetik moment bergerak secara circular mengelilingi BB 0. Jalur sirkulasi pergerakan itu disebut precessional path dan kecepatan gerakan NMV mengelilingi BB 0 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 : ωω 0 = γγ 0 BB 0 (1) Dimana: ωω 0 adalah frekuensi Larmor dalam megahertz (MHz) γγ 0 rasio gyromagnetic (MHz/T) BB 0 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.

8 Gambar 2.7 Proses dari Presesi atom Hydrogen Gambar 2.8 Ilustrasi dari Net Magnetisasi Vector (NMV) 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.

9 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 Spin Quantum Number Gyro Magnetic Ratio (MHz/T) Hydrogen H 1 1/2 42,6 Carbon C 13 1/2 10,7 Oxygen O 17 5/2 5,8 Fluorine F 19 1/2 40,0 Sodium Na 23 3/2 11,3 Magnesium Mg 25 5/2 2,6 Phosphorus P 31 1/2 17,2 Sulphur S 33 3/2 3,3 Iron Fe 57 1/2 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),

10 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) Sinyal Free Induction Decay (FID) Selama melakukan gerakan presesi, vektor magnetisasi dalam koordinat kartesian dapat diuraikan menjadi dua komponen yaitu : 1. Komponen logitudinal MM zz pada sumbu z, yakni arah magnetisasi (M) mula-mula sebelum mengalami simpangan (sama dengan arah medan magnet eksternal).

11 2. Komponen tranversal MM xxxx pada bidang xy (tegak lurus arah medan magnet ekternal) Selama berpresesi arah MM zz tetap, sedangkan MM xxxx berputar pada bidang xy (seperti terlihat pada gambar 2.10), dimana putaran MM xxxx 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) Relaksasi (Relaxation) Sebuah proses diamana atom hidrogen kembali kepada kesetimbangannya. Selama NMV membuang seluruh energinya yang diserap dan kembali pada BB 0 disebut sebagai proses Relaksasi. Pada saat NMV kehilangan magnetisasi transversal yang dikarenakan Dephase terjadi proses Relaksasi yang menghasilkan recoveri magnetisasi longitudinal (MM zz ) dan decay dari magnetisasi transversal (MM xxxx ). a. Recoveri dari magnetisasi longitudinal disebabkan oleh proses yang dinamakan TT 1 recoveri.

12 b. Decay dari magnetisasi transverse disebabkan oleh proses yang dinamakan TT 2 decay TT 1 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 TT 1. TT 1 adalah waktu pada saat 63% magnetisasi longitudinal (MM zz ) untuk Recoveri (seperti terlihat pada gambar 2.11). Gambar 2.11 Diagram TT 1 Recoveri (spin lattice relaksasi)

13 2.3.8 TT 2 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 TT 2 dari jaringan soft tissue konstan. TT 2 adalah waktu pada saat 37% magnetisasi transversal (MM xxxx ) meluruh (seperti terlihat pada gambar 2.12). Gambar 2.12 Grafik dari TT 2 Decay (spin-spin relaksasi) Besarnya dan proses waktu frekuensi TT 1 dan TT 2 sangat berpengaruh pada sinyal keluaran yang akan ditransformasikan sebagai kontras citra MR, sebab kurva TT 1 akan menentukan magnetisasi transversal (MM xxxx ). Peluruhan TT 2 (waktu relaksasi TT 2 ) adalah efek yang paling berkontribusi pada gambar citra, sebab pada proses dephase proton akan dihasilkan suatu induksi sinyal.

14 Pengulangan pulsa RF terjadi sebelum kurva recovery menjadi maksimal sehingga obyek jaringan dengan TT 1 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 TT 1 spin echo. Setelah pulsa RF diberikan pada obyek sebesar 63,9 MHz, magnetisasi longitudinal (MM zz ) akan diputar 90 ke bidang transversal (MM xxxx ) dan terjadi proses relaksasi TT 2. Jaringan yang mempunyai nilai TT 2 pendek, dephase yang terjadi sangat cepat sehingga intensitas sinyal yang dihasilkan sangat besar dan jaringan dengan waktu relaksasi TT 2 pendek ini akan kelihatan hitam pada pembobotan nilai TT 2. Proses relaksasi TT 1 dan TT 2 adalah suatu kerja yang berlawanan yaitu pada saat proses pertumbuhan kembali magnetisasi longitudinal (MM zz ) diimbangi dengan peluruhan yang cepat pada kurva relaksasi TT 2. Dua efek relaksasi TT 1 dan TT 2 terjadi ketika objek diberikan gelombang radio RF yang merupakan bentuk pulsa sequence. Pulsa sequence dalam pencitraan MRI dibentuk untuk mengetahui bagaimana efek TT 1 pada pembobotan citra TT 1 Weighted, efek TT 2 pada pembobotan citra TT 2 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 TT 1 dan TT 2 sebagai sifat intrinsik jaringan, serta TE dan TR sebagai parameter teknis yang digunakan akan mengontrol derajat kehitaman pada citra MRI. Pada TT 2 Weighted derajat kehitaman gambar akan dikontrol oleh TE dan TT 2 (Spin spin relaxation), sedangkan untuk TT 1 Weighted derajat kehitaman akan dikontrol oleh TR dan TT 1 ((Spin lattice relaxation). Secara umum TT 1 Weighted akan menunjukkan struktur anatomi, dan TT 2 Weighted menunjukkan struktur patologi.

15 2.3.9 Relaksasi TT 1 dan TT 2 Eksitasi pulsa RF mengakibatkan vector magnetisasi (M) dari satu jaringan akan memiliki arah menjauhi arah medan magnet luar (BB 0 ). Pulsa RF 90º artinya M berubah arah 90º dari keadaan semula atau tegak lurus terhadap BB 0. Jika diibaratkan BB 0 sejajar sumbu Z, Sumbu X, sumbu Y tegak lurus terhadap Z seperti pada gambar 2.13, maka pulsa RF menyebabkan M sejajar sumbu XY (MM XXXX ). Gambar 2.13 M sejajar sumbu XY (MM XXXX ). Pada saat M berada pada sumbu XY (MM XXXX ) inilah sinyal tertinggi yang bisa ditangkap oleh detector. Semakin lama, MM XXXX 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 TT 1 dan TT 2 yang berbeda-beda tergantung dari pada jaringan apa dia terikat. Waktu relaksasi TT 1 dan TT 2 beberapa jaringan tubuh dapat dilihat seperti table dibawah.

16 Tabel 4.2 Waktu relaksasi TT 1 beberapa jaringan TT 1 Constans (in ms) 0,2 Tesla 1,0 Tesla 1,5 Tesla Fat 240 Muscle White Matter Gray Matter CSF 1,400 2,500 3,000 Tabel 4.2 Waktu relaksasi TT 2 beberapa jaringan TT 2 Constans (in ms) Fat 84 Muscle 47 White Matter 92 Gray Matter 101 CSF 1,400 Waktu relaksasi TT 2 lebih cepat dari relaksasi TT 1. TT 1 dan TT 2 lemak (fat) lebih cepat dari cairan otak (CSF). Suatu citra TT 1 terbobot artinya kontras jaringan sesuai dengan relaksasi TT 1, yaitu lemak TT 1 nya cepat tampak hiperintens dibandingkan cairan yang TT 1 nya lama seperti gambar 2.14 dibawah ini

17 Gambar 2.14 grafik relaksasi TT 1 Suatu citra TT 2 terbobot artinya kontras jaringan sesuai dengan relaksasi TT 2, yaitu cairan yang relaksasi TT 2 nya lama, tampak hiperintes dibanding lemak yang TT 2 nya cepat, seperti pada gambar 2.15, cairan CSF tampak Hipointens pada TT 1 terbobot dan TT 2 terbobot pada citra lumbal dapat dlilihat pada gambar 2.16 Gambar 2.15 grafik relaksasi TT 2

18 TT 1 TT 2 Gambar 2.16 Citra potongan Sagital TT 1 dan TT 2 terbobot dari lumbal TT 1 terbobot dan TT 2 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 TT 2 terbobot, sedangkan TR pendek dan TE pendek akan menghasilkan TT 1 terbobot. 2.4 Parameter Pembentuk Citra Pada MRI 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 90 0 kemudian diikuti dengan rephrasing pulse bersudut Spin echo menggunakan eksitasi pulsa dengan sudut 90 0 yang diikuti oleh satu atau lebih rephasing pulsa bersudut 180 0, 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).

19 Gambar 2.17 Pembentukan Spin Echo 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 MM zz positif kedalam MM zz 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).

20 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 BB 0. 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 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

21 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 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 TT 1 weighted dan TT 2 weighted. Sebuah TI dari msec mencapai penekanan lemak meskipun nilai ini bervariasi pada kekuatan lapangan magnet yang berbeda. 2.5 Parameter yang mempengaruhi Pembobotan Citra Time Repetition (TR), Time Echo (TE), Flip Angle Time Repetition (TR) merupakan parameter yang mengontrol jumlah magnetisasi longitudinal (MM zz ) yang recoveri sebelum RF pulse berikutnya. TR yang panjang memungkinkan full recovery sehingga lebih banyak yang

22 akan mengalami magnetisasi transversal (MM xxxx ) 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 (MM xxxx ) 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 TT 1 (seperti terlihat pada Gambar 2.16b) dan mempengaruhi kontras gambar TT 1 Weighted. Pada TE singkat, perbedaan sinyal TT 2 lemak dan air tidak dapat dideteksi dan penggunaan TE panjang dapat dideteksi. Oleh karena itu, TE

23 berhubungan dengan TT 2 (seperti terlihat pada Gambar 2.16b) dan mempengaruhi kontras gambar TT 2 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 TT 1 dan TT 2 pada peluruhan lemak dan air, TR berhubungan dengan TT 1 dan mempengaruhi pembobotan TT 1 Weighted, sedangkan TE berhubungan dengan TT 2 dan mempengaruhi pembobotan TT 2 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

24 bersamaan dengan pemilihan TR, di dalam bergantung pada kekuatan medan dari system operasi. Secara umum, ketika flip angle pendek dipilih, efek TT 2 predominan, image akan tampak dalam TT 2 Weighted sequence sehingga struktur yang berisi cairan akan nampak terang. Memperbesar flip angle akan meningkatkan pengaruh TT 1 dengan cara membiarkan relaxasi komplit pada jaringan dengan TT 1 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 45 0, vektor tissue akan recover ke bidang magnetisasi longitudinal (TT 1 growth) lebih cepat dibandingkan ketika menggunakan Spin Echo dimana pulsa sequence yang digunakan ialah sudut 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 (TT 2 Weighted Spin Echo sequence) dengan waktu imaging yang lebih pendek. Gambar 2.22 Hasil citra MRI dengan variasi Filp angel