MRI (Magnetic Resonance Imaging)
merupakan suatu metode yang digunakan untuk memvisualisasikan bagian dalam
tubuh dari organisme hidup, seperti proses pendeteksian jumlah perbatasan
air pada struktur geologis. Metode tersebut sering digunakan untuk menunjukkan
perubahan patologis atau fisiologis dari jaringan tubuh dan biasa digunakan
untuk pencitraan medis. Sistem MRI dapat diaplikasikan pada bidang-bidang di
luar bidang medis dan biologi, seperti permeabilitas batuan terhadap hidrokarbon,
dll. Peralatan MRI yang digunakan dalam bidang medis sangatlah mahal, dimana
dapat menghabiskan biaya sebesar ± $ 1 juta USD per Tesla untuk setiap unit,
dengan beberapa ratusan ribu USD per tahun untuk biaya perawatan.
 |
MRI dikembangkan dari hasil studi NMR (Nuclear
Magnetic Resonance), dimana nama yang sebenarnya untuk bidang medis adalah
NMRI (Nuclear Magnetic Resonance Imaging). Kata “nuclear”
kemudian dihilangkan untuk menghindari konotasi negatif dari pemeriksaan medis,
yaitu mengenai penggunaan pancaran radiasi radioaktif.
Istilah NMR sebenarnya serupa dengan MR (Magnetic
Resonance). Walaupun menggunakan kata “nuklir”, bukan berarti bahwa
proses ini melibatkan sejumlah radioaktif.
 |
MR adalah suatu prosedur yang bertujuan
untuk memeriksa karakteristik /sifat dari inti atom (inti atom bisa disebut
sebagai nuclear). Proses tersebut membutuhkan empat buah komponen
penting, yaitu magnet, pengirim sinyal RF (Radio-frequency), penerima
sinyal RF, dan sebuah DAS (Data Acquisition System).
Obyek yang akan discan dimasukkan ke dalam medan magnetic yang kuat,
yang menyebabkan atom-atom dalam tubuh akan membentang dan bergerak pada
frekuensi tertentu. Jika suatu energi RF dikirimkan oleh pengirim sinyal RF
menuju obyek tersebut, dimana frekuensi tersebut menyebabkan atom-atom bergerak
disebut dengan frekuensi resonansi. Hal ini menyebabkan atom-atom itu
menyerap sejumlah energi. Setelah suatu selang waktu yang pendek, obyek yang
dimaksud memberikan energinya dalam bentuk “echo”, lalu echo RF
tersebut didigitalisasi oleh DAS dan hasilnya diberikan kepada komputer yang
akan mengambil berbagai informasi yang ada di dalamnya.
Sebenarnya, MR bukanlah suatu proses pencitraan, yaitu proses yang
menampilkan suatu citra dari anatomi tubuh manusia, dimana dibutuhkan
fitur-fitur tambahan pada sistem tersebut. Sistem MR merupakan suatu prosedur
yang disebut dengan spektroskopi, dimana obyek yang dimaksud bukan untuk
dibuat suatu citra, tetapi untuk ditentukan jenis-jenis bahan kimia yang
terkandung di dalamnya.
 |
Satu hal yang membedakan antara MRI dan spektroskopi biasa yang menggunakan
MR adalah adanya sebuah komponen yang disebut magnet gradient, dimana
komponen tersebut adalah hal penting untuk proses spatial encoding, yang
juga merupakan kemampuan dari sistem MRI. Sebuah magnet gradient tidak
lebih dari suatu elektromagnet, yang bisa diaktifkan pada waktu tertentu selama
proses scan untuk mengubah medan magnet pada arah yang ditentukan,
dimana sebuah obyek yang ditempatkan pada medan magnet yang tinggi akan
menghasilkan frekuensi yang tinggi juga dan sebaliknya.
Di dalam mesin MRI, terdapat tiga buah magnet gradient, dimana
magnet-magnet tersebut memiliki kekuatan yang jauh lebih kecil jika
dibandingkan kekuatan medan magnet utama (hanya berkisar antara 180 – 270 Gauss
atau 18 – 27 miliTesla).
Jika magnet utama menghasilkan medan magnet yang stabil dan kuat, maka
magnet gradient menghasilkan medan magnet yang bervariasi.
Di bawah ini akan diberikan gambar tentang sistem MRI secara keseluruhan :
 |
Biasanya mesin-mesin MRI masa kini memiliki sebuah desain utama, yaitu
kubus yang besar, walaupun untuk mesin-mesin yang baru, ukuran tersebut
perlahan-lahan mengecil dan lebih sederhana. Ada semacam “terowongan” (bore)
horisontal yang terbentang dari bagian depan magnet sampai ke bagian
belakang magnet (lubang dari magnet). Pasien, yang terbaring pada punggungnya,
didorong ke dalam lubang tersebut di atas meja khusus (biasanya disebut patient
table). Baik bagian kepala pasien ataupun bagian kaki terlebih dahulu,
sepanjang jarak magnetnya, ditentukan oleh jenis pemeriksaan yang akan
dilakukan. Saat bagian tubuh yang akan discan berada tepat di tengah (isocenter)
medan magnet, maka proses scanning dapat dilakukan.
Jika dihubungkan dengan energi yang dihasilkan oleh gelombang radio, alat
MRI dapat menentukan sebuah titik kecil di dalam tubuh pasien dan seolah-olah
bertanya, “Termasuk jenis jaringan apakah engkau?”. Titik tersebut kemungkinan
berupa sebuah kubus yang berukuran setengah milimeter pada tiap sisinya. Sistem
MRI melewati tubuh pasien titik demi titik, membentuk suatu peta 2 dimensi atau
3 dimensi dari jenis jaringan tersebut. Kemudian, semua informasi itu disatukan
untuk menghasilkan citra 2 dimensi ataupun model 3 dimensi.
Sistem MRI ini memberikan suatu pandangan yang tidak paralel dari tubuh
manusia. MRI adalah metode pemilihan untuk mendiagnosis berbagai jenis
luka dan keadaan-keadaan karena kemampuan yang luar biasa untuk beradaptasi
dengan suatu pemeriksaan medis tertentu. Dengan mengganti beberapa parameter
pemeriksaan, sistem MRI dapat menyebabkan jaringan-jaringan tubuh menimbulkan
tampilan yang berbeda-beda. Hal ini sangat berguna bagi para radiografer dalam
menentukan apakah ada sesuatu yang tidak normal atau tidak, misalnya jika
prosedur A dilakukan, maka jaringan yang normal akan terlihat seperti B, dan
jika bukan, pasti ada sesuatu yang tidak normal. Sistem MRI juga dapat
memetakan aliran darah dari beberapa bagian tubuh. Hal ini berguna untuk
mempelajari sistem arterial di dalam tubuh, tetapi bukan
jaringan-jaringan yang ada di sekitarnya. Dalam banyak kasus, sistem MRI ini
dapat melakukannya tanpa sebuah contrast injection, yang banyak
dibutuhkan di dalam radiologi vaskuler.
 |
2.2.3.
Kelebihan dan Kekurangan Sistem MRI
·
MRI dapat menghasilkan banyak
citra dalam suatu waktu dan dengan berbagai orientasi (arah), serta bidang.
Sistem yang menggunakan metode CT (Computed Tomography) hanya terbatas
pada satu bidang, yaitu bidang axial. Sedangkan sistem MRI dapat
menghasilkan citra-citra axial sebagaimana citra-citra pada bidang sagittal
dan coronal, tanpa membutuhkan pergerakan dari pasien. Komponen yang berperan
di sini adalah tiga buah magnet gradien, yang memungkinkan sistem MRI untuk
memilih dengan tepat dimana posisi dalam tubuh yang membutuhkan proses scanning
dan dalam arah yang bagaimana irisan-irisan tersebut diambil.
·
MRI menghasilkan citra dengan
detail dan kontras yang lebih jelas (sangat baik untuk jaringan lunak)
·
MRI tidak menggunakan radiasi
ionisasi radioaktif
·
MRI ideal untuk :
v
Diagnosis multiple
sclerosis (MS)
v
Diagnosis tumor dari kelenjar
pituitari dan otak
v
Diagnosis infeksi di dalam
otak, tulang belakang, dan persendian
v
Diagnosis tendonitis
v
Diagnosis stroke yang
masih merupakan tingkat awal
v
Memvisualisasikan robeknya
otot ligamen pada pergelangan tangan, lutut, dan pergelangan kaki
v
Memvisualisasikan cedera pada
bahu
v
Memeriksa tumor tulang,
kista, dan piringan sendi yang terkena hernia pada tulang belakang
·
MRI tidak terlalu nyaman –
kebanyakan alat MRI mengharuskan pasiennya ditempatkan seperti pada terowongan
(bore) à pasien merasa tidak
nyaman dan bahkan menolak proses scan atau membutuhkan pemberian obat
penenang. Selain itu, mesin dari alat MRI kadang-kadang menimbulkan suara yang
sangat bising selama proses scanning. Untuk mengatasi hal ini, biasanya
pasien diberi semacam earphone yang dapat memutarkan lagu-lagu kesukaan
pasien, sehingga pasien dapat menjadi lebih tenang dan nyaman. Suara bising ini
terjadi karena terjadi peningkatan arus listrik pada lilitan kawat dari magnet gradient
yang melawan medan magnet utama. Semakin besar kekuatan medan utama, maka suara
yang dihasilkan akan semakin bising.
·
MRI dapat bersifat berbahaya
– sangat tidak mungkin bagi para pasien yang memiliki logam-logam yang ditanam
pada tubuh mereka (metallic implants) atau alat-alat internal (misal
alat pacu jantung, pompa insulin, dll), karena dapat dipengaruhi oleh medan
magnet. Bahkan komponen orthopedic yang berada pada bagian yang sedang
discan dapat menyebabkan artifacts (kerusakan) pada citra yang
dihasilkan. Komponen tersebut dapat menyebabkan perubahan yang signifikan pada
medan magnet utama dan perlu dperhatikan bahwa medan magnet yang uniform
sangat penting untuk dapat menghasilkan citra yang optimal.
·
MRI sangat mahal – lebih
mahal dari alat yang menggunakan X-Ray biasa, sehingga biaya
pemeriksaannya juga menjadi lebih mahal.
·
Prosedur MRI bisa menjadi
lama – proses scanning menggunakan sistem MRI ini dapat memakan waktu
yang agak lama dan mengharuskan pasien untuk tidak bergerak selama waktu
pemeriksaan. Pemeriksaan MRI dapat berlangsung selama 20 menit sampai 90 menit,
atau bahkan lebih. Jika ada sedikit pergerakkan saja dari bagian tubuh pasien
yang sedang discan, maka dapat menyebabkan distorsi pada citra, yang
kemungkinan membutuhkan pengulangan pemeriksaan. Selain itu, sistem MRI
cenderung menghasilkan citra dengan waktu yang lebih lama daripada menggunakan
metode lain.
Ada beberapa hal yang harus diperhatikan mengenai keamanan dalam sistem MR,
di antaranya :
·
Cryogen (gas yang dicairkan pada temperatur yang sangat
dingin)
 |
Magnet yang digunakan pada beberapa sistem MRI merupakan magnet dengan tipe
superkonduktor. Hal ini berarti jika sekali saja arus listrik dialirkan pada
magnetnya (untuk menghasilkan medan magnet), maka arus tersebut akan mengalir
selamanya, karena bagian coilnya terbuat dari material yang tidak
memiliki resistansi.
Oleh karena itu, material tersebut harus disimpan dalam temperatur yang
sangat dingin (biasa dinyatakan dalam satuan Kelvin). Cara yang paling
sering digunakan adalah menggunakan zat cryogenic (berwujud gas dalam
temperatur ruang, tetapi berwujud cair jika didinginkan). Zat cryogenic
yang sering digunakan adalah Helium.
Temperatur yang dibutuhkan untuk cryogen ini sangatlah dingin
(hampir ± -266oC), sehingga sering dinyatakan dengan satuan Kelvin,
dimana temperatur 0 K disebut nol absolut. Dengan dasar tersebut, material
superkonduktor harus disimpan pada temperatur 7 K atau lebih rendah, jika tidak
maka akan menimbulkan resistansi (saat ada arus listrik).
Keterangan
|
oC
(Celcius)
|
K (Kelvin)
|
Nol absolut
|
-273,15
|
0
|
Temperatur pada material
superkonduktor yang digunakan SIEMENS, saat kehilangan resistansinya
|
± -266
|
± 7
|
Temperatur saat Helium dalam wujud
cair
|
± -269
|
± 4
|
Hal-hal berbahaya yang ditimbulkan oleh cryogen adalah :
·
Menyebabkan cryo-burns
(seperti kulit yang terbakar) jika terkena kulit manusia.
· Jika Helium dalam bentuk gas
terhirup (tidak beracun), maka gas tersebut akan menggantikan peran oksigen dan
dapat mengakibatkan sesak nafas (asphyxiation).
·
Saat dipindahkan, cryogen
dapat menyebabkan pengembunan oksigen pada pipa-pipa salurannya, yang dapat
menimbulkan bahaya kebakaran (bukan karena adanya api, melainkan karena
temperatur yang terlalu dingin).
Untuk mengatasi bahaya-bahaya yang ada, maka pakaian perlindungan harus
selalu diperhatikan, seperti misalnya celana panjang, baju lengan panjang,
sarung tangan khusus cryogenic, dan pelindung wajah (untuk melindungi
mata).
·
Medan magnet
Semua sistem MRI membutuhkan medan magnet yang kuat, akan tetapi medan
magnet juga dapat membahayakan. Hal-hal yang harus diperhatikan adalah :
v
Dapat menarik material
yang bersifat besi, yang mungkin dibawa masuk ke dalam ruang pemeriksaan.
Jika memasuki ruangan MRI dengan kekuatan magnet
sebesar 1,0 Tesla, maka akan terasa suatu tarikan yang kuat tetapi masih dapat
dikendalikan. Jika membawa benda yang lebih besar, maka tarikannya akan
meningkat secara proporsional.
 |
v
Dapat menyebabkan cedera
atau bahkan kematian pada sesorang yang memiliki benda yang tertanam dalam
tubuh (implants), yang sensitif terhadap medan magnet.
Medan magnet dapat menjadi berbahaya dalam cara
yang tidak terlalu disadari. Jika seseorang memiliki komponen logam atau
magnetik yang tertanam di dalam tubuh (implants), maka medan magnet akan
menjadi sangat berbahaya. Komponen-komponen tersebut misalnya :
-
Komponen logam (metallic
impants)
-
Alat pacu jantung (pacemaker)
-
Pompa insulin
-
Klem pembuluh darah (aneurysm
clamps)
Selain itu, disarankan agar wanita yang sedang
hamil tidak mendapatkan perawatan menggunakan sistem MRI, jika kebutuhannya
tidak lebih besar daripada resiko yang dapat terjadi, walaupun belum ada efek
samping yang diketahui sampai sekarang (jika resikonya terlalu besar, maka akan
dicoba melalui metode pemeriksaan lainnya). Hal ini menjadi perhatian karena
pada trimester pertama dalam masa kehamilan merupakan masa yang paling kritis,
dimana terjadi pembentukan dan pembelahan sel dengan cepat (organogenesis).
Untuk mengetahui dimana medan magnet akan
memberikan pengaruh secara langsung pada manusia, maka pihak yang memasang
sistem tersebut biasanya memberikan tanda berupa garis di sekitar magnet, yang
disebut “garis pacu jantung”. Garis menunjukkan bahwa pada batas tersebut medan
magnet berkurang sampai 0,5 miliTesla, yang merupakan sebagian kecil dari medan
magnet utama. Pada sistem MRI terbaru, garis batas tersebut hanya sebatas ruang
pemeriksaan pasien.
v
Dapat merusak alat-alat
listrik atau peka magnet yang dibawa masuk ke dalam ruang pemeriksaan.
Ada saja kemungkinan untuk membawa barang-barang
tertentu yang tidak berbahaya, baik untuk pasien maupun untuk alat itu sendiri,
akan tetapi barang tersebut dapat dirusak oleh medan magnet yang ada. Contoh
barang-barang tersebut adalah :
-
Kartu kredit (medan magnet
akan menghapus data yang ada)
-
Kartu perbankan apa saja
-
Jam analog (medan magnet akan
merusak bagian-bagian kecilnya)
-
Kunci hotel magnetik
-
Floppy disk (disket)
-
Barang-barang elektronik
lainnya
Kekuatan medan magnet sering dinyatakan dengan satuan Tesla
(digunakan juga oleh SIEMENS). Sebagian besar sistem SIEMENS memiliki kekuatan
medan magnet sebesar 0,2 Tesla, 1,0 Tesla atau 1,5 Tesla.
Selain itu, beberapa perusahaan lain (seperti GE) menggunakan satuan Gauss,
dimana 1 Tesla = 10.000 Gauss.
·
Medan RF (Radio
Frequency)
Sistem MR tidak hanya membutuhkan medan magnet yang kuat, tetapi juga harus
memberikan suatu sinyal RF dengan tujuan untuk memperoleh responsnya.
Pembangkitan medan RF tersebut dilakukan tidak berdasarkan radiasi ion (tidak
mengubah struktur kimiawi pada zat yang terkena medan RF), teteapi akan
menimbulkan pemanasan pada pasien.
Untuk memastikan bahwa pasien tidak dibahayakan oleh radiasi RF, maka semua
sistem SIEMENS memiliki sistem perangkat lunak / keras yang akan memeriksa
nilai SAR (Specific Absorption Rate), yang merupakan nilai pengukuran
atas penyerapan radiasi oleh pasien dan menjadi faktor penting dari beberapa
hal berikut :
v
Kekuatan sinyal pengirim RF
v
Durasi dari sinyal RF
v
Berapa banyak sinyal yang
dikirimkan
v
Berapa cepat sinyal tersebut
dikirimkan
v
Ukuran dari pasien tersebut
v
Kapasitas pendinginan dari
pasien tersebut (ditentukan oleh jenis kelamin, usia dan kondisi tubuh)
Sesaat sebelum pasien discan, maka informasi-informasi tersebut
harus dimasukkan terlebih dahulu, sehingga perangkat lunak pada sistem tersebut
akan membatasi semua kelebihan nilai SAR terhadap pasien.
Walaupun begitu, harus diperhatikan juga beberapa faktor keamanan sbb :
v
Jangan melakukan proses scanning
pada seseorang jika belum mendapatkan pelatihan aplikasi khusus
v
Jangan mendatangi bagian
lubang tengah magnet selama proses scanning (hadir di ruang pemeriksaan
tidak apa-apa, karena di lubang tersebut ada medan RF yang kuat)
·
Tegangan listrik
Sudah menjadi suatu kewajaran, jika pada semua sistem elektronika mungkin
terdapat tegangan dan arus yang besar, sama halnya dengan sistem MRI SIEMENS.
Harus dipastikan terlebih dahulu untuk mematikan circuit breaker,
sebelum menyentuh komponen elektronika dan juga harus berhati-hati terhadap
kapasitor yang masih bermuatan (terutama pada rangkaian dengan daya tinggi).
Hal yang harus dilakukan adalah memberikan sedikit waktu bagi kapasitor untuk
mengosongkan muatannya.
Ada kemungkinan timbulnya arusnya yang kecil, bahkan di tempat yang tidak
diduga, seperti misalnya pada magnet gradient. Pada saat sedang tidak
digunakan, ada suatu keadaan yang disebut “gradient offset”, yang berupa
arus DC yang kecil yang dikirimkan secara konstan kepada gradient.
 |
Jika ada situasi darurat dimana seseorang kemungkinan tersengat listrik,
maka tindakan yang benar adalah dengan menekan tombol “System OFF” dari
panel alarm untuk menghilangkan listrik dari sistem tersebut. Walaupun
listriknya sudah dimatikan, tetapi bagian sistem pendingin magnet dan MSUP
tetap memiliki aliran listrik.
Tombol ERDU tidak akan melakukan apa-apa untuk menghilangkan aliran
listriknya. Jika ditekan, tombol ERDU hanya akan menyebabkan qeunch
(yang harganya sangat mahal) dan masih meninggalkan korban tersebut dalam
keadaan tersengat listrik.
·
Cairan phantom
Jika ternyata sistem MRI dibutuhkan untuk tujuan pengecekan ataupun
kalibrasi awal (setelah dipasang), maka dibutuhkan suatu alat yang disebut phantom.
Phantom tersebut tidak lebih dari sekedar wadah / tempat (biasanya
berbentuk spherical) yang menampung air dan bahan kimia lainnya yang
memberikan sifat / karakteristik yang benar pada sistem MRI. Selain itu, telah
dijelaskan juga bahwa phantom dapat berisi cairan-cairan yang berbahaya,
yang wajib mendapat perhatian khusus. Walaupun tidak bersifat racun, akan
tetapi dapat merusak kulit jika terjadi kontak langsung. Hal lain yang juga
harus diperhatikan adalah bahwa cairan-cairan tersebut tidak bersifat
karsinogenik (khususnya jika cairannya diuapkan dan terhirup oleh manusia).
Oleh karena itu, lebih baik untuk bersikap seolah-olah cairan di dalam phantom
tersebut berbahaya.
 |
Metode MRA digunakan untuk menghasilkan gambar-gambar jalur pembuluh darah
arteri, dengan tujuan pendeteksian stenosis (penyempitan yang tidak
normal) atau aneurysms (pembesaran dinding pembuluh, kemungkinan akan
terjadinya pemecahan pembuluh darah). MRA biasa digunakan pada bagian leher dan
otak, bagian dada dan aorta perut, arteri ginjal, dan kaki (biasa disebut
dengan “run-off”). Gambar-gambar tersebut dapat dihasilkan oleh beberapa
metode, misalnya pengaturan komponen (agent) kontras paramagnetik (gadolinium)
atau menggunakan metode yang disebut “flow-related enhancement”. MRV
merupakan prosedur yang serupa, yang digunakan untuk memetakan pembuluh darah,
dimana jaringan tubuh dieksitasi secara inferior saat sinyal segera dikumpulkan
pada bidang superior ke bidang eksitasi, kemudian memetakan saluran pembuluh
darah yang telah dipindahkan ke bidang tereksitasi.
 |
Biasa dikenal dengan MRSI (MRS Imaging) dan Volume Selective NMR (Nuclear Magnetic Resonance) Spectroscopy, merupakan suatu cara yang mengkombinasikan sifat MRI yang spatially-addressable dengan sifat NMR yang memiliki informasi secara spektroskopi. MRI memungkinkan suatu studi dari bagian / area tertentu di dalam suatu organisme atau sample, tetapi memberikan sedikit informasi tentang sifat kimiawi atau fisik dari area tersebut, dimana nilai utamanya dapat membedakan sifat dari area yang bersangkutan relatif terhadap sifat dari area di sekelilingnya. MR spectroscopy dapat menyediakan informasi dari sifat kimiawi tentang area tersebut, sebagaimana spektrum NMR dari area yang sama.
Gambar di samping merupakan contoh dari proses fMRI, yang dapat menampilkan
daerah aktif (berwarna jingga) dan termasuk juga tampilan selaput otak utama.
Metode fMRI dapat mengukur perubahan sinyal di dalam otak yang cenderung
mengubah aktivitas sistem syaraf. Otak akan discan pada resolusi yang
rendah tetapi pada kecepatan yang cepat (biasanya sekali setiap 2-3 detik).
Peningkatan aktivitas syaraf akan menyebabkan perubahan sinyal MR melalui suatu
mekanisme yang disebut efek BLOD (blood oxygen level-dependent).
Aktivitas syaraf yang meningkat akan membutuhkan lebih banyak oksigen dan
sistem vaskuler akan berperan sebagai kompensator, yaitu dengan meningkatkan
jumlah oxygenated hemoglobin (haemoglobin) relatif terhadap deoxygenated
hemoglobin. Karena komponen deoxygenated hemoglobin meredam sinyal
MR, respon vaskuler akan menyebabkan peningkatan sinyal-sinyal yang berhubungan
dengan aktivitas syaraf. Perilaku alami antara aktivitas syaraf dan sinyal BOLD
merupakan subyek dari riset masa sekarang. Efek BOLD juga memungkinkan untuk
pemetaan 3D dengan resolusi tinggi dari pembuluh vaskuler di dalam jaringan
syaraf.
Karena metode pencitraan MRI sangat bermanfaat untuk soft tissue,
maka metode tersebut akan digunakan untuk mengalokasikan tumor yang terletak di
dalam tubuh manusia, sebagai persiapan untuk perawatan terapi radiasi. Untuk
sinulasi terapi, seorang pasien diposisikan pada arah bagian tubuh tertentu dan
discan. Sistem MRI akan menghitung lokasi yang tepat, bantuk dan arah
massa tumor, memperbaiki adanya distorsi inherent spasial di dalam sistem.
Kemudian pasien akan ditandai pada titik-titik tertentu dan saat dikombinasikan
dengan posisi tubuh tertentu, maka akan menghasilkan triangulasi yang tepat
untuk terapi radiasi.
Hidrogen merupakan inti atom yang paling penting bagi sistem MRI karena
atom tersebut sangat berkelimpahan di dalam jaringan biologis manusia. Setiap
nukleus yang memiliki spin nuklir netto dapat dipetakan dengan MRI,
misalnya nukleus yang termasuk Helium-3, Carbon-13, Oxygen-17, Sodium-23,
Phosphorus-31 dan Xenon-129. 23Na dan 31P berjumlah
sangat banyak di dalam tubuh, sehingga dapat dipetakan dengan langsung. Isotop
berbentuk gas (3He dan 129Xe) harus melalui proses
hiperpolarisasi, karena kerapatan nuklirnya terlalu rendah untuk menghasilkan
sinyal yang berguna pada kondisi normal. 17O dan 13C
dapat diatur pada jumlah yang cukup dalam bentuk cairan (17O-air
atau 13C-larutan glukosa), sehingga proses hiperpolarisasi tidak
diperlukan lagi.
Pencitraan multinuclear merupakan
metode riset utama saat ini. Unsur 3He terhiperpolarisasi yang
terhirup dapat digunakan untuk mencitrakan distribusi ruang udara di dalam
paru-paru. Larutan berisi 13C atau gelembung dari 129Xe
yang terhiperpolarisasi yang disuntiktelah diteliti sebagai contrast agent
untuk metode angiography dan perfusion imaging. 31P
dapat menghasilkan informasi tentang densitas tulang dan struktur tulang,
sebagaimana metode functional imaging dari bagian otak.
 |
Gerakan Precession di dalam Medan Magnet
Pergerakkan atom-atom dapat dianalogikan dengan
pergerakkan gasing. Saat gasing diputar dengan kecepatan yang tinggi, maka
gasing tersebut tidak akan jatuh, karena gerak rotasinya akan tetap menjaga
pada setiap sisinya.
Deskripsi gerak gasing adalah sbb :
Sumbu rotasinya bergerak menyerupai kerucut terhadap arah
gravitasi.
Pergerakkan ini disebut precession.
Gerak precession ini merupakan hasil interaksi antara momentum sudut
yang dihasilkan oleh massa yang berputar dan gaya akibat gaya gravitasi bumi.
Sama halnya dengan apa yang terjadi dengan nukleus, dimana nukleus yang
mempunyai momentum sudut intrinsik (seperti Hidrogen) ditempatkan pada medan
magnet eksternal, sehingga nukleus tersebut tidak hanya berputar pada sumbunya
saja, tetapi juga melakukan gerak precession karena medan magnetnya.
Sedangkan pergerakan dari spin magnet adalah sbb :
Spin yang berada di dalam medan magnet akan bergerak menyerupai kerucut
terhadap arah medan penyebabnya. Gerakan ini disebut spin preccesion.
Kecepatan atau karakteristik (frekuensi) gerak putaran
terhadap arah medan tersebut merupakan hal yang paling penting di dalam MR. Hal
tersebut sangat bergantung pada :
- Jenis nukleus
- Kekuatan medan magnet yang diberikan
Makin kuat medan magnetnya, maka perputarannya akan
semakin cepat juga. Frekuensi precession disebut juga dengan frekuensi
Larmor.
 |
Jika membahas mengenai frekuensi, maka sama saja seperti membicarakan jumlah rotasi dari satu periode gerakan.
Misalnya 3000 rpm merupakan sebuah frekuensi juga, yang
berarti 50 putaran per detik. Satuan dari "putaran per detik" adalah
Hertz, sehingga 3000 rpm = 50 Hz.
Frekuensi Larmor ω akan membesar secara proporsional
dengan medan magnet β. Persamaannya adalah sbb :
dimana ω = frekuensi precession
γ = rasio gyromagnetic dari nukleus
β = besar medan magnet
Persamaan Larmor tersebut menunjukkan
bahwa frekuensi precession dari proton sangat bergantung pada kekuatan
medan magnet.
Berikut ini adalah daftar frekuensi
resonansi (frekuensi Larmor = frekuensi precession) dari beberapa
nukleus :
Nukleus
|
Simbol
|
Frekuensi per Tesla
|
Hydrogen
|
H
|
42.6 MHz/T
|
Fluorine
|
F
|
40.1 MHz/T
|
Phosphorus
|
P
|
17.2 MHz/T
|
Sodium
|
Na
|
11.3 MHz/T
|
Carbon
|
C
|
10.7 MHz/T
|
Untuk sistem MR, spin akan melakukan gerak precession
pada frekuensi radio, yang berarti spin akan berosilasi sebanyak
beberapa juta kali per detik.
Pada 1,0 T, frekuensi Larmor dari proton Hidrogen
kira-kira sebesar 42 MHz dan pada 1,5 T akan mencapai ± 63 MHz.
Frekuensi osilasi dalam orde MegaHertz ini termasuk dalam gelombang radio (AM
atau FM).
 |
Semua spin akan bergerak dengan frekuensi yang sama pada arah medan magnet,
di dalam orientasi yang masih acak.
Jika spin memiliki frekuensi yang sama, maka akan berorientasi fasa dan
selama itu juga, komponen transversalnya terhadap medan magnet (paralel pada
bidang x-y) akan saling meniadakan. Oleh karena itu, magnetisasi konstan M akan
berada di sepanjang sumbu z saja.
Salah satu cara untuk mengubah distribusi atom (baik spin atas maupun
bawah), fasanya, dan juga arahnya adalah dengan memberikan gelombang magnetik,
dimana gelombang radio yang digunakan adalah sinyal RF.
Sinyal RF akan mengganggu keadaan spin jika
frekuensinya sama. Dengan kata lain, sinyal RF tersebut harus beresonansi
dengan gerakan spin. Arti resonansi itu sendiri adalah frekuensi dari
sinyal RF harus sama dengan frekuensi Larmor dari spin (beresonansi).
 |
ANALOGI
GARPU TALA
Peristiwa kesamaan frekuensi RF dengan frekuensi Larmor
dari spin (disebut sebagai keadaan resonansi), dapat dijelaskan dengan
analogi garpu tala sbb :
Saat suatu grapu tala digetarkan, maka akan mulai
berosilasi dan menghasilkan bunyi tertentu (gelombang akustik). Jika ada garpu
tala kedua yang digetarkan dengan frekuensi yang sama, maka osilasinya
merupakan respon dari gelombang akustik yang dikirimkan dari garpu tala
pertama. Pada saat ini, kedua garpu tala tersebut dinyatakan dalam keadaan resonansi.
 |
ANALOGI
KERANJANG BERPUTAR
Apa yang sebenarnya terjadi dengan magnetic resonance dapat
dijelaskan dengan suatu analogi keranjang berputar, dimana orang berperan
sebagai sinyal RF yang harus berada dalam keadaan resonansi dengan spin
yang berputar (keranjang).
Jika ada seseorang yang diharuskan untuk menaruh batu
pada dua buah keranjang yang berputar (seperti pada gambar), dan ia hanya
menaruh batu pada saat salah satu keranjang berada tepat di depannya (orang
tersebut diam), maka cara ini akan memakan waktu yang lama.
Cara yang paling efektif adalah dengan ikut berlari di
sepanjang keliling putaran keranjang tersebut dan menaruh batu tersebut pada
keranjang-keranjang tersebut (dengan kecepatan yang sama, beriringan dengan
keranjang). Dengan cara ini, maka ia dapat menaruh batu sebanyak-banyaknya ke
dalam keranjang itu.
Dengan berlari seperti itu, maka orang tersebut dikatakan
"diam" relatif terhadap keranjang dan kecepatan orang = kecepatan
keranjang.
 |
Sinyal-sinyal
dan Sudut Flip Angle
Semakin besar energi yang berikan oleh sinyal RF, maka
simpangan magnetisasinya akan semakin besar juga. Sudut simpangan akhir ini
disebut dengan FLIP ANGLE (dinotasikan dengan α).
 |
 |
Sinyal fasa 180o akan menyebabkan magnetisasi pada arah yang berlawanan dengan sumbu z. Sedangkan sinyal fasa 90o akan menyebabkan magnetisasi pada arah yang tepat dengan bidang x-y.
 |
Sinyal fasa 180o akan menyebabkan magnetisasi
dengan arah yang berlawanan dengan sumbu z. Pada keadaan ini, spin berada pada
keadaan yang tidak stabil, sehingga spin tersebut akan kembali pada keadaan
setimbangnya lagi. Karena magnetisasi akibat sinyal fasa 180o
ini memiliki orientasi vertikal (sumbu z), maka sinyal fasa 180o
menyebabkan magnetisasi longitudinal.
Sinyal fasa 90(derajat) akan menyebabkan magnetisasi pada arah transversal, bidang x-y. Selama masih ada sinyal RF, maka ada dua jenis medan yang akan berpengaruh, yaitu : medan statis dan medan RF yang berputar (untuk selang waktu yang pendek).
 |
 |
 |
 |
Cara
Memperoleh Sinyal MR
Sama halnya dengan notasi vektor, dimana magnetisasi juga
memiliki dua buah komponen yang saling tegak lurus satu sama lain, yaitu :
MAGNETISASI LONGITUDINAL Mz yang merupakan
vektor dengan arah sumbu z (sepanjang medan magnet eksternal) dan MAGNETISASI
TRANSVERSAL Mxy yang merupakan komponen yang berotasi di sekitar
medan (pada bidang x-y). Magnetisasi transversal merupakan jumlah dari vektor spin
yang berotasi pada bidang x-y, yang menyamai frekuensi Larmor.
 |
Magnetisasi transversal berperan sebagai magnet yang
berotasi, sehingga dapat memasukkan coil ke dalamnya dan menginduksikan
tegangan. Sinyal itulah yang disebut dengan sinyal MR. Semakin kuat magnetisasi
transversalnya, maka semakin kuat sinyal MRnya, tetapi akan menghilang dengan
cepat juga.
Oleh karena itu, pada akhir dari sinyal RF ini, sinyal MR
tersebut disebut dengan Free Induction Decay (FID).
Magnetisasi longitudinal akan menjadi nol setelah sinyal
90o dan berotasi sebagaimana magnetisasi transversal pada bidang
x-y. Seperti telah dijelaskan di atas bahwa magnetisasi transversal akan segera
menyusut dalam waktu yang singkat dan sinyal MR akan segera berhenti juga.
Setelah sinyal 90o, magnetisasi longitudinal akan kembali ke keadaan
semula (keadaan setimbang), seolah-olah tidak terjadi apa-apa. Proses tersebut
disebut relaksasi.
Proses tersebut melibatkan sejumlah energi yang dipindahkan oleh proton
yang tereksitasi, yang merupakan sifat dari suatu jaringan. Ada dua buah waktu
relaksasi di dalam sistem MR, yaitu T1 dan T2, yang
saling bebas satu sama lain dan merupakan sifat intrinsik dari setiap jaringan
yang berbeda. Di dalam MRI, mekanisme utama dalam menentukan kontras pada
sebuah citra adalah perbedaan dari waktu T1 dan T2
tersebut.
 |
Magnetisasi transversal Mxy akan menyusut
dengan lebih cepat daripada waktu yang dibutuhkan untuk pulihnya magnetisasi
longitudinal Mz, dimana proses tersebut berlangsung secara
eksponensial.
Suatu waktu tertentu (T1) dibutuhkan untuk
memulihkan magnetisasi longitudinal dan magnetisasi transversal menyusut dalam
waktu yang lebih cepat (T2).
Ada suatu analogi yang menarik untuk menjelaskan T1 dan T2,
yaitu analogi jatuhnya kotak.
 |
ANALOGI
JATUHNYA KOTAK
Jika ada sebuah pesawat yang menjatuhkan sebuah kotak
dari suatu ketinggian tertentu, maka kotak tersebut akan jatuh ke tanah dengan
kecepatan yang meningkat karena gaya gravitasi. Pada kotak tersebut ada dua
buah komponen yang bekerja, yaitu gaya gravitasi (sebagai T1) dan
energi kinetik (dalam arah terbang, sebagai T2). Pergerakan kotak
merupakan superposisi dari dua gerakan, kotak jatuh ke tanah tapi masih
memiliki arah yang sama dengan arah penerbangan.
 |
Secara mudahnya, relaksasi merupakan suatu keadaan dari sistem yang kembali
dari keadaan tidak setimbang kepada keadaannya yang setimbang. Saat mendekati
kesetimbangannya, prosesnya akan melambat sampai mencapai keadaan saturasi
(saat sistem semakin dekat ke keadaan setimbang, maka relaksasi akan semakin
lemah).
 |
Seperti sudah dijelaskan sebelumnya bahwa saat
magnetisasi longitudinal mulai pulih, magnetisasi transversal mulai menyusut,
dimana proses magnetisasi transversal berjalan dengan lebih cepat (T2)
daripada pemulihan magnetisasi longitudinal (T1).
|
|
Proses pemulihan magnetisasi longitudinal merupakan
proses yang berifat eksponensial, yang dinamakan RELAKSASI LONGITUDINAL dan
konstanta waktunya adalah T1.
Setelah T1, magnetisasi longitudinal Mz telah
pulih sebesar 63 % dari nilai akhirnya dan setelah 5T1, maka proses
tersebut sudah sempurna. Konstanta T1 tersebut berbeda-beda untuk
setiap jaringan, sehingga bersifat tissue-specific.
Jenis jaringan dalam tubuh yang berbeda menunjukkan waktu
relaksasi yang berbeda juga. Walaupun begitu, hal tersebut merupakan faktor
utama untuk mendapatkan kontras dari citra yang diperoleh dengan sistem MR.
Perbedaan tersebut terjadi karena energi RF yang terstimulasi akan menghilang
kembali akibat interaksi dengan kisi-kisi (lattice).
 |
Tabel di bawah ini menunjukkan konstanta T1
dari bermacam-macam jenis jaringan :
1.1.35.
1.1.37. Gambar 63. Relaksasi Spin-lattice  |
Proton-proton akan mengubah status spinnya pada saat beresonansi.
Proton akan merasakan medan lokal secara kontinu dan fluktuasinya disebabkan
oleh pergerakan molekular. Fluktuasi medan magnet ini seolah-olah dilapisi oleh
medan eksternal. Efek terkuat yang dirasakan merupakan akibat dari fluktuasi
medan magnet yang bersesuaian dengan frekuensi Larmor dan berosilasi secara
transversal terhadap medan magnet utama. Perilaku proton tersebut seperti
sinyal RF yang kecil dan menyebabkan pembalikkan spin.
Lingkungan tempat proton berada seringkali terdiri dari
molekul yang besar (lemak) dan makro-molekul (protein). Proton Hidrogen yang
berada di dalam molekul lemak yang bergerak relatif lambat (terletak dalam kisi
yang tebal) sebagaimana proton yang membatasi protein merasakan fluktuasi medan
lokal yang kuat, sehingga dengan cepat mengganti keadaan spinnya. Hal
inilah yang menjelaskan konstanta T1 jaringan lemak yang relatif
singkat.
Lain halnya jika berada di dalam cairan, dimana mobilitas
molekularnya lebih cepat daripada fluktuasi medannya. Resonansi dengan medan magnet
yang berosilasi jarang terjadi dan semakin lemah, sehingga proton tidak segera
mengganti keadaan spinnya. Hal inilah yang menyebabkan mengapa air murni
dan CSF (cerebrospinal fluid) memiliki konstanta T1 yang
besar (waktunya lebih lama).
Lingkungan dari suatu proton sering disebut sebagai
kisi-kisi (lattice). Karena pasangan spin menghasilkan energi
kepada kisi-kisi selama proses relaksasi longitudinal, maka proses T1
dinamakan juga dengan relaksasi spin-lattice. Proses ini terjadi setelah
interferensi dari sinyal RF dan sesaat setelah proses pembentukkan kembali
magnetisasi longitudinal (setelah pasien dimasukkan ke dalam medan magnet).
 |
Karena jenis jaringan tubuh yang berbeda akan memberikan
waktu relaksasi T1 yang berbeda juga, maka hal ini dapat digunakan
untuk menyebabkan kontras pada citra MR, misalnya jaringan yang terkena
penyakit akan menunjukkan konsentrasi air yang berbeda dengan daerah di
sekitarnya (adanya perbedaan konstanta relaksasi).
Pada gambar di samping, terlihat bahwa dengan kontras T1,
CSF akan terlihat sebagai bagian yang hitam pada citra sistem MR.
Perhatikan antara hitam yang dihasilkan oleh CSF, warna
keabu-abuan sampai warna putih.
|
|
Citra TR yang panjang. Terlihat adanya kehilangan
kontras pada komposisi warna hitam ,abu-abu, dan putih.
|
 |
Penyusutan
Magnetisasi Transversal (T2)
Setelah sinyal 90o, selanjutnya magnetisasi
transversal yang berotasi akan menghasilkan sinyal MR. Sinyal ini (FID) akan
menghilang dengan cepat.
Segera setelah diberikan sinyal RF, spin berada
dalam keadaan phase-coherent, dimana seolah-olah berperan sebagai magnet
yang besar, yang berotasi dalam bidang x-y.
Bagaimanapun, spin yang berotasi tersebut akan
kehilangan sifat koherennya karena interaksi antar molekul, yang nantinya akan
menyebabkan penyusutan magnetisasi transversal.
Untuk lebih memahami tentang pencitraan MR, maka ada yang
dinamakan dengan spins dephase, yaitu keadaan dimana magnetisasi rotasi
transversal akan kembali kepada spin individunya dan akan mulai
menyusut. Hal inilah yang disebut dengan Relaksasi Transversal, dengan
konstanta waktunya adalah T2.
Setelah T2, koherensi fasa dari spin
akan berkurang sampai 37 %. Setelah 2T2, maka akan berkurang sampai
14 % dan setelah 5T2, koherensi fasanya akan segera menghilang.
  |
Proses di atas dapat dijelaskan dengan analogi pelari, yaitu :
Pada awal lomba, semua pelari berbaris pada garis awal.
Selama pertandingan, pelari-pelari ini akan menyebar karena mereka berlari pada
kecepatan yang berbeda. Dalam hal ini terlihat bahwa, keadaan tersebut
menunjukkan tidak adanya suatu koherensi selama pertandingan.
 |
Berikut ini adalah tabel T2 dari beberapa jenis jaringan
(T2 juga bersifat tissue-specific) :
Pada penjelasan terdahulu, diketahui bahwa proses yang
menentukan peningkatan magnetisasi longitudinal, akan menentukan penurunan dari
magnetisasi transversal (analogi jatuhnya kotak). Selain itu, ada suatu proses
tambahan yang disebut dengan interaksi spin-spin. Walaupun proses
tersebut tidak menjadi satu-satunya sumber dari relaksasi transversal, tetapi
komponen relaksasi spin-spin harus tetap ada.
Medan magnet yang berfluktuasi mendekati frekuensi Larmor
akan menentukan perubahan keadaan spin dari proton-proton. Hal inilah
yang menyebabkan relaksasi longitudinal, tetapi juga akan berpengaruh pada
komponen transversalnya, yaitu kapan saja terjadi perubahan keadaan spin,
fasanya juga akan berubah.
Perubahan keadaan spin juga mengubah sedikit medan
lokal. Komponen z dari spin tersebut sekarang akan menunjuk pada arah
yang berlawanan. Proton-proton yang berdekatan akan merasakan perubahan medan
magnet pada arah z, sebesar ± 1mT.
Saat medan magnet statis menunjukkan perubahan secara
lokal, maka frekuensi precession pada daerah tersebut juga akan berbeda.
Oleh karena itu, perbedaan frekuensi precession dari spin yang
terstimulasi adalah sekitar 40 KHz di sekitar frekuensi Larmor.
Karena perbedaan frekuensi yang kecil tersebut, maka spin
magnet yang berputar tidak ada lagi, seperti halnya para pelari yang bergerak
dengan kecepatan yang berbeda.
   |
Relaksasi transversal merupakan hasil dari interaksi kompleks dan sulit untuk digambarkan sebagai kurva eksponensial sederhana.
Karena setiap jenis jaringan menunjukkan relaksasi
T2 yang berbeda, maka perbedaan-perbedaan tersebut digunakan untuk memberikan
kontras pada citra MR.
Setelah pemberian sinyal RF pada proton-proton, maka
proton-proton tersebut akan memberikan respon, yaitu yang disebut dengan spin
echo. Saat sinyal MR tersebut menyusut (begitu juga dengan magnetisasi
transversal), maka spin echo akan muncul, bersamaan dengan sinyal MR
"pantulan"nya.
 |
Sebenarnya, penyusutan sinyal MR (FID) diharapkan terjadi
bersamaan dengan konstanta T2. Tetapi walaupun begitu, penyusutan
FID terjadi dengan lebih cepat, yaitu dengan waktu efektif yang lebih pendek T2*.
Medan magnet yang dirasakan oleh spin ternyata
tidak sama di setiap posisi, sehingga masih bersifat inhomogen. Adanya variasi
medan lokal tersebut disebabkan karena karakteristik tubuh pasien dan juga
sifat inhomogentias dari magnet itu sendiri.
Penjelasan di atas dapat diperjelas dengan deskripsi singkat tentang
pelari, dimana pada suatu waktu, para pelari yang telah menyebar (dalam posisi
yang berbeda-beda) tersebut diminta untuk berbalik arah sebesar 180o
(kembali ke garis awal).
Seorang pelari yang berada pada posisi terdepan saat lomba masih berjalan,
akan menjadi pelari dengan posisi yang paling terakhir saat diminta berbalik
arah.
Saat lomba awal, maka terlihat bahwa posisi pelari telah menyebar. Akan
tetapi, saat diminta berbalik arah, maka para pelari tersebut akan kembali
sejajar di garis awal (kembali seperti semula). Peristiwa dimana fasa proton
kembali bersifat koheren, yang dianalogikan dengan para pelari berada di garis
awal, disebut dengan echo.
 |
Efek yang ditimbulkan oleh sinyal fasa 180o
adalah spin kembali memiliki fasa yang sama dan dihasilkan sinyal MR
baru, yaitu spin echo. Sinyal fasa 180o diberikan setelah
sinyal fasa 90o dengan selang waktu τ. Sinyal spin echo ini
akan membesar dan mencapai nilai maksimum setelah 2τ. Selang waktu tersebut
disebut dengan echo time (dinotasikan dengan TE). Setelah selang waktu
ini, spin echo akan segera mengecil.
 |
Saat beberapa sinyal fasa 180o diberikan
secara berurutan, maka beberapa spin echo akan dihasilkan oleh multi-echo
sequence. Amplitudo dari echo ini lebih kecil dari amplitudo sinyal
FID. Semakin besar echo timenya, maka echonya akan semakin kecil.
Hal ini dapat diulang sampai hilangnya magnetisasi transversal, melalui
relaksasi T2.
Karena FID akan segera menyusut setelah sinyal fasa 90o,
maka akan sangat sulit untuk mengukur kekuatan / intensitasnya. Oleh karena
itu, sinyal echo lebih dipilih untuk proses pencitraan.
 |
Pencitraan MR menggunakan dua buah metode, yaitu spin
echo (yang telah dijelaskan di atas) dan gradient echo.
Medan magnet akan coba diubah segera setelah sinyal RF.
Perubahan ini menyebabkan medannya akan mengecil pada satu arah dan membesar
pada arah yang lain. Hal inilah yang disebut dengan gradient.
Medan B0 hanya ada pada satu lokasi saja, sebelum dan setelah lokasi
ini, kekuatan medannya bisa menjadi lebih rendah atau lebih tinggi. Dari
persamaan Larmor, diketahui bahwa frekuensi precession berbanding lurus
dengan kekuatan medan magnetnya. Oleh karena itu, sekarang spin berotasi
dengan kecepatan yang berbeda karena perubahan medan.
Dalam teknologi MR ini, gradient diartikan sebagai
perubahan medan magnet pada arah tertentu (meningkat atau berkurang secara
linier).
 |
Setelah sinyal RF diberikan, sinyal gradient (-)
akan melakukan proses dephase pada frekuensi spin. Karena masih
berputar dengan kecepatan yang berbeda, spin akan kehilangan fasanya
dengan lebih cepat. FID akan berkurang dengan lebih cepat daripada di kondisi
normal.
Dengan membalikkan polaritas dari gradient (+), spinnya
masih berada dalam keadaan dephased. Sinyal echo diukur selama
proses rephasing dari FID dan karena echo tersebut dihasilkan
oleh gradient, maka disebut gradient echo.
Sinyal fasa 180o diabaikan dalam teknologi gradient
echo ini, sehingga mekanisme dephasing statis T2*
tidak dihapuskan, sebagaimana yang terjadi pada metode spin echo.
Komponen echo time untuk gradient echo ini harus menempati
alokasi waktu T2*. Oleh karena itu, metode gradient
echo akan lebih cepat daripada metode spin echo.
Untuk menghasilkan gradient echo, komponen flip
angle yang digunakan untuk menstimulasi sinyal RF biasanya lebih kecil dari
90o. Keuntungan dari metode ini adalah sinyal yang lebih kuat dan
waktu pengukuran yang lebih singkat.
Dasar untuk citra MR adalah melalui proses spasial
allocation dari sinyal-sinyal MR individu yang menunjukkan struktur
anatomis. Kemudian spin dari atom-atom tersebut akan memberikan
frekuensi precession yang berbeda pada posisi yang berbeda juga.
Resonansi magnetik akan dibedakan secara spasial. Dalam pencitraan medis, dibutuhkan citra irisan-irisan
dari tubuh manusia pada posisi yang spesifik, yaitu dengan metode switching
gradient.
 |
Cara
untuk Menghasilkan Gradient
Medan magnet dihasilkan segera saat arus listrik mengalir
di sepanjang konduktor sirkular atau sebuah lilitan. Saat arah rambat arus listrik dibalik,
maka arah dari medan magnetnya pun akan berubah juga.
Dengan MR, bagian gradient coil dioperasikan
secara berpasangan dalam arah x, y, dan z pada :
· Besar arus yang sama
· Polaritas yang berlawanan.
Satu lilitan akan meningkatkan medan magnet statis,
sedangkan lilitan yang berlawanan akan menguranginya. Hal ini berarti medan
magnet B0 akan berubah secara proporsional.
 |
Pengaruh
Gradient
Di dalam medan magnet normal, kekuatannya akan sama
dimanapun posisinya (B0). Oleh karena itu, spin proton akan
menunjukkan frekuensi spin (ω0) yang proporsional dengan
kekuatan medan magnetnya. Hasilnya, resonansi magnetiknya akan sama di semua
posisi.
Dengan menggunakan gradient, medan magnet
menunjukkan peningkatan yang linier. Gerak precession dari spin
akan bervariasi pada arah ini. Pada arah yang satu akan berputar dengan lebih
lambat, sedangkan pada arah yang lain akan berputar dengan lebih cepat. Dapat
disimpulkan bahwa proton-proton tersebut menunjukkan frekuensi resonansi yang
berbeda.
 |
Cara
Menentukan Posisi Irisan
Jika dipilih irisan pada bidang x-y, maka irisan tersebut
akan vertikal pada sumbu z. Misalkan ada seorang pasien yang sedang telentang
pada arah sumbu z di dalam magnet, maka irisan yang didapat adalah irisan
transversal.
Untuk pemilihan irisan, gradient diubah pada arah
z terhadap sinyal RF secara serempak. Gradient ini disebut slice-selection
gradient (Gs).
 |
Sekarang, medan magnet memiliki besar B0 pada
satu lokasi saja, yaitu z0. Saat sinyal RF berfrekuensi hanya pada
satu frekuensi (ω0), maka akan mengharuskan spin untuk berada
pada lokasi resonansi z0. Posisi tersebut dinamakan slice
position.
Akan tetapi, proses ini tidak cukup hanya sampai di sini karena yang didapat
hanyalah irisan tanpa ketebalan. Irisan tersebut hanya setipis kertas dan
sinyalnya akan terlalu lemah, karena hanya sedikit proton yang terstimulasi
pada daerah tipis ini. Kebutuhan akan resolusi tertentu pada arah z disebut
dengan slice thickness.
Sinyal RF penstimulasi memiliki bandwidth tertentu
di sekitar frekuensi tengahnya, (ω0) dan dapat menstimulasi daerah
yang diinginkan dari ketebalan irisan (∆z0).
Ketebalan irisan dapat diubah dengan menjaga bandwidth
sinyal RF agar tetap konstan pada saat mengubah kemiringan gradient. Gradient
yang lebih curam (a) akan menghasilkan irisan yang lebih tipis (∆za)
dan irisan yang lebih landai (b) akan menghasilkan irisan yang lebih tebal.
Suatu irisan merupakan daerah resonansi spin yang
terdefinisi. Di luar irisan tersebut, spin tidak akan terpengaruh oleh
sinyal RF. Magnetisasi transversal (dan juga sinyal MR) hanya dihasilkan di
dalam irisan.
 |
Keunggulan
Teknologi Gradient
Metode menggunakan gradient ini memungkinkan kita untuk memposisikan bidang
irisan pada beberapa pencitraan MR.
  |
Sistem MR memiliki tiga pasang gradient coil di sepanjang sumbu x, y, dan
z. Untuk irisan sagittal, harus menggunakan gradient-x dan untuk irisan
coronal, harus menggunakan gradient-y. Untuk mendapatkan irisan yang miring, maka beberapa gradient harus
digunakan secara serempak. Hasilnya akan saling bertumpukan. Sebuah irisan
miring tunggal dihasilkan oleh dua buah gradient (misalkan gradient dalam arah
y dan z) dan untuk mendapatkan irisan miring ganda, maka digunakan ketiga
gradient secara serempak.
 |
Citra dari suatu irisan tidak dihasilkan secara langsung
melalui prosedur pengukuran. Pertama-tama, setelah sinyal MR diterima maka akan
dihasilkan data mentah (raw data) terlebih dahulu. Kemudian data-data
tersebut akan melalui proses komputasi untuk menghasilkan citra yang
diinginkan.
Citra MR terdiri dari banyak elemen citra, yang disebut
dengan pixel (picture element). Konfigurasi ini disebut image
matrix. Setiap pixel dalam image matrix memiliki derajat
keabu-abuan. Secara keseluruhan, nilai keabu-abuan tersebut akan membentuk
suatu komposisi citra.
Komponen pixel dalam sebuah citra akan menunjukkan
komponen voxel dalam sebuah irisan. Semakin banyak pixel dalam
suatu citra, maka informasi yang berkaitan dengan citra tersebut akan semakin
banyak dan citra yang dihasilkan akan semakin tajam dan detail (memiliki resolusi
yang lebih tinggi).
 |
1.1.61.
 |
Besarnya sinyal-sinyal tersebut dapat dibagi-bagi sbb :
selama proses pengukuran echo, gradient diarahkan pada arah x.
Pasangan spin dari voxel individual akan melakukan gerak precession
di sepanjang sumbu x pada frekuensi yang terus membesar, yang disebut frekuensi
encoding. Sedangkan gradient yang berhubungan dengan proses
tersebut disebut Frequency-Encoding Gradient (GF).
Bagian echo yang dimaksud merupakan kombinasi sinyal dari spin
yang tereksitasi di sepanjang sumbu x. Pada resolusi 256 voxel, echo
terdiri dari 256 frekuensi.
Metode Transformasi Fourier dapat membantu untuk
menentukan kontribusi sinyal dari setiap komponen frekuensi. Setiap sinyal
individu yang didapat akan menentukan derajat keabu-abuan dari pixel
yang dialokasikan.
Dua voxel yang berbeda dapat memiliki frekuensi
yang sama dan karenanya, tidak dapat didiferensiasi.
Pada selang waktu di antara sinyal RF dan echo, gradient
akan diposisikan pada arah y. Sebagai hasilnya, spin akan melakukan precession
pada kecepatan yang berbeda dalam waktu yang singkat. Setelah gradient
dimatikan, pergeseran fasa spin di sepanjang sumbu y akan berbeda yang
tetap bersifat proporsional terhadap lokasi masing-masing. Proses ini dinamakan
phase encoding dan komponen gradient yang berkaitan disebut
dengan phase-encoding gradient (Gp).
Untuk memfilter pergeseran-pergeseran fasa tersebut, maka
digunakan proses Transformasi Fourier. Selain itu, untuk mendapatkan
matriks sebanyak 256 baris, maka dibutuhkan sinyal MR sebanyak 256 dengan
proses phase encoding untuk 256 lokasi yang berbeda. Hal ini berarti 256
langkah proses phase encoding dan menyebabkan urutan sinyal-sinyal
tersebut harus diulang sebanyak 256 kali untuk membentuk matriks 256 x 256.
Setelah itu, matriks tersebut dinamakan Raw Data Matrix,
yang juga dikenal dengan k-Space.
 |
 |
Bagian Center Raw Data akan menentukan struktur yang kasar dan
kontras citra. Sedangkan komponen Raw Data di sepanjang perbatasan akan
memberikan informasi tentang batasan-batasan yang ada, transisi pada tepi, dan
kontur citra. Pada suatu waktu tertentu, data-data tertentu akan menampilkan
struktur yang lebih bagus dan pada proses analisis akhir, akan menentukan
resolusi citra. Bagian ini hampir tidak berisi informasi apapun tentang kontras
jaringan.
 |
Urutan spin echo terdiri dari sinyal fasa 90o,
yang diikuti dengan sinyal fasa 180o yang menghasilkan spin echo
pada konstanta TE (Echo Time). Urutan pulsa tersebut diulang berdasarkan
konstanta TR (Repetition Time) selama komponen k-space diisi
dengan echo. Jumlah tahapan proses phase-encoding (yang merupakan
baris dari raw data) berhubungan dengan jumlah pengulangan tersebut.
Waktu scanning akan ditentukan oleh derajat yang besar dari resolusi
gambar dalam arah proses phase-encoding.
Dengan NP = jumlah tahap proses phase-encoding.
Slice-selection gradient GS dinyalakan segera
setelah sinyal fasa 90o, yaitu saat gambar balok ada di bagian atas,
untuk memilih irisan yang diinginkan.
Gradient akan menyebabkan fasa spin dalam keadaan dephase,
pada sepanjang ketebalan irisan. Oleh karena itu, keadaan ini harus
dikompensasi dengan gradient dari polaritas yang berlawanan dan setengah
durasi (proses rephase dari gradient). Hal inilah yang
menimbulkan adanya gambar balok dibagian bawah dari GS.
Selama sinyal fasa 180o, GS akan
dinyalakan lagi sehingga sinyal tersebut hanya mempengaruhi spin dari
irisan yang terstimulasi sebelumnya.
  |
Phase-encoding gradient GP akan dinyalakan
sementara di antara pemilihan irisan dan spin echo. GP akan
menumpukkan fasa yang berbeda pada spin. Untuk matriks yang terdiri dari
256 baris dan 256 kolom, proses penyalaan gradient (switching)
dari urutan spin echo akan diulang sebanyak 256x dengan parameter TR dan
GP yang meningkat secara bertahap.Tahap proses phase-encoding
dalam grafik sinyal sering digambarkan dengan garis horisontal yang banyak
dalam bagian balok GP, yang menggambarkan amplitudo tahapan gradient
yang berbeda, baik positif maupun negatif.
Selama proses spin echo, frequency-encoding
gradient GF akan dipengaruhi juga. Karena spin echo
dibaca pada saat tersebut, gradient ini disebut juga readout gradient.
Jika tidak ada hal lain yang diberikan selain readout gradient, maka
gerakan precession dari spin pada arah frequency-encoding
akan mulai berubah menjadi keadaan dephase. Selama parameter TE, spin
akan berada dalam keadaan dephase sepenuhnya, tidak memberikan spin
echo. Hal ini dapat diatasi dengan memberikan gradient tambahan.
Berkaitan dengan proses pembacaan, spin dalam
keadaan dephase karena gradient dengan polaritas yang berbeda dan
setengah durasi dari readout gradient (dephasing gradient). Hal
ini menyebabkan readout gradient akan mengembalikan fasa spin,
sehingga spin yang berada di tengah-tengah interval pembacaan akan
sefasa lagi pada waktu terjadinya spin echo maksimum. Seperti misalnya, readout
gradient diberikan sebelum sinyal fasa 180o, sehingga gradient
memiliki fasa yang sama seperti readout gradient. Hal ini dikarenakan
sinyal fasa 180o akan membalikkan fasa spin.
   |
Biasanya TE selalu lebih singkat daripada TR. Selama interval waktu antara
proses pembacaan echo terakhir dan sinyal RF selanjutnya, dapat
dihasilkan beberapa irisan tambahan (misalnya z1 sampai z4),
yang disebut dengan multislice sequence.
Metode ini akan memberikan irisan yang dibutuhkan untuk
pemeriksaan suatu daerah tertentu.
Urutan yang lebih cepat, seperti misalnya
urutan gradient echo, akan memberikan suatu keuntungan, yaitu dapat
menghasilkan sekumpulan data 3D karena waktu pengulangan yang singkat. Kumpulan
data 3D tersebut digunakan untuk merekonstruksi tampilan 3 dimensi.
Posisi fasa yang berbeda dapat ditempatkan pada lokasi
yang kosong. Hal inilah yang mendasari proses phase-encoding. Saat phase-encoding
gradient seolah-olah akan ditumpukkan pada arah pilihan irisan (arah
z, seperti pada contoh), maka yang dibicarakan adalah pencitraan 3D.
Melalui proses phase-encoding tambahan yang tegak
lurus terhadap bidang citra, seperti citra-citra yang bersebelahan, maka akan
didapat informasi tentang volume spasial (SLAB), dimana bidang volume
tersebut dinamakan PARTISI.
Dari kumpulan data yang dihasilkan selama pengukuran 3D, perangkat lunak
POST-PROCESSING dapat menghasilkan tampilan secara spasial.
Dalam pencitraan MR, ada tiga buah jenis kontras yang
sangat penting, yaitu kontras T1, kontras T2, dan kontras
densitas proton. Jenis jaringan tubuh yang berbeda akan memberi magnetisasi
transversal yang berbeda juga. Tempat dimana sinyalnya kuat, maka citranya akan
menunjukkan pixel yang lebih terang, sedangkan sinyal yang lebih lemah
akan menghasilkan pixel yang lebih gelap.
Jika jumlah proton yang berkontribusi dalam magnetisasi
makin banyak, maka sinyalnya akan semakin kuat. Walaupun begitu, hal terpenting
untuk diagnostik medis adalah efek yang ditimbulkan dari konstanta relaksasi T1
dan T2 pada kontras suatu citra.
 |
Jika mengingat kembali tentang urutan spin echo,
maka prosesnya adalah sbb : sebuah sinyal fasa 180o diberikan pada
selang waktu τ setelah sinyal fasa 90o dan menghasilkan spin echo
setelah Echo Time TE = 2τ.
Urutan sinyal ini, fasa 90o dan fasa 180o
harus diulang hingga memenuhi semua tahap proses phase-encoding dari scan
matrix (misalnya 256 kali). Waktu interval antara pengulangan-pengulangan
tersebut disebut dengan Repetition Time TR.
Konstanta TE dan TR merupakan parameter yang terpenting
untuk mengendalikan kontras dari urutan spin echo.
 |
Gambar di samping menampilkan tiga buah jenis jaringan
tubuh yang berbeda (1, 2, dan 3) dengan waktu relaksasi yang berbeda juga.
Relaksasi longitudinal akan dimulai segera setelah sinyal
fasa 90o. Magnetisasi longitudinal MZ dari tiga buah
jaringan tubuh yang berbeda akan pulih pada kecepatan yang berbeda. Nilai
maksimumnya berhubungan dengan "densitas proton", yaitu jumlah proton
Hidrogen per unit volume.
Dengan diberikannya kembali sinyal fasa 90o
setelah TR, maka magnetisasi longitudinal aktual akan berubah menjadi
magnetisasi transversal MXY dan menghasilkan sinyal dengan kekuatan
yang berbeda.
  |
Jika TR dipilih cukup panjang, maka perbedaan sinyal
dalam jaringan setelah sinyal fasa 90o yang diulang hanya akan
bergantung pada densitas proton di dalam jaringan, karena relaksasi
longitudinal yang hampir selesai. Echo harus dihasilkan segera setelah
sinyal fasa 90o yang diulang, dengan TE yang lebih singkat, sehingga
didapat citra proton density-weighted (PD yang singkat). Pada
kenyataannya, TR dari urutan spin echo biasanya lebih lama dari 2-3
detik. Hal ini juga berarti jenis jaringan tubuh dengan konstanta T1
yang lebih lama, misalnya CSF, yang tidak segera pulih setelah periode
waktunya.
  |
 |
Kurva sinyal akan menurun karena relaksasi T2
dan mulai berpotongan. Kontras densitas proton akan hilang. Pada TE yang lebih
lama, kurva akan mulai menyimpang dan kontras dikendalikan oleh relaksasi T2,
sehingga diperoleh citra T2-weighted. Kekuatan sinyal dari spin
echo akan bergantung pada penyusutan T2.
Di samping merupakan perbandingan citra yang menunjukkan
kontras T2 dengan TE yang semakin lama akan semakin lama.
   |
Pada keadaan tersebut, densitas proton tidak lagi
mempengaruhi kontras. Kontras T2 hanya bergantung pada komponen TE
yang dipilih. T2 yang optimal dari suatu citra T2-weighted
merupakan nilai rata-rata konstanta T2 dari citra jaringan yang akan
ditampilkan (ada di antara 80 dan 100 ms).
Jika dipilih TR yang singkat sehingga relaksasi T1
belum selesai, maka sinyalnya akan menjadi lebih lemah dan kontrasnya akan
berkurang seiring TE yang semakin meningkat. Oleh karena itu, harus dipilih TE
yang sesingkat mungkin.
TR yang singkat akan menghilangkan efek dari densitas
proton, TE yang singkat akan menghilangkan efek dari relaksasi T2.
Perbedaan kekuatan sinyalnya sebagian besar bergantung pada magnetisasi
longitudinal sebelumnya, yaitu yang berasal relaksasi T1 jaringan
tertentu, sehingga diperoleh citra T1-weighted.
Gambar di samping menunjukkan kontras T1 yang
bagus, yaitu saat TR dan TE singkat. Dengan TE yang lebih panjang, baik kontras
T1 maupun sinyal yang terukur, masing-masing akan dikurangi.
Kombinasi waktu pengulangan yang singkat dan TE yang lama sangat tidak sesuai.
Jenis jaringan yang normal hanya memiliki sedikit
perbedaan dari densitas protonnya, di samping relaksasi T1 yang
berbeda. Oleh karena itu, pencitraan T1-weighted akan sangat
sesuai untuk tampilan anatomi tubuh.
Dua atau lebih spin echo dapat dihasilkan dengan multi-echo
sequence. Kekuatan sinyal echo akan berkurang seiring dengan
relaksasi T2. Pengurangan sinyal ini akan memungkinkan untuk
melakukan perhitungan citra T2 murni dari data tersebut, tanpa
bagian T1.
Selain itu, citra T1 murni dapat dihitung dari
kekuatan sinyal dari beberapa pengukuran spin echo dengan TR yang
berbeda-beda tetapi TE singkat yang sama.
Dengan double-echo sequence (misal TE1
= 15 ms dan TE2 = 90 ms), maka didapat citra densitas proton
sebagaimana citra T2-weighted dari pengukuran tunggal.
Jadi dengan mengambil beberapa nilai parameter yang
berbeda, maka akan didapat citra-citra sbb :
· Kontras T1 (TR dan TE
singkat)
· Kontras T2 (TR danTE yang
lama)
· Kontras densitas proton (TR lama, TE
singkat)
Dengan pencitraan spin echo, efek akibat T1
dan T2 berbanding terbalik, yaitu : jaringan dengan T1
yang lebih lama akan berwarna lebih gelap dalam citra T1-weighted
dan jaringan dengan T2 yang lebih lama akan tampak lebih terang.
 |
Urutan pemulihan inversi merupakan urutan spin echo
dengan didahului oleh sinyal fasa 180o. Dalam teknologi MR,
sinyal-sinyal persiapan akan mendahului urutan yang sebenarnya dan di sini akan
dibicarakan bagaimana cara memanipulasi kontras citra tersebut.
 |
Urutan pemulihan Inversi (Inversion Recovery Sequence,
IIR) menggunakan sinyal fasa 180o – 90o – 180o.
Pertama-tama, magnetisasi longitudinal dibalik oleh sinyal persiapan fasa 180o
pada arah yang berlawanan. Magnetisasi transversal akan nol dan sinyal MR tidak
akan diterima.
Interval di antara sinyal fasa 180o dan sinyal
stimulasi fasa 90o diketahui sebagai Inversion Time TI.
Selama periode tersebut, magnetisasi longitudinal akan pulih.
Sinyal stimulasi fasa 90o akan mengubah
magnetisasi longitudinal aktual menjadi magnetisasi transversal.
 |
Dua atau lebih spin echo dapat
dihasilkan dengan multi-echo sequence. Kekuatan sinyal echo akan
berkurang seiring dengan relaksasi T2. Pengurangan sinyal ini akan
memungkinkan untuk melakukan perhitungan citra T2 murni dari data
tersebut, tanpa bagian T1.
Selain itu, citra T1 murni dapat dihitung dari kekuatan sinyal
dari beberapa pengukuran spin echo
dengan TR yang berbeda-beda tetapi TE singkat yang sama.
Dengan double-echo sequence (misal TE1 = 15 ms dan TE2
= 90 ms), maka didapat citra kepadatan proton sebagaimana citra T2-weighted dari pengukuran tunggal. Saat urutan spin echo memberikan kontras T2 yang
baik, maka IIR digunakan untuk mendapatkan kontras T1 yang lebih
tinggi.
Sebagaimana magnetisasi longitudinal memulihkan nilai negatifnya dengan
proses inversi, magnetisasi dari jenis jaringan yang berbeda akan mencapai
nilai nol pada waktu yang berbeda. Proses inversi magnetisasi ini memberikan
dispersi yang lebih baik dari kurva T1 menjadi kontras T1
yang lebih baik juga. Dengan memilih TI yang sesuai, maka kontras akan semakin
baik.
Kerugiannya adalah waktu pengukuran yang lebih lama. Dengan bergantung pada
T1, irisan yang diukur lebih sedikit dibandingkan dengan metode T1-weighted
spin echo.
      |
Karena TI telah dipilih, jaringan yang lebih cepat relaks
(a) telah melewati titik perpotongan nol, sedangkan jaringan relaksasi yang
lebih lambat (b) belum melewatinya. Akan sangat membingungkan jika hanya
magnitudo sinyal yang digunakan untuk menentukan kontras citra. Jenis jaringan dengan
konstanta T1 yang berbeda akan ditampilkan dengan nilai keabu-abuan yang
sama.
Perbandingan citra di samping (gambar 103) menunjukkan
efek TI pada kontras di dalam otak. Sinyal yang berasal dari zat putih atau abu
akan dihilangkan.
Kontras dari beberapa jenis jaringan yang berbeda dapat
dipastikan dengan mempertimbangkan arah dari magnetisasi longitudinal.
Magnetisasi longitudinal positif dan negatif akan diubah
oleh sinyal eksitasi fasa 90o menjadi magnetisasi transversal dengan
pergeseran fasa sebesar 180o. Jika magnitudonya
dipertimbangkan seperti halnya perbedaan fasa dari sinyal-sinyal tersebut, maka
akan dimungkinkan untuk menempatkan sinyal pada magnetisasi longitudinal
positif atau negatif aslinya. Hal inilah yang akan menentukan kontras T1
maksimum.
Metode rekonstruksi phase sensitive ini akan
memberikan magnetisasi longitudinal yang sebenarnya dan sering disebut dengan true
inversion recovery, yang banyak digunakan oleh bidang ilmu kesehatan
anak-anak (pediatrics).
Sebagai informasi tambahan, berikut ini adalah blok diagram dari sistem RF
MAGNETOM Symphony :
Keterangan lebih lanjut tentang modul pengirim sinyal RF (transmitter)
dan penerima sinyal RF (receiver) dapat dilihat pada blok diagram di
bawah ini :
Masa depan untuk sistem MRI sepertinya masih merupakan angan-angan saja.
Teknologi tersebut masih baru dan baru digunakan secara luas selama 20 tahun
saja (jika dibandingkan teknologi X-Ray yang sudah berumur lebih dari
100 tahun).
Alat scanner yang berukuran lebih kecil untuk proses pencitraan
bagian tubuh yang lebih spesifik sedang dalam proses pengembangan, seperti misalnya
alat scanner dimana hanya butuh meletakkan bagian lengan, lutut ataupun
kaki pasien. Kemampuan untuk memetakan sistem pembuluh darah sedang
ditingkatkan. Pemetaan otak secara fungsional (melakukan proses scanning
pada saat seseorang sedang melakukan suatu aktivitas tertentu, seperi meremas
bola karet atau melihat suatu gambar) akan membantu pada ilmuwan untuk semakin
mengerti tentang bagaimana otak manusia bekerja. Kegiatan riset telah
berlangsung di beberapa institusi untuk pencitraan ventilasi dinamik dari
paru-paru dengan menggunakan gas 3He yang terhiperpolarisasi. Selain
itu, pengembangan cara baru untuk memetakan penyakit stroke dalam
tahap-tahap awalnya sedang dilakukan secara terus-menerus.
Ramalan tentang masa depan MRI masih spekulatif. Walaupun begitu, sistem
MRI dapat menjadi sesuatu yang tanpa batas di masa depan dan tentu saja, dapat
meningkatkan kesehatan masyarakat dunia.
 |
|
|
Berdasarkan penjelasan-penjelasan di atas, maka dapat diambil kesimpulan sementara bahwa magnet merupakan bagian yang paling dasar dalam sistem MRI. MRI membutuhkan magnet yang kuat dan memiliki medan magnet yang homogen di sepanjang volume pencitraan.
Jika alat MRI sedang dioperasikan dan
mengirimkan pulsa RF (Radio Frequency) kepada pasien yang posisinya
tidak berada di dalam medan magnet, alat tersebut tidak akan menghasilkan apa
yang disebut “echo”. Hanya jika pasien dimasukkan ke dalam medan magnet
yang kuat dan pulsa RF pada frekuensi yang tepat dikirimkan kepadanya, maka
sebuah “echo” akan dibangkitkan.
 |
Hal penting lainnya yang berhubungan dengan magnet adalah kekuatan medan
magnet yang dinotasikan dengan satuan Tesla. Magnet-magnet yang dimiliki
oleh alat-alat SIEMENS biasanya berkekuatan 0,2 T, 1,0 T, atau 1,5 T, dimana
semakin besar kekuatan magnetnya, maka biaya untuk menghasilkannya lebih mahal,
tetapi kualitas gambarnya jauh lebih baik. Selain dengan satuan Tesla, satuan
lain yang biasa digunakan adalah Gauss, dimana 1 Tesla = 10.000 Gauss. Magnet-magnet
yang terdapat pada alat MRI, sekarang ini, mempunyai kekuatan magnet berkisar
antara 0,5 – 2,0 T atau 5.000 – 20.000 Gauss.
Untuk sekedar informasi, magnet dengan kekuatan lebih dari 2 T belum
disetujui untuk digunakan pada proses pencitraan medis, walaupun termasuk
magnet yang sangat kuat (sampai 60 T). Magnet dengan kekuatan seperti ini
cenderung digunakan untuk riset.
Jika dibandingkan dengan kekuatan magnet bumi, yang hanya sebesar 0,5
Gauss, maka dapat terlihat bahwa magnet yang digunakan pada alat MRI ini
memiliki kekuatan medan magnet yang jauh lebih besar.
Biasanya, untuk membangkitkan medan magnet pada sistem MRI, maka digunakan
metode-metode ini, yaitu :
·
Low Field Magnets : untuk menghasilkan medan magnet
sampai ± 0,3 Tesla, menggunakan magnet jenis permanen dan resistif.
·
High Field Magnets : untuk sistem MRI dengan
kekuatan medan magnet dengan range 0,5 – 3,0 Tesla dan membutuhkan magnet
jenis superkonduktor.
Pada umumnya, terdapat tiga buah desain dari magnet yang digunakan pada
alat MRI, yaitu :
1.
Magnet Permanen (Tetap)
 |
Gambar di samping adalah contoh dari
sistem MRI milik SIEMENS yang disebut “P8”, yang menggunakan magnet permanen.
Disebut permanen karena medan magnetnya selalu ada dan dalam kekuatan
maksimalnya, sehingga tidak membutuhkan biaya apapun untuk mempertahankan
kekuatan medannya dan tidak perlu diisi dengan cairan cryogen.
Walaupun begitu, magnet-magnet jenis ini sangat berat, bahkan sampai
berton-ton hanya untuk kekuatan medan magnet sebesar 0,4 Tesla. Semakin kuat
medan magnet yang dibutuhkan, maka semakin berat magnet tersebut, sehingga akan
sangat sulit untuk dibuat. Jikalau ukurannya menjadi semakin kecil, magnet
tersebut masih terbatas untuk kekuatan medan magnet yang rendah saja. Selain
itu, kerugian dari magnet jenis ini adalah magnet tersebut tidak memiliki
stabilitas yang cukup baik jika terdapat sedikit perubahan temperatur
lingkungan.
Contoh produk SIEMENS MEDICAL yang menggunakan magnet permanen adalah
MAGNETOM JAZZ, OPEN P, dan CONCERTO.
2.
Magnet Resistif
 |
Gambar di samping adalah alat SIEMENS MEDICAL jenis OPEN, yang menggunakan
magnet resistif. Magnet jenis ini menghasilkan medan magnet dengan menggunakan
elektromagnet yang sederhana (dengan dua buah silinder yang terletak di bagian
atas dan bawah alat). Magnet ini menghasilkan medan magnet dengan arah
atas-bawah.
Keuntungan dari magnet jenis ini adalah tidak perlu diisi dengan cairan cryogen
dan menggunakan arsitektur yang terbuka sehingga dapat memberi kenyamanan pada
pasien.
Walaupun begitu, mgnet jenis ini memiliki kekuatan medan magnet yang
terbatas, yaitu tidak lebih dari 0,2 Tesla. Magnet resistif terdiri dari banyak lilitan kawat yang terbungkus di
sekeliling silinder magnet (bore) dimana arus listrik dilewatkan. Jika
listrik dimatikan, medan magnet akan hilang. Magnet-magnet jenis ini lebih
murah untuk dibuat daripada magnet superkonduktor, tetapi membutuhkan daya
listrik yang cukup besar (sekitar 50 KWatt) untuk beroperasi karena resistansi
alami dari kawat tersebut.
Contoh produk SIEMENS MEDICAL yang menggunakan magnet resistif adalah
MAGNETOM OPEN / VIVA.
3.
Magnet Superkonduktor
 |
Gambar di samping adalah contoh dari MAGNETOM VISION. Pada dasarnya, magnet
jenis superkonduktor memiliki konstruksi dan karakteristik yang hampir serupa
dengan magnet resistif, yaitu medan magnet yang dihasilkan terjadi karena
penggunaan lilitan-lilitan kawat (elektromagnet). Perbedaannya hanya terletak
pada bahan kawatnya, dimana kawat yang digunakan pada magnet resistif terbuat
dari tembaga dan memiliki resistansi. Sedangkan kawat pada magnet
superkonduktor ini terbuat dari suatu campuran yang disebut “Nyobium-Titanium”,
yang memiliki sifat yang khusus, yaitu pada temperatur yang sangat rendah,
resistansinya hampir tidak ada (merupakan sifat dasar dari bahan
superkonduktor).
Bahan superkonduktor dapat mengalirkan arus listrik yang sangat besar
melalui penampang seperti pada gambar di samping, tanpa menghasilkan panas
karena resistansinya.
Keuntungan utama dari magnet jenis ini adalah jika sekali saja arus listrik
mengalir pada kumparannya, maka sifat magnetnya akan bertahan selamanya (secara
teoritis). Hal ini mengakibatkan medan magnet yang dihasilkan memiliki range
yang lebih besar, sampai ± 1,5 Tesla (dari 0,5 – 2,0 Tesla), yang memungkinkan
peningkatan kualitas citra yang dihasilkan.
Di samping itu, temperatur dari kawat (kumparan) pada magnet superkonduktor
harus di bawah temperatur kritis (sampai ± 4 K atau -269oC),
dimana pada temperatur ini merupakan keadaan yang sangat dingin. Satu-satunya
jalan untuk mencapai keadaan ini adalah dengan “mencelup”kannya ke dalam cairan
cryogen, dimana dalam kasus ini dipergunakan Helium cair dan dapat
menghabiskan banyak biaya. Walaupun begitu, cairan tersebut tersimpan dalam
sebuah tank yang terisolasi dengan vacuum (ruang hampa udara,
biasa disebut Outer Vacuum Chamber / OVC) terhadap lingkungan luar,
dengan tujuan untuk meminimalisir perubahan Helium cair menjadi gas Helium.
Contoh produk SIEMENS MEDICAL yang menggunakan magnet superkonduktor adalah
MAGNETOM IMPACT EXPERT, HARMONY, SYMPHONY, VISION, dan ALLEGRA.
Magnet tipe P8 ini terbuat dari magnet ferrite, dimana jika sudah
sekali dimagnetisasi, fluks magnetik dibangkitkan secara kontinu tanpa
membutuhkan energi tambahan.
Magnet jenis ini (magnet ferrite) bersifat sangat sensitif terhadap
temperatur. Oleh karena itu, dibutuhkan sebuah heating system untuk
mengendalikan temperatur dari magnet. Bagian ini terdiri dari banyak
panel-panel pemanas yang dikendalikan oleh 18 unit Temperature Indicating
and Control (TIC). Temperatur magnet dijaga pada tingkat 32oC,
dengan toleransi sebesar 0,1oC.
 |
Magnet tipe HELICON ini memiliki sistem yang tertutup, dimana Helium cair
yang berubah menjadi gas karena adanya panas pada magnet dicarikan kembali.
Magnet HELICON juga dilengkapi dengan Linde Helium Liquefier (LKKA = Linde
Kleinkaelte Anlage).
Sistem tersebut terdiri dari komponen-komponen sbb :
·
Screw compressor
·
Oil adsorber
·
Coldbox with control
cabinet
·
Transfer pipe
·
Magnet HELICON
 |
·
Pressure Tank
Magnet dengan tipe superkonduktor menggunakan fenomena fisik dari material
tertentu yang mencapai nilai resistansi mendekati nol saat didinginkan di bawah
temperatur kritis, biasanya di dekat nol absolut (-273oC atau 0 K).
Sifat superkonduktivitas ini memungkinkan arus listrik yang sangat besar
mengalir pada lilitan-lilitan kawat dengan penampang yang kecil, tanpa
menghasilkan panas. Keadaan inilah yang menyebabkan pembuatan magnet yang
sangat kuat dan sederhana.
Helium cair biasanya digunakan untuk mempertahankan temperatur magnet pada
± -269oC (4 K), yaitu di bawah temperatur kritis dari lilitan kawat
superkonduktor.
Lilitan
magnet
Magnet terdiri dari enam buah lilitan superkonduktor primer, yang terbuat dari
campuran bahan niobium titanium / tembaga.
Active shielding Sebagai tambahan bagi lilitan utama, dua buah lilitan AS (Active Shield)
ditempatkan di seluruh lilitan utama dan dipasangkan kawat sedemikian rupa
sehingga medan magnetnya melawan medan yang ditimbulkan lilitan utama, kemudian
mengurangi medan eksternal yang menyimpang.
Cryostat Magnet dilapisi dengan
selongsong stainless-steel yang diisi dengan Helium cair (akan
dijelaskan lebih lanjut pada bagian tersendiri).
Thermal shielding Helium cair
sangat sensitif terhadap panas dan menguap (menjadi gas) dengan sangat cepat.
Selain itu, Helium cair memiliki harga yang sangat mahal. Oleh karena itu,
panas yang ditimbulkan oleh konveksi udara, konduksi atau radiasi panas dari
lingkungan sekitar harus dikurangi.
Untuk mengurangi panas akibat konveksi, cryostat diposisikan di dalam
kerangka stainless-steel bagian terluar (OVC), di bawah bagian vacuum.
Cryostat seperti digantungkan di dalam OVC pada daerah fiberglass.
Bahan fiberglass digunakan karena memiliki konduktivitas thermal yang
rendah, yang berfungsi untuk mengurangi panas akibat konveksi tersebut.
Panas yang diradiasikan menjadi faktor yang utama. Kerangka aluminium padat (cryo-shield)
diletakkan di sekitar cryostat dan dijaga pada temperatur cryogenic,
menggunakan unit pendingin eksternal. Panas yang diradiasikan dari OVC,
sebagian besar dipantulkan oleh bahan isolasi.
Unisock
Unit pendingin diletakkan pada Unisock, dengan ruangan vacuum
yang terpisah, untuk memposisikan dan menggantikan coldhead dalam
perawatan (service).
Service turret
Perangkat elektronik internal dari magnet harus melewati bagian service
turret, yang dibuat sama seperti cryostat. Komponen current probe,
syphon pengisian ulang Helium cair, dan koneksi elektronik untuk sensor
temperatur cryo-shield, probe tingkat volume Helium, screen,
quench, dan switch heater dihubungkan pada bagian service turret.
Ada beberapa bagian penting pada magnet, yaitu
komponen-komponen yang berada pada service turret.
Komponen pertama adalah ramping port, yang
merupakan tempat untuk menghubungkan ramping probe untuk melakukan
proses ramping up atau ramping down.
Komponen kedua yang harus diperhatikan adalah
keadaan underpressure dari cryostat. Ada dua jalur untuk
keluarnya gas Helium, yaitu melalui katup back-pressure 1/3 psi atau
melalui burst disk. Dalam keadaan normal, burst disk dalam
keadaan tertutup dan tekanan cryostat bertahan pada 1/3 di atas tekanan
udara sekitar karena katup 1/3 psi. Jika tekanannya meningkat secara tiba-tiba
sampai di atas 5 psi (yang akan menyebabkan quench), magnet akan menekan
burst disk. Biasanya, setelah terjadi quench maka burst disk
harus segera diganti.
 |
Venting system Selama proses normal, cryostat selalu menguapkan sedikit Helium cair (± 0,1 % per hari). Gas Helium ini akan meningkatkan tekanan di dalam magnet. Jika tekanan tersebut melebihi, misalkan 2/3 psi, katup overpressure akan terbuka dan melepaskan gas ke venting system (terkadang disebut “quench tube”).
Bagian ini mengarahkan gas Helium untuk keluar ke udara luar. Hal ini penting
untuk keamanan magnet karena jika tidak ada udara yang membeku di dalam magnet
dan membentuk bongkahan es yang mungkin akan menghambat seluruh venting
system.
Pressure gauge
Bagian ini menunjukkan tekanan internal
magnet. Tekanan dalam keadaan normal harus selalu positif, akan tetapi tekanan
negatif (underpressure) dapat terjadi setelah proses ramping.
Bypass
Katup bypass dapat dibuka untuk melepaskan tekanan di dalam magnet (dalam
perawatan / service), tetapi tidak boleh dibuka jika dalam keadaan underpressure
(misalnya setelah proses ramping).
Katup quench
Jika terjadi quench, sejumlah besar Helium cair (± 40 %) menguap dalam
waktu yang singkat. Karena diameter dari katup 2/3 psi dianggap terlalu kecil,
maka sebuah katup tambahan, yang disebut katup quench, akan terbuka jika
tekanannya melebihi 15 psi (terdiri dari bursting disc yang dapat pecah).
Syphon
Merupakan saluran isolator vacuum untuk pengisian Helium cair ke dalam
magnet. Salah satu ujungnya terhubung kepada bagian service turret
secara permanen dan ujung yang lain dapat dihubungkan dengan dewar Helium. Ada
dua buah jenis syphon, yaitu :
·
High Efficiency Syphon (HES) seperti tampak pada gambar
 |
· Smart Syphon dengan suatu katup otomatis yang mencegah perpindahan Helium gas (yang hangat) ke dalam magnet
Quench
heater Bagian ini biasa digunakan dalam keadaan
darurat, yang mengharuskan keadaan quench. Quench heater yang
terletak pada magnet dipanaskan oleh sumber arus eksternal (ERDU). Setelah
mengaktifkan sumber arus, maka bahan superkonduktornya akan memiliki resistansi
(karena energi yang tersimpan di dalam magnet). Keadaan ini akan berakibat juga
pada medan magnetnya, yaitu medan magnet akan hilang dalam waktu yang singkat.
Quench protection
circuitry Selama terjadinya quench, ada tegangan yang
tinggi pada coil dan bagian superconductive switch. Tegangan
tersebut harus dibatasi oleh bagian quench protection circuitry, yang
berada di dalam penutup magnet OR41 AS. Rangkaian ini terdiri dari kombinasi
antara dioda dan resistor yang terhubung secara paralel terhadap coil
dan superconductive switch. Kombinasi tersebut memungkinkan proses ramping
up atau ramping down dengan tegangan 10 V. Selain itu, tegangan
yang muncul saat terjadi peristiwa quench akan dibatasi sampai 100 V.
Quench protection circuitry dapat hanya terdiri dari resistor
(seperti pada magnet LISE yang sudah lama) atau dioda (seperti pada magnet
HELICON).
 |
 |
Superconductive switch
Dengan tidak adanya resistansi pada magnet superkonduktor, maka dibutuhkan
sebuah switch untuk menghasilkan tegangan pada coil sehingga
dapat menginduksikan arus listrik. Bagian superconductive switch terdiri
dari lilitan kawat superkonduktor bifilar (tidak ada induktivitas, tidak
ada medan magnet eksternal). Lilitan tersebut akan dipanaskan dengan switch
heater dan menghasilkan suatu daerah resistansi normal.
Saat current probe
dihubungkan pada magnet, arus listrik yang besar akan mengalir sementara
melalui switch dan memanaskannya sampai resistansinya menjadi besar (±
38 Ω). Semakin besar resistansi switch, maka arus yang mengalir akan
lebih sedikit, sehingga menurun penguapan selama proses ramping.
 |
External interference switch (EIS)
Bagian Bo-screen
atau EIS terletak pada setiap lilitan magnet superkonduktor. Karena
lilitan-lilitan tersebut dihubung-singkat, maka interferensi transien apapun
akan diserap oleh screen, mencegah adanya gangguan terhadap medan
magnet. Penyusutan menda magnet yang konstan akan menghasilkan arus pada
lilitan screen yang berlawanan dan menurunkan homogenitas medan magnet.
Oleh karena itu, bagian screen akan direset sekali setiap hari.
Cryostat terletak di
dalam Outer Vacuum Chamber (OVC). Ruangan yang sangat besar ini berisi
komponen suspensi dari konduktivitas thermal rendah, yang mendukung
komponen-komponen lainnya.
Bagian yang terkena panas dari dalam OVC sebagian besar dipantulkan oleh
bahan isolator pantulan mylar multilayer.
Di dalam bahan isolasi tersebut, kerangka dari padatan aluminium
(pelindung) dipertahankan pada temperatur cryogenic dengan tambahan cryostat
Nitrogen dan/atau unit refrigeration yang dipasang secara eksternal
(biasa disebut cold head). Panas yang mencapai tingkat ini diserap dan
menguapkan Nitrogen atau dialirkan pada komponen penukar panas eksternal
melalui sistem pendinginnya (refrigerator).
 |
Sebagaimana disebutkan pada penjelasan di atas, maka sangat penting untuk
menjaga temperatur superkonduktor tetap dingin. Salah satu caranya adalah
dengan mencelupkannya ke dalam cryogen, yaitu mendinginkan gas tersebut
sampai pada batas dimana berwujud cair (liquid). Cryogen yang
paling sering digunakan adalah Helium cair.
Seperti terlihat pada gambar di samping, maka cairan cryogen
disimpan di dalam sebuah tempat yang disebut cryostat. Para teknisi akan
mengisi-ulang Helium cair ke dalam magnet dengan membawa sebuah tank
yang disebut dewar.
Salah satu kekurangan dalam menggunakan cairan cryogen adalah sangat
mudah dan cepat menguap. Hal ini menjadi suatu masalah karena harga Helium cair
sangat mahal. Ada beberapa cara untuk menguranginya, yaitu :
·
Membungkus cryostat
Helium cair utama menggunakan cryostat kedua yang diisi dengan Nitrogen
cair (yang lebih murah). Akan tetapi, Nitrogen tersebut harus diisi-ulang
setiap minggu. Kebanyakan sistem SIEMENS yang sudah lama juga menggunakan tipe
ini.
·
Menggunakan kondensor Helium
yang mencairkan kembali Helium yang sudah berubah menjadi bentuk gas. Sistem
tipe ini dapat dijumpai pada unit HELICON.
·
Menggunakan “cold head”,
yaitu sebuah sistem refrigerator yang menggunakan gas Helium yang
terkompresi, dengan tujuan untuk menjaga temperatur pelindung cryostat
Helium tetap dingin, sehingga proses penguapan Helium cair dapat
diminimalisasi. Semua sistem SIEMENS yang baru sudah menggunakan tipe ini.
 |
Tingkat volume Nitrogen cair (jika ada) diukur menggunakan sebuah kapasitor
coaxial, dimana Nitrogen berperan sebagai dielektrik. Berdasarkan fakta bahwa
Nitrogen cair memiliki konstanta dielektrik yang berbeda dengan gas Nitrogen,
maka kapasitor coaxial dapat dianggap sebagai dua buah kapasitor yang paralel
dengan kapasitansi yang berbeda, tergantung pada tingkat pengisian. Perbedaan
kapasitansi antara keadaan penuh dan kosong adalah ± 40 pF.
Hasil output dari rectangular generator, dipengaruhi oleh sensing
capacity, dipadukan dan digunakan sebagai petunjuk ketinggian tingkat
volume Nitrogen.
 |
Tingkat volume Helium cair diukur dengan menggunakan kawat superkonduktor
yang terletak di dalam cryostat. Selama pengukuran, diberikan arus
listrik konstan melalui kawat tersebut (Helium Measuring Probe), yang
memanaskan Helium cair di dalamnya. Hal ini mengakibatkan kawat bersifat
konduktif normal di bagian yang tidak tertutupi oleh Helium cair. Resistansi
yang terukur dari bagian yang bersifat konduktif normal tersebut adalah nilai
dari volume Helium cair yang berada di dalam cryostat.
 |
SIEMENS MAGNETOM Symphony merupakan sistem MRI (Magnetic Resonance
Imaging) dengan kekuatan medan magnet sebesar 1,5 T. Sistem ini juga telah
memiliki sistem gradient dengan pendingin air yang baru dengan ukuran gradient
coil 20 mT/m.
Sebuah sistem gradient Ultra tambahan akan memberikan komponen echo
time yang lebih singkat dan rasio signal-to-noise yang meningkat.
SIEMENS telah mengambil sebuah langkah baru dengan penggunaan sistem coil
Integrated Panoramic Array, yang digabungkan dengan bagian atas dari patient
table.
MAGNETOM Symphony menambah jajaran produk MR generasi terbaru. Sistem
tersebut disesuaikan pada kebutuhan masa kini dan untuk pengembangan di masa
depan.
Magnet dari MAGNETOM Symphony merupakan magnet dengan active shield,
menggunakan coldhead untuk meminimalkan penguapan Helium, dan memiliki External
Interference Shield (EIS). Selain itu, kenyamanan pasien tetap diutamakan
dengan kualitas citra yang lebih baik. Kenyamanan pasien tersebut dapat
dikombinasikan dengan sebuah produktivitas dengan waktu pemeriksaan yang lebih
singkat dan efisien. Bagian Integrated Panoramic Array dapat memberikan
proses scanning secara serempak dengan empat buah coil.
Keuntungannya adalah tidak perlu menurunkan pasien untuk mengganti bagian coil
yang dibutuhkan.
 |
 |
RCA
:
Refrigerator CAbinet
PDS
: Power Distribution System dengan trafo dan
sekring yang terintegrasi. Komponen PDS mengadaptasi jala-jala listrik biasa
(342 – 528 Volt /AC, 3 fasa) menjadi tegangan yang akan dibutuhkan oleh sistem
(dilindungi dengan sekring.
MPS
: Magnet Power Supply, yang dihubungkan
secara langsung pada jala-jala listrik rumah sakit. MPS ini berisi komponen
elektronika kendali dan daya, untuk melakukan proses ramping up / down
dari tipe magnet OR24 / 70.
MSUP
: Magnet SUPervision, digunakan untuk pengawasan
kondisi magnet, sistem refrigerator, dan sistem komunikasi kepada MMC (Modular
Measurement Control). MSUP terdiri dari :
1.
D1 MONITOR
Memeriksa temperatur dari cryo-shield,
mengendalikan dan mengawasi komponen switch heater dan semua tegangan
MSUP. Selain itu, bagian ini juga menampilkan tingkat volume Helium cair.
2.
D2 BATTERY, HE, EIS
CONTROL
Bagian ini mengisi ulang dan memeriksa batere
cadangan, serta mencuplik dan menampilkan tingkat volume Helium cair. Kendali
EIS melakukan quench dari screen coil dalam interval waktu yang
teratur, untuk melepaskan arus yang terkumpul pada superconducting screen
coil di dalam magnet. Jika ada suatu kegagalan, maka LED indikator akan
menyala.
3.
D3 ERDU (Emergency Run
Down Unit)
Bagian ini melakukan quench dalam kasus
darurat. Sebuah batere yang dapat diisi ulang disediakan untuk mencadangkan
tegangan bagi ERDU, jika jala-jala listrik mengalami gangguan.
4.
D4 PROCESSOR
Bagian ini merupakan komponen komunikasi antara
MSUP dan MMC.
Komponen-komponen di atas akan dijelaskan lebih lanjut pada bagian tersendiri.
Alarm
Box : berfungsi untuk menampilkan kondisi visual
dan kesalahan yang terdengar. Komponen ini juga memiliki tombol pelepasan quench
dan kunci ON/OFF dan Host ON/STANDBY untuk pengendalian sistem line-power.
Bagian ini ditempatkan di dalam ruang operator.
Shim Power Supply : terdiri dari lima buah Power
Supply yang mengalirkan arus melalui lima buah shimcoil untuk
memperbaiki sifat homogenitas medan magnet tersebut.
 |
Dari tabel di atas, maka dapat dilihat beberapa tipe magnet yang digunakan
pada sistem MRI yang berbeda-beda, misalnya magnet tipe OR24 untuk
MAGNETOM HARMONY (1 Tesla), tipe OR70 untuk MAGNETOM SYMPHONY / SONATA
(1,5 Tesla), tipe OR41 / OR42 untuk MAGNETOM IMPACT yang diupgrade
menjadi HARMONY, tipe OR35 untuk MAGNETOM VISION yang diupgrade
menjadi SYMPHONY / SONATA (1,5 Tesla) dan tipe OR64 untuk MAGNETOM
VISION (3 Tesla).
Dalam kesempatan ini, penulis akan membahas mengenai tipe magnet yang
digunakan pada MAGNETOM SYMPHONY saja.
Seperti sudah dijelaskan di atas bahwa MAGNETOM SYMPHONY menggunakan tipe
magnet OR70 dan berikut adalah gambar sederhana sistem magnetnya :
 |
Semua magnet yang digunakan pada sistem HARMONY / SYMPHONY / SONATA
didasarkan pada prinsip superkonduktor, dimana magnet tersebut dilindungi dan
seolah-olah direndam dalam Helium cair (terutama bagian coil). Tempat
penampungan Helium cair dilas dengan baik, diberi sekat ruang hampa (vacuum
insulator), dan ruang hampa yang terbuat dari stainless-steel. Di
dalam ruang hampa tersebut terdapat dua pelindung radiasi yang terbuat dari
aluminium, yang berfungsi mengurangi panas yang diradiasikan kepada tempat
penyimpanan Helium cair.
Jalan masuk bagi bahan cryogen dan kelistrikan dapat melalui suatu
saluran yang terhubung langsung dengan sistem, biasa disebut dengan turret.
Bagian pelindung tersebut didinginkan dengan menggunakan dua tingkat sistem
Gifford-McMahon refrigerator.
 |
Gambar di bawah adalah gambar penampang dari magnet tipe OR70 / OR24.
 |
Magnet turret
|
Merupakan jalan masuk
menuju ruang Helium untuk jalur cryogen, gas, dan kelistrikan
|
Cold head
|
Bagian dari sistem refrigerator,
yang menjaga titik uap Helium pada tingkat yang rendah
|
Working platform
|
Semacam dudukan untuk
tindakan service
|
He syphon
|
Pipa vacuum yang
merupakan bagian dari alat pengisian Helium cair
|
MPS connectors
|
Koneksi untuk MPS dan current
lead selama proses ramping.
|
PT mounting plate |
Koneksi untuk patient
table (PT)
|
 |
Quench pipe
|
Quench valve dan overpressure
valve terhubung ke bagian ini untuk mengeluarkan gas Helium ke udara luar
dengan aman
|
Quench valve
|
Katup yang membuka jika
terjadi quench untuk mengeluarkan gas Helium ke udara luar, berisi
sebuah katup yang diberi pegas, yang membuka pada tekanan 15 psi. Jika
tekanan lebih besar daripada 20 psi, maka bursting disc (terbuat dari
grafit) akan pecah
|
Overpressure valve
|
Katup ini tidak dapat
diposisikan kembali, berfungsi menjaga tekanan Helium magnet sebesar 2/3 psi
|
Bypass valve
|
Membuka koneksi dari
ruang Helium menuju
quench pipe untuk men
urunkan tekanan di dalam
ruang, jika ingin dilakukan
tindakan service
|
Pressure gauge
|
Penunjuk tekanan di dalam
ruang penyimpanan Helium
|
Smart syphon
|
Dimiliki oleh alat pengisian
Helium (pada sistem yang
baru, bagian ini diganti
dengan High-Efficiency syphon)
|
Smart syphon-venting pipe
|
Saluran masuk untuk pengisian Helium cair dengan smart
syphon (digunakan pada sistem-sistem terdahulu)
|
Current lead-cooling pipe
|
Digunakan untuk pendinginan bagian current lead
selama proses ramping (hanya dipasang saat proses ramping)
|
Quench adalah suatu kehilangan arus yang tak terkendali,
yang terjadi di dalam sebuah bahan superkonduktor (kehilangan sifat
superkonduktornya).
Pada bagian sebelumnya, dijelaskan bahwa
cara yang benar untuk memberikan dan menghilangkan arus dari magnet adalah
dengan proses ramping. Jika diperlukan untuk menghilangkan arus dari
magnet dalam waktu yang singkat, proses ramping-down tidak akan cukup,
karena membutuhkan waktu ± 45 menit. Dalam kasus ini perlu untuk menekan tombol
ERDU (Emergency Run Down Unit), yang akan menyebabkan quench.
Peristiwa quench ini terjadi secara
tiba-tiba, kehilangan arus yang tak terkendali dan tentu saja kehilangan sifat
kemagnetannya. Hal ini dilakukan dengan memanaskan sebagian kecil dari bahan
superkonduktor di atas temperatur kritisnya saat bahan tersebut bersifat
resistif (memiliki resistansi). Dengan adanya resistansi ini, maka panas pun
akan timbul, yang menyebabkan bertambahnya resistansi dan panas, secara
bertahap. Akhirnya, semua bagian coil bersifat resistif dan arus pun
akan hilang dengan seketika.
 |
Terkadang peristiwa quench ini
terjadi secara tiba-tiba dan merugikan. Hal ini dikarenakan karena tingkat dari
Helium cair berada di bawah nilai aman dan bagian coil menjadi panas.
Selain itu, quench juga terjadi karena pembentukkan es di dalam magnet.
Semua kejadian ini terjadi selama proses ramping. Disebut sebagai hal
yang merugikan karena jumlah volume Helium cair dapat menjadi sangat berkurang
(Helium cair berubah menjadi gas Helium, dimana 1 Liter Helium cair = 700 Liter
gas Helium ) dan ada kemungkinan merusak magnet itu sendiri.
 |
Kriteria magnet yang paling utama adalah medan magnetnya harus bersifat
homogen (pada tempat dan posisi yang berbeda, besarnya kuat medan magnet harus
sama).
Sifat tersebut mendeskripsikan bagaimana medan magnet terdistribusi di
sepanjang Field of View (FOV), di dalam isocenter.
Homogenitas merupakan syarat yang sangat penting untuk mendapatkan kualitas
citra yang baik karena kekuatan medan yang diberikan melalui antena pengirim (transmitter)
akan direpresentasikan dengan frekuensi yang tepat di dalam echo yang
diterima. Jika dalam posisi FOV yang berbeda, ternyata kekuatan medannya pun
berbeda, maka frekuensi-frekuensi tersebut akan direpresentasikan dengan salah.
Hal inilah yang disebut sebagai spatial distortion.
Inhomogenitas didefinisikan sebagai deviasi maksimum yang mungkin terjadi
dari distribusi medan magnet yang tidak terganggu di dalam volume pengukuran
yang terpusat pada magnet.
Inhomogenitas dari medan magnet yang dihasilkan dapat merusak proses spatial
encoding yang kemudian mempengaruhi irisan geometrinya, yaitu citra yang
dihasilkan sistem MR akan menunjukkan adanya kerusakan (distorsi) pada bidang
irisannya atau bahkan bidangnya akan seperti seolah-olah dibengkokkan secara
spasial. Untuk mengatasinya, magnet tersebut harus dihomogenisasi dan dilakukan
proses yang bernama shimming, dengan beberapa tahap. Proses shimming ini
akan menghilangkan inhomogenitas dari medan magnet utama yang disebabkan
material yang bersifat ferromagnetik di sekitar magnet dan dengan toleransi
yang diberikan oleh pabrik.
 |
Ada dua buah metode utama untuk melakukan proses shimming tersebut,
yaitu :
·
Passive Shimming
Karena kebanyakan inhomogenitas disebabkan karena adanya unsur besi di
dalam magnet (keadaan simetrisnya tidak sempurna) atau di sekitar magnet, maka
solusi yang paling sederhana adalah dengan menempatkan lempengan besi lainnya
pada arah yang berlawanan supaya medan magnet tersebut saling meniadakan
(menjadi netral). Proses ini biasanya dilakukan pada saat sistem MRI pertama
kali dipasang.
Pada gambar di atas, terlihat apa yang disebut dengan shim tray,
dimana tray tersebut akan diisi dengan beberapa lempengan kecil besi
(bersifat magnet) yang harus ditempatkan dengan tepat (tidak boleh kurang /
lebih pada tiap sekatnya) sebagai kompensasi dari distorsi medan magnet.
Sebagai informasi, pada sistem MRI akan ada lebih dari satu shim tray
dan semuanya diletakkan di sekitar lubang silinder yang ada di tengah-tengah
magnet. Selain itu, sistem juga diatur sehingga sesuai dengan kondisi
sekitarnya (udara, temperatur, dll).
·
Active Shimming
Proses ini dilakukan sebagai proses tambahan dari passive shimming
dan bahkan pada beberapa sistem, proses ini tidak dilakukan sama sekali. Proses
active shimming menggunakan elektromagnet kecil yang diletakkan di
sekitar lubang tengah magnet, yang akan menjaga arus DC yang konstan
(menghasilkan medan magnet kecil) dan mengkompensasi distorsi medan magnet
utamanya. Keuntungan proses ini adalah dapat diatur untuk setiap efek pada
terjadi pada pasien terhadap medannya.
Beberapa metode yang digunakan untuk proses active shimming adalah :
v
3-D shim :
volume shim terbatas hanya pada daerah pemeriksaan
dan homogenitas akan difokuskan pada daerah tersebut.
v
Interactive shim : arus yang digunakan
diatur pada tingkat optimasi dari urutan sinyal RF (digunakan untuk
spektroskopi).
Setelah proses shimming, medan magnet utamanya divariasikan pada
nilai kurang dari 4 ppm (parts per million) di dalam medan pengukuran
(biasanya pada diameter ± 50 cm).
 |
Sistem pendingin cryogenic terdiri dari :
·
Unit kompresor
·
Coldhead
·
Saluran yang fleksibel antara
unit kompresor dan coldhead
Unit pendingin ini didesain dan dikirimkan oleh LEYBOLD VACUUM, Jerman.
Pada 2001, sebuah sistem pendingin yang baru – SC-10 / SC10L Shield Cooler
System dari IGC APD Cryogenics Inc., USA – diperkenalkan pertama
kali untuk MAGNETOM ALLEGRA dan SONATA.
Keuntungan yang utama dari pendingin APD jika dibandingkan dengan pendingin
LEYBOLD adalah getaran yang dihasilkan lebih sedikit selama proses operasi
sehingga menimbulkan kestabilan fasa dari sinyal MR yang lebih baik. Walaupun
demikian, penjelasan berikutnya akan mengacu pada pendingin LEYBOLD.
Unit kompresor terdiri dari modul-modul sbb :
·
Kompresor Helium
·
Heat exchanger
·
Gas purifier
·
Power supply module
Bagian coldhead memiliki dua tingkat temperatur dan beroperasi
dengan rangkaian Helium tertutup menurut prinsip Gifford-McMahon.
 |
Bagian kompresor yang dilumasi dengan oli akan memampatkan tekanan gas
Helium dari ± 7 bar (PL) sampai mencapai ± 21 bar (PH),
yang akan memanaskan Helium. Kemudian, dilewatkan melalui heat exchanger
Helium / air yang terletak tepat di bawah aliran dari kompresor. Temperatur gas
diturunkan sampai di sekitar temperatur cairan pendingin. Sebagian dari kabut
oli akan membersihkan kompresor bersamaan dengan Helium yang mengalami proses
kondensasi.
Aliran Helium dari heat exchanger dilewatkan melalui dua tingkat
pemisah oli. Oli yang terkondensasi dari pemisah tersebut dikembalikan lagi menuju
kompresor melalui pipa kapiler.
Gas Helium yang keluar dari pemisah oli yang kedua masih mengandung sedikit
uap oli. Untuk mengatasi oli tersebut memasuki coldhead dan membeku di
sana, maka suatu penyerap ditempatkan di belakang pemisah oli (penyerap
tersebut harus diganti setiap 18.000 jam pengoperasian ≈ 2 tahun).
Untuk mendinginkan kompresor, oli dipompakan melalui heat exchanger
oli / air. Sirkulasi oli dipertahankan oleh beda tekanan antara tekanan Helium
rendah dan tinggi. Temperatur dari air pendingin harus berkisar pada 5o
– 25oC pada laju alir ± 5 – 10 L/min.
 |
Radiasi panas memegang peranan penting saat mempertimbangkan dampak panas
tersebut terhadap cryo-shield dan lapisan isolator pada magnet. Dampak
ini harus dikurangi sebanyak mungkin untuk menjaga laju penguapan Helium
serendah mungkin. Energi yang dikirimkan oleh radiasi adalah
dengan :
e = koefisien emisi permukaan
A = luas daerah permukaan yang
lebih dingin (temperatur T1)
σ = konstanta Boltzmann
Bagian coldhead ini akan menghasilkan temperatur yang sangat rendah,
di bawah 120 K (misalnya temperatur cryogenic). Coldhead memiliki
dua tingkat yang terhubung dengan cool shielding plate yang terletak di
dalam magnet, dimana pelindung-pelindung itu disebut dengan “80 K shield”
dan “20 K shield”. Temperatur “80 K shield” diperiksa setiap
interval 24 jam. Nilai yang wajar adalah ± 55 K, batas nilai peringatan ± 75 K,
dan batas nilai alarm ± 80 K.
Coldhead dihubungkan
dengan unit kompresor oleh sepasang saluran yang fleksibel (dinyalakan dan
dimatikan oleh unit kompresor). Dalam proses operasinya, gas Helium dimampatkan
dari ± 7 bar sampai ± 21 bar.
 |
Tekanan Helium yang tinggi tersebut diberikan kepada coldhead
melalui saluran tekanan tinggi. Selama melalui saluran tersebut, tekanan
diturunkan dari ± 21 bar menjadi ± 7 bar dan selama proses ini, terjadi
pengambilan energi dari dua buah cold shield tersebut. Energi ini akan
memanaskan Helium yang dikirimkan kembali kepada kompresor melalui saluran
tekanan rendah. Coldhead, saluran fleksibel dan kompresor (bagian-bagian
yang membentuk sebuah rangkaian tertutup untuk Helium) diisi dan harus diisi
ulang dengan Helium yang memiliki kemurnian tinggi (harus 99,9990 % atau yang
lebih baik).
Pergerakan ke atas dan ke bawah dari displacer, pemuaian gas Helium
dan penggerak piston perpindahan yang berisi udara dikendalikan oleh katup yang
berputar. Katup ini dipasang pada batang motor sinkron, yang mendapat daya
listrik dari unit kompresor. Piston displacer dari tingkat pertama dan
kedua terinterkoneksi secara mekanis.
Frekuensi dari piston kompresor adalah 2 Hz pada 50 Hz frekuensi jala-jala
listrik dan 2,4 Hz pada 60 Hz frekuensi jala-jala listrik. Sebuah katup
pengaman akan melindungi coldhead dari tekanan Helium yang terlalu
tinggi.
 |
Coldhead juga
memiliki pipa yang menyatu untuk memasang sistem dan hubungan pump-out
bagi vacuum isolator.
Bagian MSUP (terdapat di kabinet kendali) ini akan
mengawasi dan mengendalikan magnet dan fungsi-fungsi magnet secara konstan
selama proses normal dan juga saat proses ramping down darurat.
Fitur-fitur yang terdapat di dalam MSUP adalah :
·
ERDU (Emergency Run Down
Unit)
·
Switch and quench heater
supervision
·
Pengukur tingkat volume
Helium
·
Pengawas temperatur shield
·
Pengawas temperatur kabinet
·
Screen coil reset
·
Fungsi kotak alarm
 |
Fungsi-fungsi dari bagian ini adalah :
1. Shield Temperature Measurement
Fungsi dari sistem pendingin akan diawasi secara langsung melalui
temperatur shield dari magnet. Jika sistem pendingin tidak bekerja
dengan baik, maka shield akan memanas dan petunjuk peringatan atau alarm
akan menyala setelah pemeriksaan shield berikutnya (jika kegagalan
tersebut berlangung secara lengkap, maka jumlah Helium yang menguap akan
meningkat sampai ± 3 % per hari.
Prosesor pada bagian D1 akan memulai pengukuran pada interval 24 jam.
Temperatur shield dideteksi melalui tegangan jatuh pada dioda yang
terpasang di bagian ”80 K shield” (tidak jauh dari coldhead).
Tegangan jatuh tersebut dikirimkan kepada ADC di prosesor D1. Pengukuran
temperatur akan bertahan selama 10 detik.
Jika temperatur shield melebihi batas 75 K, maka sinyal FRIDGE_WARN
akan diaktifkan dan LED F.WARN akan menyala. Jika temperatur melebihi 80
K, maka sinyal FRIDGE_ALARM akan diaktifkan dan LED F.ALARM akan
menyala.
Jika dioda tersebut rusak atau koneksi ke dioda terputus, maka petunjuk
kesalahan akan ditampilkan, yang menyalakan LED F.PROBE O/C selama
periode pencuplikan dan alarm. Temperatur shield pada tiga buah dioda
tambahan (dua dari dioda-dioda tersebut terpasang pada bagian “20 K shield”)
harus diukur secara manual.
2. Switch Heater Energisation
Selama proses ramping, alarm MAGSTOP akan dimatikan.
3. Voltage Monitoring
Tegangan +5 V, +15 V, -15 V, dan 40 V selalu diawasi secara kontinu. Jika
+5 V, +15 V, dan -15 V dideteksi sebagai keadaan low maka sinyal PWR_FAIL
akan dikirimkan kepada prosesor dan jika tegangan 40 V dideteksi sebagai
keadaan low atau bahkan tidak ada, maka sinyal 40V_FAIL
diaktifkan juga.
4. Helium Level Indications
Dua digit tampilan pada D1 merupakan tampilan untuk tingkat volume Helium.
Nilainya diberikan oleh bagian D4 (prosesor). Ada dua buah LED pada bagian ini,
yaitu HE_WARN dan HE_ALARM. LED HE_WARN dinyalakan pada
saat tingkat volume Helium berada di bawah batas peringatan (batasnya diatur
menurut SESO, Magnet and Cooling). Sedangkan LED HE_WARN
dinyalakan untuk mengindikasikan bahwa tingkat volume minimum telah tercapai (≤
30 % dari tingkat volume Helium cair).
5. ERDU Test Load Connected
Saat ERDU Test Load dihubungkan, maka sinyal ERDU_TEST akan
diaktifkan, suara bel akan berbunyi, dan LED ERDU TEST akan menyala.
6. Customer Alarm
Relay K1 yang terhubung kepada X4 (pada CCA Roof) dikendalikan
secara bersamaan dengan bel yang mengaktifkan alarm eksternal. Karena kontak
dari relay tersebut sedang digunakan, maka pemisah galvanic akan
disediakan dari hubungan-hubungan eksternal.
7. Manual He Level Measurement
Pengukuran awal tingkat volume Helium secara manual dapat dilakukan dengan
tombol “Manual Sample”.
8. Latched Alarm LEDs
Ada empat buah LED yang terpasang jika terjadi suatu kesalahan (misalnya
mengenai masalah Helium, ERDU, EIS & FRIDGE).
9. Push-Buttons
Bagian ini memiliki fungsi yang agak bervariasi. Fungsi yang pertama adalah
untuk memberitahu jika terjadi suatu kesalahan, misalnya kesalahan tentang
Helium, EIS, dan ERDU, dengan mematikan komponen LED yang bersesuaian.
Selain itu, adapun fungsi kedua yang melakukan pencuplikan manual untuk
pengukuran tingkat volume Helium, pengukuran temperatur shield, dan
melakukan reset bagi komponen screen coil.
Fungsi yang terakhir adalah menampilkan temperatur di dalam kabinet.
Fungsi-fungsi dari bagian ini adalah :
1. Screen Reset
Modul ini akan menghilangkan arus yang beredar pada screen coil
magnet secara periodik dan mencegah arus apapun untuk menginduksi screen
coil selama proses ramping. Fungsi tersebut diaktifkan oleh :
v
EIS_ON à sinyal berasal dari D4 PROSESOR sekali dalam 24 jam, yaitu pada saat
sistem tidak sedang digunakan. Waktunya diatur menurut SESO, Magnet and
Cooling dan sinyal keluarannya akan dinyalakan selama 15 detik.
v
SH_I_ON à berasal dari bagian D3 ERDU. Hubungan dengan sinyal ini menyebabkan
dikirimnya suatu sinyal keluaran selama switch heater magnet masih
menyala, dan juga ditambah ± 10 menit untuk penetapan.
Selain itu, untuk memanaskan screen coil (dengan tujuan untuk
meningkatkan tekanan di dalam magnet), maka konektor “EIS O/R” harus
dihubung-singkat.
2. Screen Reset Monitoring
Jika dideteksi adanya keluaran yang salah atau tidak ada catu daya sama
sekali, maka pesan EIS_Error akan dikirimkan kepada bagian D1 MONITOR.
3. Helium Level Measurement
Tingkat volume Helium diukur dengan kawat superkonduktor yang terletak di
dalam tangki Helium. Selama proses pengukuran, arus konstan akan diberikan pada
kawat tersebut (He measuring probe), yang akan memanaskan kawat. Hal ini
mengakibatkan kawat bersifat konduktif normal di bagian yang tidak tertutupi
oleh Helium cair. Resistansi yang terukur dari bagian yang bersifat konduktif
normal tersebut adalah nilai dari volume Helium cair. Besar arus konstan untuk
pengukuran ini adalah ± 250 mA, yang dapat diatur dengan komponen RV1. Komponen
prosesor pada D4 akan memulai pengukuran dalam selang waktu 24 jam dari sinyal MEASURE_ON.
Tegangan jatuh yang dihasilkan oleh arus konstan tersebut diukur melalui differential
amplifier dan dikirimkan kepada prosesor D4.
Pengukuran manual :
Ada kemungkinan untuk melakukan pengukuran dengan menggunakan DVM yang
terhubung ke X3 dan X2. Pengukuran harus dimulai dengan menekan tombol “Manual
Sample” pada D1 MONITOR.
Switch Booster Pulse
: untuk beberapa magnet, khususnya jika tidak sedang dalam medan magnet, maka
dibutuhkan arus yang lebih besar untuk pengukuran tingkat volume Helium. Jika
bagian “Booster Pulse” diaktifkan, maka arus sebesar ± 500 mA akan
dikirimkan ke He-probe selama proses pengukuran.
Sebagai contoh :
Tegangan jatuh pada X3 adalah
V = 6,363 V, maka arus yang terukur pada probe di X2 adalah
I = 0,254 A (1 mV terukur pada X3, relatif terhadap arus 1 mA),
resistansi probe Helium dari pemeriksaan magnet adalah
R = 96,35 Ω.
Tingkat volume Helium dapat dihitung sbb :
4. Battery Voltage
Batere tertutup 24 V yang dapat diisi ulang di dalam MSUP akan mempertahankan
proses penghentian magnet (ERDU), jika dalam kasus adanya gangguan aliran
listrik. Tegangan dari batere akan diperiksa setiap 24 jam oleh D4 PROSESOR,
melalui sinyal BAT_TST_ON. Tegangan ini akan dibandingkan dengan nilai
referensi dan dikirim kepada D4, sebagai BATOK. Dari sini, D4 akan menyalakan
LED tanda OK atau gagal pada D2 dan mengirimkan sinyal MAGSTOP OK kepada
kotak alarm. Jika selama proses pemeriksaan, tegangan batere di bawah 20 V,
maka LED BAT. BAD pada D2 akan diaktifkan.
5. Battery Charging
Batere dalam keadaan diisi ulang, dimana tegangan untuk proses isi ulang
ini adalah konstan. Batere tersebut harus diganti setiap 2 tahun selama masa preventive
maintenance.
6. USTOP dan UBAT
Jika diinginkan untuk menghentikan magnetnya, maka digunakan tegangan
teregulasi 24 V USTOP untuk mengalirkan arus kepada quench heater
dan dalam kasus adanya gangguan arus listrik, maka batere tersebut akan
menyediakan tegangan 24 V untuk USTOP.
Fungsi-fungsi dari bagian ini adalah :
1. ERDU (Magnet Stop)
Bagian ini berfungsi untuk menghilangkan medan magnet utama dengan cepat
dalam kasus darurat. Hal ini dilakukan dengan memanaskan bahan superkonduktor
melalui quench heater dan switch heater. Arus untuk bagian
pemanas ini dialirkan oleh ERDU setelah salah satu tombol MAG STOP
diaktifkan. Dalam kasus itu, relay K1 pada D3 akan terhubung dan memberikan
tegangan kepada quench heater 1 (QH1) dan QH2 serta melalui resistor
pelindung tambahan relatif terhadap switch heater (SWH). Tegangannya
disediakan oleh bagian D2.
2. Indikator “ERDU USED”
Beberapa LED indikator menunjukkan bahwa sistem ERDU sedang dalam
pengoperasian. Selain itu, arus mengalir melalui sebuah resistor dan merusakkan
sekring pengaman 63 mA.
3. Heater Monitoring
Dengan melalui resistor pelindung, tegangan UHTR akan mengeluarkan arus kecil
(sekitar 10 mA) secara permanen, melalui QH1, QH2, dan switch heater.
Kemudian, tegangan jatuh dibandingkan dengan nilai referensi dalam dua
komparator. Hal ini memungkinkan untuk mendeteksi kebocoran saluran kepada
elemen pemanas atau adanya hubung-singkat. Setiap elemen pemanas dapat
mengaktifkan LED untuk menandakan adanya suatu kesalahan. Sinyal alarm tersebut
akan diringkas dari semua pesan dan dikirimkan ke bagian D1 MONITOR.
4. Switch Monitoring
Dua buah tombol ERDU (bersifat remote) yang mengendalikan relay K1
pada D3 masing-masing memiliki satu buah resistor. Sejumlah arus yang permanen
akan dialirkan melalui resistor ini, kawat relay, dan resistor yang relatif
terhadap ground. Kemudian, tegangan jatuh yang dibandingkan dengan nilai
referensi di dalam komparator akan mengindikasikan apakah kedua switch tersebut
saling berhubungan atau tidak. Jika ada kesalahan, maka sebuah LED akan menyala
dan sinyal SWITOK dikirimkan ke D1.
5. DIP-Switch SW2
Bagian ini dapat menghubungkan tombol ERDU tambahan (optional)
kepada MSUP, dimana terdiri dari :
·
2 tombol ERDU (standard)
: SW2A tertutup, SW2B terbuka
·
3 tombol ERDU (optional)
: SW2A dan SW2B terbuka
6. Switch Heater
Bagian switch heater ini dinyalakan saat sinyal +5V_MPS dikirimkan
dari MPS.
2.4.2.4. D4
Processor
Bagian D4 ini merupakan komponen komunikasi antara sistem pengawasan magnet
dengan MMC (Modular Measurement Control). Fungsi adalah sbb :
·
ERDU : batere, heater,
dan tombol-tombol.
·
Tingkat volume Helium, screen
reset, temperatur cryo-shield, temperatur udara dari bagian CCA/GPA.
 |
Karena medan magnet menjadi komponen yang paling utama dalam sistem MRI,
maka medan tersebut harus dibangkitkan dengan cara yang disebut ramping,
yang terdiri dari ramping up dan ramping down. Ramping up
adalah proses dimana arus listrik dialirkan menuju magnet. Sedangkan ramping
down dimana arus listrik dialirkan dari magnet. Selang waktu di antara dua
proses tersebut, magnet berada dalam keadaan persistent dan arus listrik
mengalir dalam lilitan secara closed-loop dan akan begitu seterusnya.
Untuk membangkitkan medan magnet tersebut, maka diperlukan komponen yang
bernama Magnet Power Supply (MPS).
MPS ini menyediakan energi untuk proses pembangkitan medannya (ramping
up). Sedangkan saat proses ramping down, energi yang tersimpan di
dalam magnet dipindahkan ke MPS
(khusus untuk MAGNETOM IMPACT / EXPERT/ VISION, komponen MPS terletak di
dalam kabinet elektronik, dan untuk HARMONY / SYMPHONY / ALLEGRA, MPS adalah
suatu alat bantu saja).
MPS ini dirancang untuk mengeluarkan arus maksimum sebesar 725 Ampere
dengan tegangan 10 Volt, selama proses ramping.
 |
 |
Berikut ini adalah blok diagram dari MPS tersebut :
MPS terdiri dari kotak bagian bawah dan bagian atas. MPS juga menyediakan
kendali otomatis dari pengiriman energi menuju dan dari magnet.
Cable Test
  |
Pertama-tama, arus listrik rendah dialirkan di sepanjang
kabel dengan tujuan memeriksa apakah MPS dapat mengeluarkan arus output
dengan jumlah tertentu dan proses cable test mulai dilakukan. Bagian superconductive
switch tidak dipanaskan dan menjadi bersifat superkonduktor. Kemudian, arus
di sepanjang kabel dinaikkan secara bertahap sampai ke batas demand current,
misalnya 584,0 A. Tegangan diukur antara kutub positif dan negatif dari
komponen HDCL (Hardwired Demountable Current Lead), untuk memeriksa
koneksi kabel catu daya, apakah sudah benar atau belum.
Tegangan kontak maksimum yang masih diperbolehkan untuk
mencapai batas demand current adalah sbb :
· 1 Tesla
: < 0,125 Volt
· 1,5 Tesla : < 0,170
Volt
Jika nilai-nilai di atas dilewati, maka proses run to
field (ramping up) akan dihentikan seketika. Dalam kasus dimana kabel-kabel
terhubung dengan baik, maka arus di dalam kabel akan diramp down setelah
mencapai batas demand current. Untuk proses cable test, stack
contactor switches dalam keadaan tertutup, sehingga bagian diode stack
dibypass.
Proses Ramping-up Bagian Coil Magnet
  |
Setelah proses cable test diselesaikan dengan lancar, bagian superconductive
switch dipanaskan (terbuka), sehingga resistansinya ada (hanya beberapa
Ohm) dan masih jauh lebih besar jika dibandingkan dengan resistansi coil.
Arus listrik harus mengalir ke bagian coil.
Medan magnet mulai dibangkitkan berdasarkan hukum induksi sbb :
Karena coil memiliki induktansi yang besar dan tegangan maksimum
yang diperbolehkan adalah sebesar 9,99 Volt, maka proses ini akan menghabiskan
waktu selama 40 menit untuk kuat medan magnet sebesar 1,5 Tesla. Jika sudah
mencapai kuat medan yang diinginkan, MPS akan mengeluarkan arus 3 A lebih besar daripada besar demand current, lalu kembali lagi ke batas demand current. Dengan proses khusus seperti ini (tersimpan dalam EPROM), medan magnetnya akan stabil lebih cepat.
mencapai kuat medan yang diinginkan, MPS akan mengeluarkan arus 3 A lebih besar daripada besar demand current, lalu kembali lagi ke batas demand current. Dengan proses khusus seperti ini (tersimpan dalam EPROM), medan magnetnya akan stabil lebih cepat.
Aliran arus yang membuka superconductive switch memanaskan Helium
dan meningkatkan titik didih secara signifikan. Proses ramping up dan ramping
down menghabiskan 4% dari volume Helium. Gas Helium yang dihasilkan akan
mendinginkan HDCL tersebut.
Tombol switch heater dalam posisi “ON” setiap saat dan konektor EIS
(screen coil) dalam keadaan terbuka selama proses ramping ini.
  |
Stabilisasi dan Proses Ramping-down Kabel MPS
Setelah MPS melakukan proses ramping sampai batas
nilai demand curret, bagian superconductive switch akan tertutup.
Waktu yang dibutuhkan untuk proses stabilisasi ini adalah ± 90 detik dan MPS
akan menstabilkan arusnya.
Selama waktu ini, actual current masih
berfluktuasi pada nilai yang lebih dari proses ramping sebelumnya. Hal
ini disebabkan karena induktansi dari coil (yang melancarkan arus) sudah
tidak ada lagi pada MPS.
Selama periode stabilisasi ini, arus yang memanaskan superconductive
switch tidak ada lagi. Oleh sebab itu, titik uap Helium menjadi berkurang
dan tekanan di dalam magnet menjadi turun juga.
Setelah itu, kabel-kabel diramping down sampai
arusnya nol dan lampu indikator “Run to Zero” dan “Run to Field”
menyala secara bergantian.
  |
Cable Test
Proses cable test pada ramping down ini menggunakan prinsip
yang sama dengan proses pada ramping up (“Run to Field”). Bagian superconductive
switch dalam keadaan tertutup, kemudian langkah-langkah berikut mulai
dijalankan :
·
Memeriksa kabel secara
internal, menggunakan arus yang kecil
·
Melakukan proses ramping
up pada kabel sampai nilai arus sama dengan demand value, lalu
memeriksa tegangan kontaknya, dengan batas 0,125 Volt untuk 1 Tesla dan 0,170
Volt untuk 1,5 Tesla
·
Melakukan proses ramping
down arus di dalam kabel
  |
Proses Ramping-down Arus di dalam Coil
Setelah proses cable test berhasil dilakukan, maka bagian superconductive
switch terbuka (dipanaskan) dan menjadi normal (konduktif) kembali. Bagian contactornya
masih dalam keadaan tertutup dan stack contactor switch terbuka
(bagannya dapat dilihat pada blok diagram dari MPS). Arus di dalam coil
akan berkurang melalui diode stack yang didinginkan dengan air.
Karena dioda-dioda tersebut dilewati tegangan yang tinggi, maka waktu untuk
proses ramping down sama dengan proses ramping up. Energi
medannya diambil alih oleh bahan Mangan yang disusun paralel dan diode stack,
sehingga alat tersebut membutuhkan pendingin air.
  |
Jika terjadi gangguan pada catu daya selama proses “Run to Field”, bagian shorting contactor akan segera menutup. Sebagian besar arus akan berkurang secara perlahan-lahan melalui bagian shorting contactor. Oleh karena itu, superconductive switch tidak dipanaskan lagi. Sebagian arus mengalir melaui switch, memanaskannya dan tetap menjaganya dalam keadaan normal (konduktif).karena switch menjadi lebih dingin, maka resistansinya berkurang dan arus yang mengalir melalui switch akan bertambah. Besar arus yang bertambah ini akan memanaskan switch dan menjaganya dalam keadaan normal, sehingga arus yang mengalir pada coil akan berkurang secara perlahan-lahan.
Jika gangguan ini terjadi selama proses “Run to Field” atau “Run
to Zero”, maka biasanya tidak terjadi quench pada magnet. Selama
arus masih mengalir pada coil, HDCL tidak boleh dilepas. HDCL hanya
boleh dilepas, jika :
·
Arus yang besar masih
mengalir di dalam coil
·
Bagian superconductive
switch dalam keadaan normal (konduktif)
Bagian non-superconductive switch harus mengambil alih arus yang
besar dan karena itu, dapat menyebabkan kerusakan. Jika panas yang dihasilkan
pada bagian switch terlalu banyak, maka magnet akan quench.
No comments:
Post a Comment