PRINSIP DASAR MRI

Prinsip Dasar MRI

Pada dasar-dasar MRI ini akan dibahas mengenai pengertian

MRI, instrumentasi dasar MRI (magnet utama, gradien koil, pemancar

(transmitter), koil penerima (receiver) dan komputer)

a. Pengertian MRI

MRI merupakan sebuah teknik radiologi yang menggunakan

magnetisasi, radiofrekuensi, dan computer untuk menghasilkan

gambaran struktur tubuh (www.cis. Rit. Edu/htbooks/nmr/chap-1.

htm).

MRI adalah suatu alat diagnostik gambar berteknologi tinggi yang

menggunakan medan magnet, frekuensi radio tertentu dan

seperangkat komputer untuk menghasilkan gambar irisan-irisan

penampang tubuh manusia (Journal Reshaping the way you look at

MRI (2005).

b. Instrumentasi Dasar MRI ( Ness Aver, 1997 )

Komponen Utama MRI yaitu : magnet utama, gradient coil,

transmitter coil, receiver coil, dan komputer.

1) Magnet Utama

Magnet utama dipakai untuk membangkitkan medan magnet

berkekuatan besar yang mampu menginduksi jaringan tubuh

sehingga menimbulkan magnetisasi.

Beberapa jenis magnet utama, antara lain :

a) Magnet Permanen

Magnet permanen terbuat dari beberapa lapis batang keramik

ferromagnetik dan memiliki kuat medan magnet maksimal 0,3

Tesla. Magnet ini di rancang dalam bentuk tertutup maupun

terbuka (C shape) dengan arah garis magnetnya adalah

antero-posterior.

b) Magnet Resistif

Medan magnet dari jenis resistif dibangkitkan dengan

memberikan arus listrik pada kumparan. Kuat medan magnet

yang mampu dihasilkan mencapai 0,3 Tesla.

c) Magnet Super Conductor

Magnet ini mampu menghasilkan medan magnet hingga

berkekuatan 0,5 Tesla-3.0 Tesla, dan sekarang banyak

dipakai untuk kepentingan klinik. Helium cair digunakan untuk

mempertahankan kondisi superkonduktor agar selalu berada

pada temperatur yang diperlukan.

2) Koil Gradien

Koil gradien dipakai untuk membangkitkan medan magnet

gradien yang berfungsi untuk menentukan irisan, pengkodean

frekuensi, dan pengkodean fase. Terdapat tiga medan yang saling

tegak lurus, yaitu bidang x,y, dan z. Peranannya akan saling

bergantian berkaitan dengan potongan yang dipilih yaitu aksial,

sagital atau coronal. Gradien ini digunakan untuk memvariasikan

medan pada pusat magnet yang terdapat tiga medan yang saling

tegak lurus antara ketiganya (x,y,z).

Kumparan gradien dibagi 3, yaitu :

a) Kumparan gradien pemilihan irisan (slice) – Gz

b) Kumparan gradien pemilihan fase encoding - Gy

c) Kumparan gradien pemilihan frekuensi encoding - Gx

3) Koil Radio Frekuensi

Koil radio frekuensi ( RF Coil ) terdiri dari 2 yaitu koil

pemancar dan koil penerima. Koil pemancar berfungsi untuk

memancarkan gelombang radio pada inti yang terlokalisir

sehingga terjadi eksitasi, sedangkan koil penerima berfungsi untuk

menerima sinyal output setelah proses eksitasi terjadi ( Peggy and

Freimarck, 1995 ).

Koil RF dirancang untuk sedekat mungkin dengan obyek agar

sinyal yang diterima memiliki amplitudo besar.

Beberapa jenis koil RF diantaranya :

a) Koil Volume ( Volume Coil )

b) Koil Permukaan ( Surface Coil )

c) Koil Linier

d) Koil Kuadrat

e) Phase Array Coil

4) Sistem Komputer

Sistem komputer bertugas sebagai pengendali diri dari

sebagian besar peralatan MRI. Dengan kemampuan piranti lunak

yang besar komputer mampu melakukan tugas-tugas multi (multi

tasking), diantaranya adalah operator input, pemilihan slice,

kontrol sistem gradien, kontrol sinyal RF dan lain-lain. Komputer

juga berfungsi untuk mengolah sinyal hingga menjadi citra MRI

yang dapat dilihat pada layar monitor, disimpan ke dalam piringan

magnetik, atau bisa langsung dicetak.

c. Dasar Fisika MRI

1) MR Active Nuclei (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1999)

Prinsip yang mendasari MRI adalah gerakan spin dari

nucleus aktif MR yaitu inti-inti atom spesifik dalam tubuh manusia

yang memiliki nomor massa ganjil (baik jumlah proton maupun

neutronnya yang ganjil). Beberapa nucleus aktif MR yaitu hidrogen

(1 proton dan tanpa neutron), Carbon-13, Phosfor-31, sodium-23,

oksigen-17, nitrogen-15. Hidrogen adalah nucleus aktif MR yang

banyak digunakan dalam MRI karena hydrogen dalam tubuh

sangat banyak dan protonnya mempnyai moment magnetic yang

besar.

Dalam kondisi normal moment magnetic inti hydrogen

arahnya random. Namun apabila ditempatkan dalam suatu medan

magnet yang kuat, moment magnetic inti-inti atom akan

menyesuaikan arah dengan medan magnet statis. Sebagian besar

inti hydrogen akan parallel dengan medan magnet statis. Inti atom

hidrogen yang mempunyai energi rendah akan parallel terhadap

medan magnet statis dan inti –inti atom hidrogen yang mempunyai

energi tinggi akan anti parallel dengan medan magnet

Faktor-faktor yang mempengaruhi penyesuaian inti-inti

atom hidrogen terhadap medan magnet statis adalah kuat

lemahnya medan magnet statis dan energi thermal inti atom, yakni

bila energi thermal lebih lemah tidak cukup kuat untuk berlawanan

dengan medan magnet statis (Bo), dan bila energi thermal tinggi

akan cukup untuk anti parallel. Inti yang paling banyak

mendominasi jaringan biologi tubuh manusia adalah atom

hidrogen (1 proton dan tanpa neutron). Atom hydrogen sangat

banyak terdapat dalam jaringan biologi tubuh manusia dan

protonnya mempunyai moment magnetic yang besar. Hal ini

menyebabkan sinyal hidrogen yang dihasilkan 1000 kali lebih

besar daripada atom lainnya dalam tubuh, sehingga atom inilah

yang digunakan sebagai sumber sinyal dalam pencitraan MRI.

2) Presesi

Tiap-tiap inti hidrogen membentuk NMV spin pada sumbu

atau porosnya. Pengaruh dari Bo akan menghasilkan spin

sekunder atau ”gerakan” NMV mengelilingi Bo. Spin sekunder ini

disebut precession, dan menyebabkan magnetik moment

bergerak secara circular mengelilingi Bo. Jalur sirkulasi

pergerakan itu disebut ”precessional path” dan kecepatan

gerakan NMV mengelilingi Bo disebut ”frekuensi presesi” . Satuan

frekuensinya MHz, dimana 1 Hz= 1 putaran per detik.

Kecepatan atau frekuensi presesi proton atom hidrogen

tergantung pada kuat medan magnetik yang diberikan pada

jaringan. Semakin kuat medan semakin cepat presesi proton dan

frekuensi presesi yang tergantung pada kuat medan magnetik

disebut dengan frekuensi Larmor yang mengikuti persamaan :

ω = γ B

dimana ω adalah frekuensi Larmor proton, γ adalah properti inti

gyromagnetik, dan B adalah medan magnet eksternal

(Westbrook,C, dan Kaut,C, 1999).

Gambar 2. Presesi

3) Resonansi

Adalah fenomena yang terjadi apabila sebuah obyek

diberikan pulsa yang mempunyai frekuensi sesuai dengan

frekuensi Larmor. Apabila tubuh pasien diletakkan dalam medan

magnet eksternal yang sangat kuat, maka inti-inti atomnya akan

berada pada arah yang searah atau berlawanan dengan medan

magnet luar dan inti-inti itu akan mengalami perpindahan dari

suatu energi ke tingkat energi yang lain. Proses perpindahan

energi ini seringkali merubah arah dari NMV, akibatnya vektor

dapat berubah arah dari arah longitudinal atau parallel medan

magnet luar, ke arah yang lain. Peristiwa ini terjadi apabila inti

atom menyerap energi untuk berpindah energi yang lebih tinggi

atau melepaskan energi untuk berpindah ke tingkat yang lebih

rendah. Energi untuk terjadinya proses ini di dapat dari energi

pulsa radiofrekuensi. Pulsa radio frekuensi ini harus mempunyai

frekuensi tertentu untuk dapat berperan dalam proses transisi, dan

harus disesuaikan dengan kekuatan medan magnet eksternal.

Untuk magnet dengan kekuatan 1 Tesla (10.000 gauss), frekuensi

RF yang diperlukan adalah 42,6 Mhz, sedangkan untuk 1,5 Tesla

diperlukan 63,9 Mhz

Besar nilai magnetisasi dari obyek atau jaringan yang

berada dalam medan magnet eksternal merupakan hubungan

linier yaitu semakin besar nilai medan magnet eksternalnya maka

akan semakin besar nilai magnetisasinya. Jika medan magnet

eksternal dalam suatu jaringan sebesar 1 Tesla, presisi atom

dalam jaringan ( sebagai contoh atom hidrogen dan karbon )

mempunyai frekuensi presisi yang berbeda pula, yaitu besar

frekuensi presisi Larmor atom hidrogen adalah 42,6 MHz,

sedangkan untuk karbon nilainya adalah 10,7 MHz, sehingga

dapat disimpulkan bahwa sinyal yang diterima koil receiver RF

yang dipancarkan terhadap pasien adalah 42,6 MHz. Hal ini

menimbulkan fenomena resonansi yang di dalamnya didapatkan

sinyal.

4) MR Signal

Adalah sebagai akibat resonansi NMV yang mengalami inphase

pada bidang transversal. Hukum Faraday menyatakan jika

receiver koil ditempatkan pada area medan magnet yang bergerak

misalnya NMV yang mengalami presesi pada bidang transversal

tadi akan dihasilkan voltage dalam receiver koil. Oleh karena itu

NMV yang bergerak menghasilkan medan magnet yang

berfluktuasi dalam koil. Saat NMV berpresesi sesuai frekuensi

Larmor pada bidang transversal, maka akan terjadi voltage.

Voltage ini merupakan MR signal. Frekuensi dari signal adalah

sama dengan frekuensi Larmor, besar kecilnya sinyal tergantung

pada banyaknya magnetisasi dalam bidang transversal. Bila

masih banyak NMV, akan menimbulkan sinyal yang kuat dan

tampak terang pada gambar, bila NMV lemah akan sedikit

menimbulkan sinyal dan akan tampak gelap pada gambar.

5) Sinyal FID

Pada saat mengalami relaksasi, NMV akan mengeluarkan energi

dalam bentuk sinyal. Ekposi pulsa 90o RF menghasilkan sinyal

yang dikenal dengan nama peluruhan induksi bebas ( Free

Induction Decay = FID ), tetapi sinyal ini sulit dicatat. Untuk

mendapatkan sinyal echo yang memiliki energi besar dibutuhkan

lagi pulsa 180o. Sinyal echo ini yang akan ditangkap koil sebagai

data awal proses pembentukan citra.

Pembentukan citra ini ketika energi RF diberikan pada pasien

menyebabkan obyek akan mengalami eksitasi dan sinyal

terakuisisi dalam daerah yang terlokalisasi menjadi dua dimensi.

Metode yang digunakan tersebut dikenal dengan metode

Transformasi Fourier 2 dimensi.

Masing-masing sinyal yang didapatkan oleh masing-masing

elemen voxel akan terukur dalam peralatan MRI menjadi suatu

nilai Signal to Noise Ratio (SNR), yaitu perbandingan yang

diperoleh masing-masing elemen voxel terhadap noise. SNR ini

akan menentukan citra yang diperoleh. SNR akan

menggambarkan besar intensitas signal yang didapat pada

elemen voxel.

Besarnya matriks menentukan jumlah pixel atau satuan

pembentuk citra. Ukuran matriks bertambah besar maka jumlah

pixel akan bertambah banyak tetapi ukuran pixel bertambah kecil.

Jika ukuran matriks bertambah besar maka resolusi spasial

meningkat (bertambah baik), karena ukuran pixelnya menjadi lebih

kecil. Namun hal tersebut akan mengurangi banyaknya sinyal

yang diterima oleh setiap pixel sehingga memperoleh

perbandingan SNR yang baik (Friedman & Barry, 1989).

6) Relaksasi

Selama relaksasi NMV membuang seluruh energinya yang

diserap dan kembali pada Bo. Pada saat yang sama, tetapi tidak

tergantung moment magnetik NMV kehilangan magnetisasi

transversal yang dikarenakan dephasing. Relaksasi menghasilkan

recoveri magnetisasi longitudinal dan decay dari magnetisasi

transversal.

a) Recoveri dari magnetisasi longitudinal disebabkan oleh proses

yang dinamakan T1 recoveri

b) Decay dari magnetisasi transverse disebabkan oleh proses

yang dinamakan T2 decay

7) T1 Recovery

Disebabkan oleh inti-inti atom yang memberikan energinya pada

lingkungan sekitarnya atau lattice, dan disebut spin lattice

relaksasi. Energi yang dibebaskan pada sekeliling lattice

menyebabkan inti-inti atom untuk recoveri ke magnetisasi

longitudinal. Rate recoveri adalah proses eksponensial dengan

waktu yang konstan yang disebut T1. T1 adalah waktu pada saat

63% magnetisasi longitudinal untuk recoveri.

8) T2 Decay

Disebabkan oleh pertukaran energi inti atom dengan atom yang

lain. Pertukaran energi ini disebabkan oleh medan magnet dari

tiap-tiap inti atom berinteraksi dengan inti atom lain. Seringkali di

namakan spin-spin relaksasi dan menghasilkan decay atau

hilangnya magnetisasi transverse. Rate decay juga merupakan

proses eksponensial, sehingga waktu relaksasi T2 dari jaringan

soft tissue konstan. T2 adalah waktu pada saat 63% magnetisasi

transverse menghilang.

Besarnya dan proses waktu frekuensi T1 dan T2 sangat

berpengaruh pada sinyal keluaran yang akan ditransformasikan

sebagai kontras gambar, sebab kurva T1 akan menentukan

magnetisasi transversal. Peluruhan T2 ( waktu relaksasi T2 )

adalah efek yang paling berkontribusi pada gambar citra, sebab

pada proses dephase proton akan dihasilkan suatu induksi sinyal.

Pengulangan pulsa sekuen terjadi sebelum kurva recovery

menjadi maksimal sehingga obyek jaringan dengan T1 pendek (

cepat kembali ke kondisi kesetimbangan ) akan mempunyai

jumlah recovery yang banyak dibandingkan dengan jaringan yang

mempunyai waktu yang panjang, sehingga dalam citra MRI akan

di dapatkan gambar yang hitam pada pembobotan T1 spin echo.

Setelah pulsa RF 90o diberikan pada obyek, magnetisasi

longitudinal akan diputar 90o ke bidang transversal dan terjadi

proses relaksasi T2. Jaringan yang mempunyai nilai T2 pendek,

dephase yang terjadi sangat cepat sehingga intensitas sinyal yang

dihasilkan sangat besar dan jaringan dengan waktu relaksasi T2

pendek ini akan kelihatan hitam pada pembobotan nilai T2. Proses

relaksasi T1 dan T2 adalah suatu kerja yang berlawanan yaitu

pada saat proses pertumbuhan kembali magnetisasi longitudinal

diimbangi dengan peluruhan yang cepat pada kurva relaksasi T2.

Dua efek relaksasi T1 dan T2 terjadi ketika objek diberikan

gelombang radio RF yang merupakan bentuk pulsa sekuen.

Pulsa sekuen dalam pencitraan MRI dibentuk untuk

mengetahui bagaimana efek T1 pada pembobotan citra T1, efek

T2 pada pembobotan citra T2 dan pembobotan citra proton

density. Rangkaian pulsa RF dephasing phase echo dalam

mendapatkan citra MRI dilakukan pengulangan untuk satu

pemeriksaan. Waktu pengulangan antara pulsa sekuen yang satu

dengan yang berikutnya disebut dengan Time Repetition (TR),

sedangkan waktu tengah antara pulsa 90o dan sinyal maksimum

(echo) disebut dengan Time Echo (TE).

Parameter T1 dan T2 sebagai sifat intrinsik jaringan serta

TE dan TR sebagai parameter teknis yang digunakan akan

mengontrol derajat kehitaman pada citra MRI. Pada T2 Weighting

derajat kehitaman gambar akan dikontrol oleh TE dan T2,

sedangkan untuk T1 Weighting derajat kehitaman akan dikontrol

oleh TR dan T1 serta proton density weighting akan tergantung

dari densitas proton dalam jaringan yang menentukan besar

kecilnya sinyal. Secara umum T1 weighting akan menunjukkan

struktur anatomi, dan T2 weighting menunjukkan struktur patologi

(Westbrook & Kaut, 1995)

d. Pembentukan Citra (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1995)

Pembentukan citra pada MRI dibentuk melalui proses

pengolahan sinyal yang keluar dari obyek. Sinyal baru bisa diukur bila

arah vektornya diputar dari sumbu z ( Mz ) menuju sumbu xy ( Mxy ).

Pemutaran arah vektor magnet jaringan dan pengambilan sinyalnya

dijelaskan melalui serangkaian proses di bawah ini.

1) Pulsa RF ( Radio Frequency )

Pulsa RF merupakan gelombang elektromagnetik yang memiliki

frekuensi antar 30-120 MHz. Apabila spin diberikan sejumlah

pulsa yang mempunyai frekuensi sama dengan frekuensi

Larmornya , maka terjadilah resonansi. Spin akan menyerap

energi pulsa dan mengakibatkan sudut presesi semakin besar.

Peristiwa tersebut dikenal dengan nama Nuclear Magnetic

Resonance.

2) Waktu Relaksasi Longitudinal (T1)

Relaksasi longitudinal disebut juga dengan relaksasi spin-kisi..

Waktu relaksasi longitudinal menghasilkan pembobotan T1 yaitu

citra yang kontrasnya tergantung pada perbedaan T1 time. T1

time adalah waktu yang diperlukan NMV untuk kembalinya 63%

magnetisasi longitudinal dan dikontrol oleh TR Karena TR

mengontrol seberapa jauh vector dapat recover sebelum diaplikasi

RF berikutnya, maka untuk mendapatkan pembobotan T1, TR

harus dibuat pendek sehingga baik lemak maupun air tidak cukup

waktu untuk kembali ke Bo, sehingga kontras lemak dan air dapat

tervisualisasi dengan baik. Jika TR panjang lemak dan air akan

cukup waktu untuk kembali ke Bo dan recover magnetisasi

longitudinal secara penuh sehingga tidak bisa mendemontrasikan

keduanya dalam gambar.

3) Waktu Relaksasi Transversal (T2)

Waktu yang dibutuhkan komponen magnetisasi transversal (Mxy)

untuk meluruh hingga 37 % dari nilai awalnya dinamakan waktu

relaksasi transversal atau T2. Nilai T1 dan T2 adalah konstan

pada kuat medan magnet tertentu. Waktu relaksasi transversal

menghasilkan pembobotan T2 yaitu citra yang kontrasnya

tergantung perbedaan T2 time. Untuk mendapatkan T2 weighting,

TE harus panjang untuk memberikan kesempatan lemak dan air

untuk decay, sehingga kontras lemak dan air dapat tervisualisasi

dengan baik. Jika TE terlalu pendek maka baik lamak dan air tidak

punya waktu untuk decay sehingga keduanya tidak akan

menghasilkan kontras gambar yang baik.

e. Kualitas Citra MRI (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1995)

1) Signal To Noise Ratio (SNR)

SNR adalah perbandingan antara besarnya signal amplitudo

dengan besarnya noise dalam gambar MRI. Noise dapat

disebabkan oleh system komponen MRI dan dari pasien. semakin

besar signal maka akan semakin meningkatkan SNR.

SNR dipengaruhi oleh beberapa faktor yaitu densitas proton dari

daerah yang diperiksa, voxel volume, TR, TE, flip angel, NEX,

receive bandwidth dan koil.

a) Densitas Proton.

Daerah dengan densitas proton yang rendah menghasilkan

signal yang rendah sehingga SNR yang dihasilkan juga

rendah. Sebaliknya daerah dengan densitas proton yang tinggi

akan menghasilkan sinyal yang tinggi sehingga SNR yang

dihasilkan juga tinggi.

b) Voxel Volume

Voxel volume berbanding lurus dengan SNR, semakin besar

voxel volume maka semakin besar SNR yang dihasilkan.

c) TR, TE, Flip Angle

Pada pulse sekuence spin echo, SNR yang dihasilkan akan

lebih baik karena menggunakan flip angle 90 derajat sehingga

megnetisasi longitudinal menjadi magnetisasi transversal

dibandingkan dengan gradient echo yang flip anglenya kurang

dari 90 derajat. Flip angle berpengaruh terhadap jumlah

magnetisasi transversal.

TR merupakan parameter yang mengontrol jumlah

magnetisasi longitudinal yang recoveri sebelum RF pulse

berikutnya. TR yang panjang memungkinkan full recovery

sehingga lebih banyak yang akan mengalami magnetisasi

transversal pada RF pulse berikutnya. TR yang panjang akan

meningkatkan SNR dan TR yang pendek menurunkan SNR.

Gambar 3. Time repetition (TR) (Westbrook, 1999).

Sedangkan TE merupakan parameter yang mengontrol jumlah

magnetisasi transvesal yang akan decay sebelum echo itu

dicatat.

Gambar 4. Time echo (TE) (Westbrook, 1999).

d) NEX

NEX ( Number of excitation) merupakan angka yang

menunjukkan berapa kali data disampling.

e) Receive bandwidth

Adalah rentang frekuensi yang terjadi pada sampling data

pada obyek yang di scan. Semakin kecil bandwidth maka

noise akan semakin kecil tetapi akan berpengaruh pada TE

minimal yang dipilih.

f) Koil

Pada prinsipnya semakin dekat koil dengan organ maka SNR

yang dihasilkan semakin tinggi.

2) Contras To Noise Ratio (CNR) (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1995)

Adalah perbedaan SNR antara organ yang saling berdekatan.

CNR yang baik dapat menunjukan perbedaan daerah yang

patologis dengan daerah yang sehat. Dalam hal ini, CNR dapat

ditingkatkan dengan cara:

a) Menggunakan kontras media

b) Menggunakan pembobotan gambar T2

c) Memilih magnetization transfer

d) Menghilangkan gambaran jaringan normal dengan spectral

presaturation.

3) Spatial Resolution (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1995)

Adalah kemampuan untuk membedaan antara dua titik secara

terpisah dan jelas. Spatial resolution dikontrol oleh voxel. Semakin

kecil ukuran voxel maka resolusi akan semakin baik. Spatial

resolution dapat ditingkatkan dengan:

a) Irisan yang tipis

b) Matrik yang halus atau kecil.

c) FOV kecil

d) Menggunakan rectangular FOV bila memungkinkan

Spin Echo

FID spin

echo

90⁰ RF pulse

frequency encode readout

signal

gradient

180⁰ RF pulse

4) Scan Time.

Scan time adalah waktu yang diperlukan untuk menyelesaikan

akuisisi data. Scan time berpengaruh terhadap kualitas gambar,

karena dengan waktu scanning yang lama akan menyebabkan

pasien bergerak dan kualitas gambaran akan turun. Beberapa hal

yang berpengaruh terhadap scan time adalah TR, jumlah phase

enchoding dan jumlah akuisisi (NEX).

f. Pulsa sekuen

1) Spin Echo

a) Pengertian Spin Echo

Spin echo konvensional adalah sekuen yang paling banyak

digunakan pada pemeriksaan MRI. Pada spin echo

konvensional, segera setelah pulsa RF 90 diberikan, sebuah

FID segera terbentuk. Dengan menggunakan kekuatan radio

frekuensi yang sesuai, akan terjadi transfer NMV bersudut 90

kemudian diikuti dengan rephasing pulse bersudut 180.

Gambar 5. Urutan sekuence pada pulse sekuence spin echo

(Westbrook, 1999).

Spin echo menggunakan eksitasi pulsa 90o yang diikuti oleh

satu atau lebih rephasing pulsa 180o, untuk menghasilkan

spin echo. Jika hanya menggunakan satu echo gambaran T1

Weighted Image dapat diperoleh dengan menggunakan TR

pendek dan TE pendek. Sedangkan untuk menghasilkan

proton density dan T2 Weighted Image, diaplikasikan dua spin

echo dengan dua pulsa RF 180o rephasing, echo pertama

dengan short TE dan long TR, untuk menghasilkan proton

density, echo kedua dengan long TR dan long TE

menghasilkan T2. Pada spin echo raw image data dari

masing-masing echo di simpan pada K-space dan banyaknya

pulsa 180o rephasing yang diaplikasikan sesuai dengan

banyak echo yang dihasilkan per TR.

b) Parameter Spin Echo dan mekanisme T1 dan T2

i. Time Echo (TE) adalah waktu antara eksitasi pulsa dengan

echo yang terjadi.

ii. Time Repetition (TR) adalah waktu antara masing-masing

eksitasi pulsa.

Waktu relaksasi T1 berkaitan kembalinya NMV ke posisi asal

sudut 90. Dengan memvariasikan TR dan TE, sekuen dapat

digunakan untuk menandai kontras T1 atau T2 atau hanya

untuk melihat spin density. Perpaduan antara TR dan TE

dengan nilai-nilai T1 dan T2 yang dimiliki oleh jaringan inilah

yang menyebabkan terjadinya pembobotan (weighting). Jika

digunakan TE panjang, maka perbedaan waktu T2 pada

jaringan akan menjadi tampak. Jaringan dengan T2 yang

panjang (misalnya air) akan membutuhkan waktu yang lebih

panjang untuk meluruh (mengalami decay) sehingga sinyalnya

akan tampak lebih terang pada citra dibandingkan sinyal dari

jaringan dengan T2 yang pendek (lemak). Dengan cara yang

sama, TR mengontrol kontras T1, maka jaringan dengan T1

panjang (air) akan membutuhkan waktu yang lebih panjang

untuk kembali ke nilai magnetisasi semula. Oleh karena itu

dengan T1 panjang akan membuat jaringan tampak lebih

gelap dibandingkan jaringan dengan T1 pendek (lemak).

Secara ringkas, pembobotan T2 membutuhkan TE dan TR

panjang, pembobotan T1 membutuhkan TE dan TR pendek,

sedangkan pada proton density membutuhkan TE pendek dan

TR yang panjang

2) Pulse sekuen Fast Spin Echo

a) Pengertian Fast Spin Echo

Fast spin echo adalah spin echo tapi dengan waktu scanning

yang dipersingkat. Waktu scanning dipersingkat dengan

melakukan lebih dari satu phase enchode per TR yang dikenal

dengan echo Train Length yakni aplikasi beberapa RF pulse

per TR dan pada masing-masing rephasing atau refocusing

dihasilkan satu echo sehingga dapat melakukan phase

enchode yang lain.

b) Parameter FSE

i. Echo Train Length

Yaitu jumlah rephasing pulsa atau multiple pulsa 180

dalam setiap TR. Nilai ETL atau turbo factor yang dapat

digunakan saat ini berkisar antara 2 sampai dengan 32.

ii. Echo Train Spacing (ETS) dan effective Time Echo (ETE)

Yaitu waktu antara echo atau antar pulsa 180 atau waktu

interval antara aplikasi RF 180 pada FSE. Biasanya nilai

ETS berkisar antara 16 – 20 ms. Effective TE yaitu waktu

antara echo dan pulsa RF yang menyebabkannya.

3) Echo Planar Imaging ( EPI ) (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1995)

Sekuen echo planar imaging (EPI) melakukan pengisian K

space dalam satu repetisi dengan menggunakan TR yang

sangat panjang. Echo dapat dihasilkan dengan multiple pulsa

180o (disebut dengan spin echo EPI [SE-EPI]) atau dengan

menggunakan gradient ( disebut dengan gradient echo EPI [GEEPI]).

Jika seluruh baris pada K space terisi dalam satu kali

repetisi maka ini dikenal dengan nama single shot EPI (SS-EPI).

SS-EPI dapat menghasilkan gambar jauh lebih cepat

dibandingkan SS-FSE karena penggunaan TR yang lebih

panjang atau dengan penggunaan gradient echo dibanding pada

spin echo dan karena itu dapat mengisi K space dalam hitungan

detik. Tetapi sekuen SS-EPI sering terjadi artefact seperti

chemical shift, distorsi dan blurring. Karena hal ini maka sekuen

EPI lebih sering dilakukan dengan mode multi-shot dimana

dengan menggunakan metode ini maka seperempat atau

setengah K space diisi setiap periode TR.

EPI dan versi fast dari sekuen GRE saat ini merupakan

mode akuisisi yang paling cepat pada MRI, sehingga dengan

teknik ini pemeriksaan MRI real-time, dinamik dan fungsional

MRI dapat dilakukan.

Gambar 6. Diffusion Weighted Spin Echo – EPI (Peggy

Woodward dan William Orrison, 1995)

4) Diffusion Weighted Imaging (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1995)

Diffusi adalah istilah yang dipergunakan untuk

menggambarkan pergerakan molekul secara acak pada jaringan.

Gerakan ini dibatasi oleh batas-batas seperti ligamen, membran

dan macromolecul. Kadangkala terjadinya pembatasan difusi

adalah secara langsung tergantung pada struktur jaringan. Pada

stroke dini segera setelah terjadinya iskemia tapi sebelum

terjadinya infark atau kerusakan permanen pada jaringan otak,

sel-sel membengkak dan menyerap air dari ruang extraseluler.

Ketika sel-sel penuh oleh molekul air dan dibatasi oleh membran,

maka diffusi yang terjadi akan terbatas dan nilai rata-rata difusi

pada jaringan tersebut akan berkurang.

Gambar 7. Jaringan dengan cairan yang berdifusi

normal ( gambar kiri ), dan jaringan yang

diffusinya terbatas ( gambar kanan )

(Westbrook, 1999).

Imejing dengan sekuen spin echo dapat memperlihatkan

struktur dengan tanda-tanda diffusi pada jaringan. Gambaran

diffusi dapat diperoleh dengan lebih efektif dengan

mengkombinasikan dua pulsa gradient yang diapplikasikan

setelah eksitasi. Pulsa gradient digunakan untuk saling

mempengaruhi jika spin-spin tidak bergerak sementara spin-spin

yang bergerak tidak dipengaruhi. Ini sebabnya mengapa pada

gambaran diffusi sinyal yang mengalami atenuasi terjadi pada

jaringan normal dengan pergerakan difusi yang random, dan

sinyal yang intensitasnya tinggi terjadi pada jaringan dengan difusi

yang terbatas ( restriksi ) misalnya pada stroke dini.

Banyaknya atenuasi tergantung pada amplitudo dan

(mungkin) arah dari aplikasi gradien difusi.

Pulsa gradient dapat diaplikasikan searah dengan sumbu

X,Y, dan Z. Arah difusi pada sumbu X,Y, dan Z dikombinasikan

untuk menghasilkan gambaran difusi weighted. Ketika gradien

difusi hanya diaplikasikan sepanjang sumbu Y , atau pada arah

sumbu X, perubahan sinyal yang terjadi hanya sedikit dan

mungkin hanya merefleksikan arah difusi pada axons. Istilah

isotropic diffusion dipakai untuk menggambarkan bahwa gradien

difusi diaplikasikan pada ketiga sumbu tersebut. Gradien difusi

harus sangat panjang dan sangat kuat untuk dapat memperoleh

citra dengan pembobotan difusi (diffusion weighting). Sensitivitas

difusi dikontrol oleh parameter ’b’. ’b’ menentukan atenuasi difusi

dengan memodifikasi durasi dan amplitudo dari gradien difusi. ’b’

dapat dinyatakan dalam satuan s/mm2. Rentang nilai ‘b’ value

adalah 500 s/mm2 sampai 1000 s/mm2 (Catherine Westbrook &

Carolyn Kaut,1999).

Semakin tinggi nilai ‘b’ value maka intensitas sinyal difusi

dan sensitifitas difusi akan meningkat, intensitas sinyal difusi yang

meningkat pada jaringan otak normal akan tampak lebih gelap

pada citra otak yang ditampilkan (GE Signa Horizon DW-EPI

Operator Manual, 1998). Penilaian intensitas sinyal difusi pada

jaringan otak normal dinilai pada white matter dan grey matter dan

jika terdapat kelainan stroke maka jaringan otak yang difusinya

terbatas akan menghasilkan intensitas sinyal yang terlihat terang

dibandingkan jaringan yang normal (GE Signa Horizon DW-EPI

Operator Manual, 1998).

Untuk pencitraan difusi jika menggunakan sekuen multishot

maka perubahan phase akan berbeda untuk garis-garis yang

berbeda pada K space dan hal ini akan menghasilkan artefak

yang terlihat sepanjang phase direction. Karena alasan ini maka

citra MRI dengan pembobotan difusi pada umumnya diperoleh

dengan teknik SE-EPI yang dilakukan dengan gradient yang kuat.

Echo tambahan yang dikenal sebagai navigator echo dapat

dihasilkan dan kemudian digunakan untuk mengkoreksi artefak

selama post processing.

Aplikasi klinis pencitraan difusi secara langsung adalah

untuk mendiagnosa stroke. Lesi-lesi iskemik yang masih dini

dapat diperlihatkan dengan pencitraan MRI difusi sebagai daerah

dengan diffusi air yang lebih lambat akibat akumulasi air

intraseluler dan/atau akibat pengurangan ruang extra seluler.

Pencitraan MR difusi dapat memperlihatkan lesi-lesi iskemik baik

yang irreversible maupun yang reversible, sehingga potensial

dapat membedakan jaringan otak yang masih dapat diperbaiki

dengan jaringan yang mengalami kerusakan irreversible sebelum

dilakukan tindakan therapy.

Gambar 8. Beberapa citra Diffusion Weighted Image (DWI)

(Westbrook, 1999).