MRI (Magnetic Resonance Imaging)

Dalam pencitraan MRI, dokter interes pada perspektif klinis, sedangkan fisikawan medis seharusnya lebih memperhatikan karakteristik fisika citra. Nilai klinis citra tergantung pada karakter fisikanya. Peran fisikawan medis yang utama membantu optimasi berbagai karakteristik fisika untuk aplikasi klinik yang khusus. Beberapa karakteristik MRI yang perlu diperhatikan adalah :

·       Karakteristik kualitas citra

·       Karakteristik spasial

·       Karakteristik visual citra

Beberapa karakteristik merupakan variabel yang berkaitan dengan desain pesawat, metoda pencitraan spesifik, pemilihan berbagai faktor protokol pencitraan.

Karakteristik kualitas citra

Kualitas citra yang menentukan dokter mampu visualisasi struktur, fungsi, dan tingkat patologik dalam tubuh pasien. Kualitas citra merupakan gabungan antara 5 karakteristik spesifik.

·       Kemampuan dan limitasi proses MRI

·       Desain pesawat MRI

·       Kontrol kualitas dan perawatan peralatan

·       Faktor yang berhubungan dengan pasien

·       Protokol pencitraan

Berbagai faktor protokol

Pencitraan MRI merupakan proses yang kompleks, dengan banyak faktor variabel atau parameter yang harus diatur oleh operator. Yang perlu diperhatikan termasuk faktor berikut:

·       Metoda pencitraan (pulsa rf dan urutan gradien)

·       Nilai parameter untuk setiap metode

·       Cara pencitraan (karakteristik spasial)

·       Teknik pencitraan spesifik (reduksi artifact)

Dengan memilih kombinasi faktor protokol dapat dibuat citra yang optimum sesuai dengan kebutuhan klinis.

Hubungan antara berbagai faktor protokol dengan kualitas citra sering sangat kompleks. Mengubah salah satu faktor protokol dapat mengakibatkan karakteristik citra yang berbeda. Perubahan satu faktor protokol untuk meningkatkan salah satu aspek kualitas citra akan mengakibatkan penurunan satu atau lebih karakteristik citra. Pada umumnya variabilitas yang tinggi dalam kualitas MRI berkaitan erat dengan banyak faktor protokol yang tersedia.

Kualitas citra

Pemilihan MRI untuk aplikasi klinis spesifik pada umumnya ditentukan oleh karakteristik kualitas citra. Dibandingkan dengan citra dengan modalitas sinar x (radiografi dan CT) MRI mempunyai kelebihan dan kekurangan karakteristik kualitas.

Sensitivitas kontras

Kontras sensitivitas tinggi membuat MRI menjadi modalitas yang sangat berharga. MRI mampu untuk menghasilkan citra perbedaan kecil dalam karakteristik jaringan dan fluida yang tidak tampak dalam citra dari modalitas lain. Pencitraan MRI dapat diatur sehingga sensitive pada karakter berikut:

·       Densitas proton

·       T1 (longitudinal magnetization relaxation time)

·       T2 (transverse magnetization relaxation time)

·       Tipe jaringan (chemical shift)

·       Stuktur vaskular (blood flow velocity and direction)

Sensitivitas kontras pada karakteristik jaringan atau fluida spesifik ditentukan dengan seleksi metoda pencitraan spesifik dan kemudian mengatur parameter yang sesuai dengan metoda khusus tersebut.

Visibilitas detail

Visibilitas detail anatomi atau obyek kecil dibatasi oleh pengaburan berkaitan dengan proses pencitraan. Sumber utama pengaburan MRI adalah ukuran individu voxel jaringan. Semua jaringan dalam suatu voxel merupakan satu kesatuan dalam pengaburan. Visibilitas detail anatomi diperoleh dengan menggunakan ukuran voxel yang kecil. Meskipun MRI mampu membuat voxel kecil dan detail citra tinggi, namun ada limitasi praktis yang dibentuk oleh image noise dan waktu akuisisi.

Image noise

Visual noise membatasi visibilitas obyek dengan kontras rendah. Yang membatasi visibilitas detail anatomi adalah ukuran voxel. Teknik untuk mengurangi noise sering meningkatkan waktu akuisisi citra. Noise merupakan limitasi tertinggi dalam proses pencitraan MRI.

Artifacts

Proses pencitraan MRI sensitif pada berbagai kondisi yang meproduksi artifacts. Artifact signifikan bila dalam daerah pencitraan hadir gerakan anatomi dan arus fluida. Artifact dapat dihilangkan atau dikurangi dengan satu atau lebih teknik reduksi artifact selama proses akuisisi citra.

Distorsi

Distorsi geometri bukan masalah yang signifikan dalam pencitraan MRI. Pada umumnya citra memberikan indikasi akurat ukuran relatif, bentuk, dan lokasi struktur anatomi. Bila terjadi tidak keakuratan geometri, biasanya dikarenakan oleh orientasi bidang citra yang tidak benar.

Waktu akuisisi

Karakteristik kualitas citra dapat diperbaiki dengan meningkatkan waktu akuisisi. Pembentukan citra MRI terdiri dari dua fase yang berbeda.

·       Akuisisi signal

·       Rekonstruksi citra

Fase akuisisi pada umumnya membutuhkan waktu lebih lama dibanding dengan fase rekonstruksi. Fase ini berisi siklus pencitraan yang diulang banyak kali. Lama pengulangan (repetition time) TR merupakan salah satu parameter protokol yang dapat diatur. Efek utama adalah pada sensitivitas kontras dan noise citra. Jumlah siklus pengulangan dalam suatu akuisisi ditentukan oleh detail anatomi dan noise. Kedua karakteristik dapat diperbaiki dengan meningkatkan jumlah siklus pengulangan.

Karakteristik spasial

Pada umumnya aplikasi MRI dalam bentuk citra tomografi. Ketidak untungan pencitraan tomografi adalah jumlah citra yang banyak dibutuhkan untuk memperoleh informasi dari suatu daerah anatomi spesifik.

Irisan

Karakteristik utama irisan yang harus diperhatikan adalah ukuran, orientasi, dan jumlah irisan.

Ukuran

Ukuran irisan ditentukan oleh dua parameter protokol. The field of view (FOV) menentukan daerah anatomi yang akan masuk dalam irisan. Kebanyakan prosedur menggunakan FOV bujur sangkar, tetapi FOV persegi panjang mempunyai keuntungan untuk aplikasi tertentu. Ketebalan irisan biasanya dapat diatur dalam daerah 1 mm – 10 mm. Ukuran irisan memberikan dampak signifikan pada 3 karakteristik kualitas; detail, noise, dan artifacts.

Orientasi

MRI mampu membentuk citra virtual sembarang bidang dalam tubuh pasien. Dengan demikian struktur anatomi dapat dilihat dari berbagai perspektif.

Jumlah irisan

Jumlah irisan dipilih untuk prosedur spesifik pada umumnya ditentukan oleh ukuran daerah anatomi yang diamati, tebal irisan, dan jarak antar irisan. Jumlah irisan memberikan efek pada waktu akuisisi citra.

Voxel

Selama proses pencitraan, irisan jaringan dibagi menjadi matrix atau deretan satuan volume individual yang disebut voxel. Voxel mewakili suatu sampel jaringan diskrit. Jumlah voxel dalam irisan memberi efek kualitas citra dan waktu akuisisi citra.

Ukuran voxel

Ukuran voxel dalam bidang irisan sama dengan FOV dibagi dengan ukuran matrix. Ketebalan irisan menentukan ukuran tebal voxel

Jumlah voxels matrix size

Ukuran matrix, yaitu jumlah voxel sepanjang satu dimensi pada irisan merupakan parameter protokol yang bervariasi. Biasanya ukuran matrix dalam jangkauan 128 – 512 untuk aplikasi dalam semua pencitraan.

Pixels

Citra dibagi menjadi matrix dari satuan individu yang disebut pixel. Kecerahan individual pixel ditentukan oleh intensitas signal rf yang diproduksi oleh voxel yang bersangkutan. Biasanya satu pixel mewakili satu voxel. Namun dapat pula dibuat citra dengan beberapa pixel untuk satu voxel. Ukuran pixel memberi efek pada penampilan citra, namun ukuran voxel jaringan yang menentukan kualitas citra.

Visualisasi karakteristik

Citra MR adalah tayangan suatu fenomena atau karakteristik fisika. Berbagai karakteristik membentuk hubungan antara citra yang didisplai dengan jaringan dalam tubuh pasien.

Intensitas signal radiofrekuensi (rf)

Citra MR konvensional merupakan displai intensitas signal rf yang dipancarkan oleh irisan jaringan. Kecerahan setiap piksel berhubungan dengan intensitas signal rf yang diproduksi oleh voksel yang sepadan.

Resonansi magnetik

Bila jaringan dan fluida tubuh yang berisi inti magnetik diletakkan dalam medan magnet kuat, inti akan beresonansi dalam daerah radiofrekuensi. Frekuensi resonansi ditentukan oleh 2 faktor: karakteristik frekuensi resonansi setiap inti tertentu, dan kuat medan magnet. Untuk hidrogen, yang merupakan inti utama dalam pencitraan medis, beresonansi pada frekuensi 42.6 dalam medan magnet 1 Tesla. Voxel yang terresonansi memancarkan signal rf sebagai respons pada deretan pulsa rf yang diterima dari sistem pencitraan.

Sayangnya, sistem pencitraan sensitif terhadap energi rf dari berbagai sumber lain selain jaringan dalam voxel. Penerimaan energi rf yang tidak diharapkan ini akan mengurangi kualitas citra dengan adanya penambahan gangguan visual (visual noise) ataupun artifact.

Intensitas signal voxel

Pada dasarnya, setiap voxel jaringan merupakan suatu sumber signal independen. Intensitas signal setiap voxel ditayangkan  sebagai kecerahan oleh citra pixel yang sepadan. Tampaknya konsep pencitraan tersebut sederhana, namun proses sebenarnya dari voxel menjadi kecerahan pixel berkaitan dengan 2 operasional yang sangat kompleks, yaitu proses akuisisi dan rekonstruksi.

Selama proses akuisisi, signal voxel harus diberi tanda dengan karakteristik yang unik sehingga dapat diarahkan ke pixel sepadan oleh proses rekonstruksi citra Fourier. Selama proses akuisisi, gradien medan magnet dipakai untuk memberi signal dari voxel dengan kombinasi unik antara frekuensi dan berbagai karakteristik fase. Frekuensi dan proses penandaan fase menempatkan dua pengenal alamat pada signal dari setiap voxel (seperti lamat rumah, nama jalan dan nomer rumah). Proses rekonstruksi menyortir signal dan menayangkan intensitasnya dalam lokasi pixel citra yang sepadan.

Energi gangguan (noise)

Jaringan di luar suatu irisan jaringan dapat juga menjadi sumber energi. Kebanyakan energi tersebut dihasilkan oleh aktivitas termal dalam jaringan, bukan dari prosese MR yang memproduksi signal dalam voxel jaringan. Sifat sembarang energi rf ini menambah signal voxel dan menghasilkan variasi jenis statistik dalam kecerahan pixel, yang akan kelihatan sebagai gangguan citra. Kehadiran konstan energi rf yang tidak diharapkan ini dan menghasilkan gangguan citra merupakan salah satu faktor terbesar keterbatasan dalam MRI.

Artifacts

Proses pencitraan MR sensitif terhadap berbagai kondisi yang menghasilkan artifacts. Gerakan jaringan dan fluida tubuh selama proses akuisisi merupakan sumber utama artifacts yang mengganggu pencitraan klinis. Suatu karakteristik umum yang terbanyak terjadi dalam citra MR adalah signal rf dari suatu foxel tertentu tidak diarahkan dan ditayangankan pada lokasi pixel yang sepadan.

Magnetisasi jaringan

Citra MR merupakan tayangan magnetisasi jaringan. Jaringan menjadi bersifat magnet ketika diletakkan dalam medan magnet kuat. Magnetisasi terjadi karena magnetik inti dalam jaringan menjadi searah dengan medan magnet, menghasilkan magnetisasi dalam voxel jaringan. Tingkat magnetisasi yang dapat dicapai ditentukan oleh konsentrasi inti magnet dan kuat medan magnet. Magnetisasi jaringan yang searah dengan medan magnet disebut sebagai magnetisasi longitudinal.

Magnetisasi longitudinal tidak dapat langsung menghasilkan signal rf. Oleh karenanya harus diubah dalam bentuk lain. Selama proses akuisasisis citra MR, magnetisasi jaringan mengalami suatu deretan perubahan dalam orientasi maupun besarnya. Intensitas signal rf ditentukan oleh besar magnetisasi yang ada pada suatu waktu spesifik yang dikenal sebagai kejadian ekho. Tingkat magnetisasi pada waktu kejadian ekho ditentukan oleh kombinasi karakteristik jaringan dan parameter proses pencitraan. 

Relaksasi longitudinal

Magnetisasi longitudinal maksimum tidak terjadi instan ketika jaringan dimasukkan kedalam medan magnet. Magnetisasi ini akan tumbuh secara eksponen dengan waktu. Waktu konstan untuk proses pertumbuhan tersebut dikenal sebagai T1. Waktu T1 merupakan karakteristik jaringan yang tergantung pada jenis jaringan dan kehadiran kondisi patologik.

Eksitasi

Magnetisasi longitudinal merupakan kondisi ”diam” yang tidak memproduksi signal rf. Di lain pihak, magnetisasi pada bidang transversal merupakan generator signal rf. Di beberapa tempat pada setiap siklus akuisisi, magnetisasi longitudinal harus diubah menjadi magnetisasi transversal dengan memberikan suatu pulsa energi rf, yang disedut proses eksitasi. Pulsa eksitasi ditandai oleh flip angle (sudut jatuh putar) yang menentukan fraksi magnetisasi longitudinal yang dapat dijatuhkan pada bidang transversal.

Relaksasi transversal

Magnetisasi transversal merupakan kondisi tidak stabil yang meluruh secara eksponen. Waktu konstan proses peluruhannya dikenal sebagai T2. Harga T2 ditentukan oleh karakteristik jaringan seperti jenis jaringan dan kehadiran patologi.

Ada dua persyaratan agar dihasilkan magnetisasi transversal. Inti magnetik harus dalam bidang transversal dan harus spinning dalam fase yang sama. Pulsa eksitasi menghasilkan kedua kondisi tersebut. Meskipun magnetik inti akhirnya meninggalkan bidang transversal, namun proses ini relatif lebih lambat dibanding dengan proses kehilangan koherensi fase. Proses dephasing (kehilangan/pengurangan fase) magnetisasi inti dalam voxel yang mengakibatkan peluruhan magnetisasi transversal. Dephasing dan peluruhan magnetisasi transversal dihasilkan oleh karakteristik jaringan T2 dan inhomogenitas medan magnet dalam voxel. Inhomogenitas medan magnet dalam voxel dapat berasal dari inhomogenitas medan inherent, variasi suseptibilitas dalam voxel atau aplikasi gradien magnet.

Kejadian ekho

Signal rf diproduksi pada suatu tempat spesifik bersamaan waktu dengan refase magnetik inti. Refase ini yang memproduksi kejadian ekho. Bila refase diproduksi oleh pulsa rf, maka disebut spin echo. Refase dapat juga dihasilkan dengan memberikan gradien magnet terbalik yang menghasilkan kejadian gradient echo.

Interval waktu antara eksitasi dan kejadian ekho merupakan parameter protokol yang dapat diatur yang disebut TE (time to the echo event).

Inti magnetik

Citra MR merupakan citra inti magnetik. Inti magnetik ini yang akan menjadi sumber magnetisasi jaringan yang akan menghasilkan signal rf. Agar dapat berinteraksi dengan medan magnet, inti harus merupakan magnet kecil dan memiliki momen magnet. Karakteristik magnetik individu inti ditentukan oleh komposisi proton-netron. Hanya inti dengan jumlah proton dan netron ganjil yang memiliki momen magnet. Suatu voxel jaringan harus berisi inti magnetik dengan konsentrasi tinggi agar dapat memproduksi signal rf.

Hidrogen

Inti hidrogen mempunyai satu proton. Pencitraan klinis MR dibatasi hanya bersumber dari inti hidrogen.

Karakteristik jaringan

Intensitas signal rf pada waktu kejadian ekho ditentukan oleh 3 karakteristik spesifik, yakni densitas proton, T1 dan T2.

Perbedaan ketiga karakteristik ini dari jaringan satu dengan jaringan lain yang merupakan sumber kontras dalam pencitraan MR konvensional. Sensitivitas kontras pada suatu karakteristik jaringan spesifik ditentukan oleh berbagai parameter yang dihubungkan dengan metoda pencitraan. Bila metoda pencitraan spin-echo konvensional digunakan, TR dan TE adalah parameter yang dapat dipakai untuk mengatur kontras sensitivitas untuk karakteristik jaringan tertentu.

Sensivitas maksimum untuk kontras T1 diperoleh dengan menggunakan TR relatif pendek. Maksimum sensitivitas untuk kontras densitas proton membutuhkan TR yang relatif panjang. Nilai TE merupakan kontrol utama untuk menentukan sensitivitas kontras T2. Dalam pencitraan MR pertimbangan harus diberikan pada kontras berlawanan yang sering dihasilkan oleh berbagai karakteristik jaringan. Sebagai contoh, bila kontras T1 dan T2 dicampur tidak tepat dalam suatu citra, visibilitas perbedaan berbagai lesi atau jaringan lain akan direduksi dan bahkan akan dapat hilang.

MAGNETIK RESONANCE IMEJING

Tinjauan Pustaka

A.      Prinsip Dasar MRI

1.      Komponen Dasar MRI 

a.      Magnet Utama

Magnet utama digunakan untuk memproduksi medan magnet yang besar, yang mampu menginduksi jaringan atau obyek sehingga mampu menimbulkan magnetisasi dalam obyek. Beberapa jenis magnet utama adalah:

1)      Permanen Magnet.

Gambar 2.1  Permanen Magnet (Westbrook dan Kaut,1998).

Permanen magnet dibuat dari bahan-bahan ferromagnetic. Yang umum digunakan sebagai pembuat magnet permanen adalah campuran antara alumunium, nikel, dan kobalt, disebut juga alnico. Permanen magnet tidak memerlukan listrik, kadangkala dirancang dengan model terbuka dan sangat umum digunakan pada pasien-pasien klaustrophobia, obesitas, ataupun pasien dengan pemeriksaan musculo skeletal dan teknik

intervensional yang sulit dilakukan dengan MRI yang tertutup (Westbrook dan Kaut, 1998)

2)      Resistive Magnet.

Gambar 2.2 Resistive magnet (Westbrook dan Kaut,1998)

Magnet jenis ini dibangkitkan dengan memberikan arus listrik melalui kumparan. Resistive magnet lebih ringan dibandingkan dengan permanen magnet, sementara kuat medan magnet maksimum yang dihasilkan kurang dari 0,3 Tesla.

3)      Super Conducting magnet.

Super conducting magnet menggunakan bahan yang terbuat dari miobium dan titanium. Bahan tersebut akan menjadi superconductive pada temperatur 4K (Kelvin) dengan memberikan arus listrik melalui kumparan-kumparan. Untuk menjaga kemagnetan kumparan harus dalam temperatur yang sangat dingin. Biasanya digunakan helium cair yang disebut juga dengan cryogen bath. Kuat medan magnet yang dihasilkan berkisar antara 0,5-4 Tesla untuk pencitraan diagnostik, dan lebih dari 9 Tesla untuk penelitian spectroscopic dan high resolution.

b.      Koil Gradien

Koil gradien digunakan untuk membangkitkan suatu medan magnet yang mempunyai fraksi-fraksi kecil terhadap medan magnet utama. Gradien digunakan untuk memvariasikan medan pada pusat magnet. Terdapat tiga medan yang saling tegak lurus antara ketiganya, yaitu bidang x, y, dan z. Fungsi yang berbeda-beda sesuai dengan irisan yang dipilih (axial, sagital, atau koronal), gradien ini digunakan sesuai dengan koordinat dimensi ruang sebagai berikut:

1)      Gradien pemilihan irisan (slice selection) yaitu Gz.

2)      Gradien pemilihan fase (phase encode), yaitu Gy.

3)      Gradien pemilihan frekuensi (frequency encode), yaitu Gx.

Gambar 2.3  Kumparan gradien pada MRI menunjukkan tiga kumparan gradien yang saling tegak lurus pada bidang x, y, dan z. (Hashemi dan Bradley, 1997)

Gambar 2. 4 Menunjukkan pemilihan gradien sepanjang sumbu x, y, dan z dengan z axis pasien sejajar dengan z axis magnet. (Hashemi dan Bradley, 1997)

Dengan asumsi bahwa z axis tubuh sejajar dengan long axis magnet dengan arah cranio-caudal (CC), y axis pada arah posteroanterior (PA) dan x axis dari arah kanan ke kiri (R/L) akan menghasilkan gradien pemilihan irisan sepanjang z.

Pemilihan irisan dapat kita lihat dalam tabel berikut:

Tabel 2.1. Tabel Gradien

	Slice- Select Gradient	Phase-Encoding Gradient	Frequency-Encoding Gradient
Axial	Z	Y	X
Sagittal	X	Y	Z
Coronal	Y	X	Z

Sumber : Hashemi dan Bradley, 1997

 

c.      Koil Radiofrekuensi

Koil yang umum digunakan, yaitu koil penerima dan koil pemancar-penerima (transceiver – receiver coil).

Dengan medan magnet yang tinggi akan lebih efisien menggunakan koil transceiver jika dibandingkan dengan penggunaan koil penerima saja, karena koil transceiver hanya membutuhkan energi Radio-Frekuensi ( RF ) yang kecil untuk menghasilkan magnetisasi transversal, sehingga SAR (Specific Absorbtion Rate) terhadap pasien dapat dikurangi.

Koil pemancar berfungsi memancarkan gelombang radio pada inti yang terlokalisir sehingga terjadi eksitasi. Sedangkan koil penerima berfungsi untuk menerima sinyal output dari sistem setelah eksitasi terjadi (Woordward, Peggy, 1995).

Semakin dekat objek terhadap koil, kemampuan koil menerima sinyal semakin baik. Receive Only Coils, koil jenis ini hanya menerima sinyal, didesain untuk dapat ditempatkan pada organ-organ tertentu seperti caudorectal untuk melihat prostat, rectum, atau uterus. Koil jenis ini disebut juga local coil. Beberapa jenis koil diantaranya :

1)      Koil Volume. Koil Volume dapat menangkap sinyal lebih besar dari jaringan yang tereksitasi sehingga Signal to Noise Ratio (SNR) menjadi lebih baik. Koil ini merupakan koil transceiver yang berfungsi sebagai pemancar sekaligus penerima, digunakan untuk pemeriksaan kepala, ekstremitas, abdomen, dan pelvis.

2)    Koil Permukaan (Surface Coil), merupakan penguat sinyal yang diterima dan dapat ditempatkan dekat dengan objek (sumber sinyal). Surface coil juga meningkatkan SNR.

3)      Koil Linier, merupakan koil yang sensitif terhadap perubahan arah medan magnet atau perubahan medan magnet sepanjang axis.

4) Koil Kuadrat, merupakan koil yang sensitif terhadap perubahan medan magnet sepanjang axis ganda.

Koil Phased Array, disebut juga multicoil yang dapat mencakup objek lebih besar tanpa menimbulkan noise sebagaimana jika digunakan dua koil yang diletakkan berdekatan.

d.      Sistem Komputer

 Sistem komputer digunakan sebagai pengendali sebagian besar operasional peralatan MRI. Dengan kelengkapan perangkat lunaknya, computer mampu melakukan tugas-tugas mulai dari input data, pemilihan protokol pemeriksaan, pemilihan irisan, mengontrol seluruh sistem, pengolahan data, penyimpanan data, pengolahan citra, display citra sampai rekam data.

Gambar 2.5  Instrumentasi Dasar MRI

(Westbrook dan Kaut, 1998)

2.      Prinsip Dasar Pencitraan MRI

Atom terdiri atas inti atom dan orbit elektron. Inti atom terdiri atas proton yang bermuatan +1 dan neutron yang tidak bermuatan. Sedangkan elektron bermuatan -1. Sedangkan nomor atom menunjukkan jumlah proton di dalam inti dan massa atom menunjukkan jumlah proton dan neutron di dalam inti (Westbrook, 1998).

a.      Spinning

  Spinning (gerakan berputar yang berotasi pada sumbunya) dari suatu partikel bermuatan yaitu proton akan menghasilkan momen dipol magnetic yang disebut juga dengan spin. Inti yang paling banyak mendominasi jaringan tubuh adalah atom hidrogen (1 proton tanpa neutron). Atom hidrogen juga mempunyai momen dipol magnetic yang kuat sehingga akan menghasilkan konsentrasi yang besar dan kekuatan yang kuat per inti. Hal inilah yang menyebabkan signal atom hidrogen yang dihasilkan lebih besar (1000x lebih besar dari atom lain daripada yang lainnya), sehingga atom inilah yang digunakan sebagai sumber signal dalam pencitraan MRI (Westbrook, 1998).

b.      Presesi

Tidak semua proton arahnya paralel dan anti paralel terhadap medan magnet luar, bahkan mereka berputar dengan cara tertentu, yang disebut dengan presesi (precession).

Frekuensi presesi adalah kecepatan angular dari presesi proton. Perputaran pada atom dimana satu putaran dari suatu titik dan kembali ke titik yang sama disebut Frekuensi

Frekuensi presisi tidak konstan, tergantung kekuatan medan magnet eksternal. Medan magnet luar semakin kuat maka precessi semakin cepat dan frekuensi semakin tinggi.

Dalam keadaan normal, spinning proton atom hidrogen adalah acak (random). Sehingga tidak menimbulkan magnetisasi (magnetisasi sama dengan nol). Jika spinning proton diletakkan dalam medan magnet luar yang sangat kuat maka akan mengalami precessi, yaitu pergerakan spin proton yang unik seperti gangsing. Kecepatan atau frekuensi precessi atom hidrogen tergantung pada kuat medan magnet yang diberikan pada jaringan. Semakin besar kuat medan magnet yang diberikan maka semakin cepat precessi proton. Frekuensi precessi proton  tergantung pada kuat medan magnet disebut dengan frekuensi larmor yang mengikuti persamaan

	ω = γ B

 

          


dimana        ω = frekuensi Larmor proton

                              γ  = koefisien gyromagnetic

                              B  = medan magnet eksternal

                              (Sumber Westbrook dan Kaut 1998)

Gambar  2.6  Presesi Atom Hidrogen (Westbrook dan Kaut, 1998)

c.      Resonansi.

Resonansi terjadi apabila pada obyek diberikan gangguan berupa gelombang radio yang mempunyai frekuensi yang sama dengan frekuensi presisi Larmor obyek. Untuk keperluan klinis, pembentukan citra didasarkan pada pemanfaatan atom hidrogen dalam tubuh dengan kata lain agar fenomena resonansi terjadi gelombang radio (RF) yang diberikan harus mempunyai frekuensi Larmor yang sama dengan frekuensi larmor hidrogen, yaitu 42,57 MHz/Tesla. Pengaplikasian gelombang radio (RF) yang menyebabkan resonansi terjadi eksitasi sebagai hasil dari fenomena resonansi Nett Magnetitation Vector (NMV) menjadi terotasi dari bidang longitudinal ke bidang transversal xy. Magnetisasi pada bidang ini dikenal dengan magnetisasi transversal. Mxy  sudut  perotasi  dikenal  dengan flip angle.

Gambar  2.7  Arah magnetisasi longitudinal dan transversal

(Westbrook dan Kaut, 1998)

Fenomena terpenting pada pencitraan MRI adalah peristiwa resonansi magnetik dari suatu spinning proton yang mengalami precessi ketika berada pada medan magnet luar yang sangat kuat. Syarat untuk menimbulkan fenomena resonance magnetic ini adalah dengan  menggunakan pulsa RF (yang dipancarkan oleh suatu coil transmitter) yang sama dengan frekuensi larmor yang dimiliki oleh proton  atom hydrogen dalam tubuh. Dari peristiwa resonance magnetik ini akan didapatkan signal yang pancarkan oleh proton atom hidrogen tubuh yang kemudian ditangkap oleh coil receiver dan selanjutnya signal ini akan diolah oleh komputer menjadi sebuah citra (Westbrook, 1998).

B.     Proses Pembentukan Gambar

1.      Pulsa RF  ( Radio Frequency )

Pulsa RF merupakan gelombang elektromagnetik yang memiliki frekuensi antara 1 – 80 MHz (Bushong, 1996). Apabila spin ditembak oleh sejumlah pulsa yang mempunyai frekuensi sama dengan frekuensi Larmor, maka resonansi akan terjadi. Spin memungkinkan menyerap energi pulsa dan mengakibatkan sudut presesi semakin besar. Peristiwa tersebut dikenal dengan Nuclear Magnetic Resonance (NMR). Pada hidrogen, agar terjadi resonansi maka frekuensi pulsa yang diaplikasikan harus sebesar frekuensi Larmornya.

Perubahan sudut presesi akibat pemberian pulsa RF tergantung dari lama dan intensitas pulsa. Pulsa yang mengakibatkan sudut presesi menjadi 90° disebut pulsa 90°, pulsa yang mengakibatkan sudut 180° disebut pulsa 180°, pulsa yang mengakibatkan sudut < 90° disebut pulsa  alpha  flip.

Peristiwa resonansi mengakibatkan Nuclear Magnetic Vektor ( NMV ) berada pada bidang transversal. Magnetisasi transversal akan menginduksi koil penerima sehingga terbentuk sinyal. Sinyal ini disebut sinyal MR (magnetic resonance), dimana besarnya frekuensi adalah sama dengan frekuensi Larmor (Westbrook, 1998).

2.      Waktu Relaksasi Longitudinal ( T₁ ) dan Tranversal ( T₂ )

a.      Waktu Relaksasi Longitudinal (T1)

Pada waktu pemberian pulsa RF dihentikan, Nuclear Magnetic Vektor ( NMV ) akan bergerak menuju bidang longitudinal. Masing-masing komponen magnetisasi mengalami relaksasi secara bebas. Seiring dengan itu, maka nilai magnetisasi longitudinal (M_z) akan muncul kembali dan bertambah besar, tetapi nilai komponen magnetisasi transversal (M_T) semakin berkurang.

 

 

Gambar 2.8 Kurva karakteristik T1, tumbuh kembali magnetisasi longitudinal (Longitudinal recovery) menjadi 63% (Westbrook, 1999)

Waktu yang dibutuhkan  untuk kembalinya 63 % magnetisasi lonitudinal disebut waktu relaksasi longitudinal atau T₁, disebut juga relaksasi spin-kisi.

b.      Waktu Relaksasi Tranversal (T2)

Sementara waktu yang dibutuhkan komponen magnetisasi tranversal untuk meluruh hingga 37 % dari nilai awalnya disebut waktu relaksasi tranversal atau T₂, disebut juga relaksasi spin-spin (Bushong, 1998).  T2 decay disebabkan oleh pertukaran energi inti – inti atom dengan atom lainnya. Pertukaran energi ini disebabkan oleh interaksi medan magnet tiap inti atom.

Proses ini dinamakan spin relaxation dan menghasilkan decay atau hilangnya transverse magnetisasi. Decay rate juga merupakan proses eksponensial.Seperti halnya T1, T2 relaxation time adalah waktu yang konstan pada saat 63% transverse magnetisasi hilang.

 

Gambar 2.9 Kurva Karakteristik T2, berkurangnya magnetisasi transversal (Transversal Decay) menjadi 37% (Westbrook, 1999)

c.      Mekanisme Kekontrasan Gambar

Gambar akan memiliki kontras apabila ada perbedaan intensitas sinyal yang ditangkap. Sinyal tinggi memberikan gambaran yang terang (hiperintens) sedangkan sinyal yang rendah menghasilkan warna gelap (hipointens) dan beberapa tempat ada yang intermediate (isointens). Jaringan tampak terang jika memiliki komponen magnetisasi transversal yang besar, sehingga amplitudo sinyal yang diterima koil besar pula. Begitu juga sebaliknya dengan jaringan yang memiliki komponen magnetisasi transversal yang kecil tampak gelap  (Westbrook,1998).

 

Gambar 2.10  Grafik intensitas sinyal terhadap waktu (Sprawl, 1987).

Secara skematis, dengan aplikasi waktu TR dan TE maka kedua jaringan(A dan B) mengalami pemulihan magnetisasi longitudinal dan peluruhan magnetisasi transversal sebelum full recovery. Formasi echo yang dihasilkan memiliki perbedaan intensitas sehingga menghasilkan kontras gambar  (dilihat pada skala keabuan).

1)      Kontras Citra T1 dan T2

Salah satu aspek outstanding diagnostik pada pencitraan MRI adalah kemampuan untuk melihat variasi tipe dari jaringan yang normal dan abnormal. Dengan menggunakan parameter yang benar, pencitraan MRI akan memberikan kita sebuah kontras jaringan yang baik. Dorland’s Illustrated Medical Dictionary mendefinisikan istilah kontras sebagai “perbandingan untuk merinci suatu perbedaan”. Untuk diagnosis yang akurat, gambar MR harus dapat menujukkan perbedaan antar jaringan.

Hal yang paling penting adalah seorang operator harus memahami dan menguasai prinsip-prinsip untuk mendapatkan kontras gambar yang baik. Pada penggunaan pulse sequence spin echo, hanya ada dua faktor yang berperan langsung dalam mengontrol kontras jaringan pada gambar, yaitu TR dan TE. TR adalah TR (Time Repetition) adalah waktu pengulangan antar pulse Rf  90⁰ yang satu dengan yang berikutnya pada sebuah slice. Nilai TR berkisar antara 350-3000 ms. Sedangkan TE adalah waktu tengah antar pulsa 90⁰ dan signal maksimum (echo).  Nilai TE pada spin echo standar berkisar antara 10-120 ms (Woodward, 1995).

a)      Kontras Citra T1 (pembobotan T1)

Yang dimaksud dengan citra dengan pembobotan T1 adalah citra yang kontrasnya tergantung pada perbedaan T1 time. T1 time adalah waktu yang diperlukan untuk recovery hingga 63% 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 longitudinal magnetisasi secara penuh sehingga tidak bisa mendemonstrasikan keduanya.

Atom hydrogen pada jaringan yang berbeda dalam tubuh manusia mempunyai nilai karakteristik intrinsik berupa T1 yang berbeda. Hal ini dikarenakan adanya perbedaan lingkungan makro melekularnya. T1 yang disebut juga dengan waktu relaksasi longitudinal atau spin-lattice (Bontrager, 2001) didefinisikan sebagai waktu yang diperlukan untuk kembalinya 63% magnetisasi sepanjang sumbu longitudinal setelah pemberian pulsa RF 90⁰ (Bushberg, 2002).

Pada pulse sekuens spin echo untuk mengontrol kontras T1 dapat digunakan short TR short TE yaitu TR : 250-700 ms, TE : 10-25 ms (Westbrook, 1998).        

b)      Kontas Citra T2 (pembobotan T2)                                           

 Yang dimaksud dengan pembobotan citra T2 adalah citra yang kontrasnya tergantung perbedaan T2 time. T2 time adalah waktu yang diperlukan untuk decay hingga 37% dan dikontrol oleh TE. Untuk mendapatkan T2 weighting, TE harus panjang untuk memberikan kesempatan lemak dan air untuk decay, sehingga kontras lemak dan dan air dapat tervisualisasi dengan baik. Jika TE terlalu pendek maka baik lemak dan air tidak punya waktu untuk decay sehingga keduanya tidak akan menghasilkan kontras citra yang baik. Penjelasan tersebut secara ringkas dapat dilihat pada gambar dibawah ini.

Sebagaimana T1, jaringan yang berbeda dalam tubuh manusia mempunyai nilai karakteristik intrinsik berupa T2 yang berbeda pula. T2 atau yang disebut juga dengan waktu relaksasi transversal atau spin-spin (Bontrager, 2001) .

Didefinisikan sebagai waktu yang dibutuhkan magnetisasi transversal untuk meluruh 37% dari nilai awalnya (Bushberg, 2002).

Pada pulse sekuens spin echo untuk mengontrol kontras T2 dapat digunakan long TR long TE yaitu TR : +2000 ms, TE : +60 ms (Westbrook, 1998)                        

C.     Pulse Sequence Pada MRI Thorakal.

Pulse sequence adalah pengaturan pemilihan dari radiofrekuensi dan pulse gradient yang tepat,  biasanya berulang beberapa kali selama scanning, dimana interval waktu antara pulse dan amplitudo dan gelombang gradient dikontrol oleh penerimaan signal NMR (nukleic magnetic resonance) dan karakteristik yang mempengaruhi gambaran MRI (mr-tip, 2008).

1. Spin Echo

Dalam Spin Echo dengan  memberikan pulse RF (radio frekuensi) 90º terhadap NMV (nuclei magnetisasi vector) mengakibatkan magnetisasi longitudinal berubah ke dalam bidang transversal, kemudian mengalami dephasing. Setelah waktu berikutnya diberikan pulse RF 180° sehingga NMV mengalami dephasing berlawanan dengan bidang transversal. Pada saat mengalami dephasing 180° akan terbentuk echo dan waktu yang terjadi disebut time echo (TE). Spin echo terbentuk ketika terjadi magnetisasi transversal in phase signal maksimum yang menginduksi coil. Spin echo terdiri dari T1 dan T2.

Pulse sequence menghasilkan gambaran T1 weighted jika mempunyai nilai TR dan TE pendek. Kontras image terjadi apabila terjadi perbedaan waktu T1 dalam lemak dan air karena banyak echo, atau T2 dalam jaringan karena sedikit echo yang terjadi. T1 weighting memberikan gambaran anatomis organ dan T2 weghting memberikan gambaran patologis karena adanya cairan (odema/hemorhage) dalam jaringan

Gambar 2.11  Phase Encode pada Spin Echo konvensional (Westbrook dan Kaut, 1998)

2. Fast Spin Echo

 Fast spin echo (FSE) sama dengan spin echo akan tetapi waktu scanning jauh lebih singkat. Pada spin echo sequencenya adalah 90°kemudian diaplikasi 180° (refocusing echo), dan hanya satu phase encoding step per TR pada masing-masing slice sehingga hanya satu baris K-space yang terisi per TR.

 Pada fast spin echo waktu dikurangi dengan cara melakukan lebih dari satu phase encoding step per TR yang dikenal dengan echo train  dan kemudian mengisi  lebih dari satu baris K-space per TR.

Fast spin echo banyak digunakan untuk image T2 weighted karena waktu bisa lebih singkat.  Fast spin echo digunakan pada pemeriksaan sistem syaraf pusat, pelvis dan musculoskeletal. Penggunaan Fast spin echo  pada thorax dan abdomen kadang dapat menimbulkan respiratori artefak sehingga perlu adanya teknik respiratori compensation.

Gambar 2.12  Phase Encode pada Fast Spin Echo (Echo Train) (Westbrook dan Kaut, 1998)

Tabel 2.2  Nilai-nilai Parameter Pada sekuens Fast Spin Echo Echo (Terry M. Button, Ph.D, 149.28.118.44/meetings/lakegeorge_2003/button2.ppt, diakses 23 des 2008)

Parameter	Nilai
TR  Panjang	2500 ms+ (4000ms+)
TR  Pendek	500 ms  (400-600ms)
TE  Pendek	10 ms     (min -20ms)
TE  Panjang	100 ms   (90ms+)

Tabel 2.3  Parameter  TR dan TE yang digunakan dalam Fast Spin Echo  (Westbrook, dan  Kaut, 1999)

Sekuens	Parameter
	TR	TE
T1   weighting	Pendek	Pendek
T2  weighting	Panjang	Panjang
Proton Density  weighting	Panjang	Pende

a.      Keunggulan Sekuens Fast Spin Echo

   Waktu menjadi lebih singkat, SNR masih relatif bagus, dapat untuk membuat citra high resolution dengan waktu yang relatif singkat, motion artefak dapat diminimalkan, adanya rephasing pulse yang membuat distorsi pada objek metalik dapat dikurangi. Keuntungan FSE yang utama adalah pengurangan waktu scan yang sangat signifikan terutama untuk pembobotan T2. (Hashemi dan Bradley, 1997)

b.      Keterbatasan Sekuens Fast Spin Echo  

   Berkurangnya   jumlah   slice,    adanya   “contras averaging” 

(K-space averaging) yang dapat menyebabkan cerebro spinal fluid menjadi lebih terang. Kerugian dari fast spin echo terutama adalah adanya blurring atau kekaburan yang berhubungan dengan pemilihan ETL  yang digunakan. Hal ini dapat ditanggulangi dengan pemilihan ETL yang rendah.

D.     Anatomi

Anatomi tulang sangat komplek, tersusun oleh berbagai tipe jaringan. Korpus vertebra memberikan support mekanik, sedangkan diskus intervertebralis menjadi bantalan gerakan. Berbagai ligamen menghubungkan struktur – struktur tersebut. Medula spinalis yang dikelilingi oleh LCS ( Liquor Cerebro Spinalis ), berada pada lingkungan yang terlindung dalam kolumna spinalis.

 Pada setiap segmen, sepasang nervus spinalis keluar melalui forament neuralis. Terdapat pula jaringan vasculer yang luas, dimana arteri-arteri secara segmental mendarahi tulang, otot, meningens, dan medula serta terdapat pula jaringan vena drainase yang terbentang di dalam kanalis vertebralis dan melingkari korpus vertebra. Tiap struktur tersebut memiliki karakteristik sinyal yang berbeda tergantung pulsasi sekuen yang digunakan.

                            

                         

Gambar 2.13  Anatomi Tulang belakang   (http://yourtotalhealth.ivillage.com/spinal-anatomy.html, diakses 23 des 2008)

E.     Artefak pada MRI

Artefak adalah area sinyal abnormal pembentuk gambar  yang bukan berasal  dari  anatomi dan patologi pasien.

Menurut ( Markisz dan Aqulia ,1996) , penyebab artefak dibagi menjadi beberapa faktor, yaitu :

1. Faktor pasien.

a.      Faktor utama penyebab artefak dari pasien yaitu Artefak motion / gerakan. Gerakan pasien pada saat pemeriksaan dapat menyebabkan artefak motion, begitu juga gerakan dari tubuh seperti gerakan perut dan denyut jantung.

 

Gambar 2.14  Artefak  gerakan  (www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

Untuk mengatasi gerakan peristaltik usus  dapat dikurangi dengan cara diberi obat anti kejang sebelum scan dimulai untuk pemeriksaan abdomen. Meningkatkan NEX juga dapat membantu meningkatkan jumlah signal. Untuk denyut jantung dapat dikurangi dengan cara memberikan gating atau teknik gradien moment nulling.

b.      Artefak phase mismapping / ghosting

Artefak phase mismapping / ghosting disebabkan karena pergerakan organ pada saat aplikasi phase encoding gradien dan pergerakan searah dengan phase encode gradien pada saat akuisisi data. Penyebabnya adalah denyut pembuluh, pergerakan dada saat respirasi, dan pergerakan jantung (Westbrook, 1999).

Artefak phase mismapping dapat dikurangi dengan cara menempatkan pre-saturation antara asal artefak dengan FOV, menggunakan respiratori gating, menggunakan gating EKG dan peripheral gating, menggunakan GMN (gradien moment nulling) dan swapping phase axis.

 

Gambar 2.15 Artefak Mismapping  / Aliran CSF(www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008

 

Gambar 2.16  Artefak mismapping / pergerakan jantung (www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

c.      Magnetic susceptibility

Terjadi karena semua jaringan mengalami magnetisasi dengan derajat yang berbeda tergantung dari karakteristik magnetiknya. Hal tersebut akan menghasilkan perbedaan precessional frekuensi dan phase. Perbedaan tersebut menyebabkan dephasing disekitar struktur yang memiliki magnetic susceptibility yang sangat berbeda, sehingga akan terjadi sinyal loss.

Biasanya pada GRE. Magnetic susceptibility bermanfaat pada pemeriksaan hemorhage atau blood produk karena dengan adanya artefak tersebut berarti perdarahannya masih baru. Dapat dikurangi dengan menggunakan SE / FSE dan bahan logam dihilangkan dari pasien.

 

Gambar 2.17  Magnetic susceptibility (www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

2. Faktor fisiologi pasien

a.      Artefak chemical misregistration

Artefak chemical misregistration adalah artefak yang juga menghasilkan frekuensi precessional yang berbeda antara lemak dan air. Namun, dalam hal ini artefak di sebabkan karena lemak dan air sephase pada waktu yang sama dan kemudian out phase karena perbedaan frekuensi precessional. Artefak ini menyebabkan cincin dari signal yang hitam disekitar organ yang terdapat lemak dan air dalam voxel yang sama, contohnya pada ginjal. Artefak ini juga dapat mengakibatkan kehilangan slice karena penggunaan TE yang meningkat.

Untuk mengurangi artefak misregistration dalam pulse sequence gradien echo dipilih TE yang tepat untuk lemak dan air. Dengan kata lain memilih TE yang menghasilkan echo ketika lemak dan air in phase. Untuk memilih nilai TE dari lemak dan air bergantung pada kekuatan medan magnet. Contohnya untuk 1.5 T untuk mengurangi artefak misregistration digunakan TE sebesar     4.2 ms.

 

Gambar 2.18 Artefak chemical misregistration

(www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

b.      Artefak Black Boundary

 

Gambar 2.19Artefak Black Boundary

(www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008

c.      Artefak   Entry Slice Phenomena

Flow nuklei yang berjalan searah dengan slice excitation menerima beberapa RF excitation pulse dan akan menjadi saturated. Nuklei yang bergerak berlawanan arah terhadap slice excitation tidak akan menerima RF excitation pulse, sehingga akan selalu fresh pada slice tertentu.

Fenomena tersebut menghasilkan sinyal yang berbeda antara arteri dan vena dimana flow tegak lurus dengan bidang slice tersebut. Diatasi dengan menggunakan pre saturation

 

                                          Gambar 2.20  Artefak   Entry Slice Phenomena

(www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

 

3. Faktor alat.

a.      Artefak  cross talk

Artefak  cross talk terjadi jika eksitasi pulse RF tidak tepat. Pulse pada saat setengah amplitudo, normalnya bervariasi hingga 10°/0º. Akibatnya, inti atom dalam slice berimpit dengan eksitasi pulse RF. Slice yang berbatasan menerima energi dari eksitasi pulse RF dari daerah sekitarnya.

Akibat dari artefak  cross talk SNR akan menurun dan Scan time menjadi lebih panjang karena double scan time.

Gambar 2.21  Artefak  cross talk

(www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

b.      Artefak Aliasing

Terjadi ketika bagian antomi dalam receiver coil berada diluar FOV. Bagian anatomi tersebut tampak spt terlipat dalam gambar. Bisa terjadi dalam frekuensi encoding maupun phase encoding (phase wrap)

Dapat dikurangi dengan cara: memperbesar FOV, oversampling pada phase direction, menempatkan spatial pre sat di atas bagian anatomi yg menghasilkan sinyal.

 

Gambar 2.22  Artefak Aliasing

(www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

c.      Artefak Edy Curent

Gejala Eddy  Curent dapat menyebabkan artifak dalam gambar yang serius dan dapat menurunkan keseluruhan kinerja magnet. Distorsi gambar terlihat pada seluruh slice. Karakteristik artefak ini berupa daerah hitam dengan bintik-bintik terang dengan keseluruhan kualitas gambar yang buruk.

Gambar 2.23   Artefak Edy Curent

(www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

d.      Artefak Central Point

Artifak Central Point merupakan titik fokus peningkatan sinyal di pusat gambar.. Hal ini disebabkan oleh Selisih dari tegangan DC di  reciever. Setelah transformasi Fourier, Selisih ini memberikan titik terang di tengah gambar .

 

Gambar 2.24  artefak Central Point (www.mr-tip.com/serv1.php, diakses 23 des 2008)

4. Faktor luar.

Faktor luar yang sering menyebabkan artefak yaitu terjadinya kerusakan pada sangkar farady sehingga gangguan frekuensi dari luar bisa masuk.

F.      Pemeriksaan MRI  Thorakal

Supaya pemeriksaan MRI Thorakal optimal perlu diperhatikan parameter-parameter yaitu

1. Signal to noise ratio (SNR)

SNR adalah perbandingan antara besarnya amplitudo sinyal  dengan besarnya amplitudo noise dalam gambar MRI. Noise bisa disebabkan oleh sistem komponen MRI dan juga dari pasien. Semakin besar sinyal yang dihasilkan akan semakin meningkatkan SNR (Westbrook, 1999)

SNR dipengaruhi oleh beberapa factor, yaitu densitas proton dari daerah yang diperiksa, voxel volume, TR, TE, dan flip angle, NEX, receive bandwidth, dan koil.

2. Contrast to noise ratio (CNR)

Contrast to noise ratio adalah perbedaan SNR antara organ yang saling berdekatan. CNR yang baik dapat menunjukkan perbedaan daerah patologis dan daerah sehat ( Westbrook, 1999 ).

Untuk meningkatkan CNR dapat dilakukan dengan cara :

a.      Menggunakan kontras media.

b.      Menggunakan T2 weighting.

c.      Menghilangkan gambaran jaringan yang tidak dibutuhkan dengan spectral    pre-saturation.

3. Scan time

Waktu scanning dipengaruhi oleh TR (time repetition), jumlah phase encoding, dan NEX (Westbrook, 1999). Untuk mengurangi waktu scan time dilakukan dengan cara:

a.      Pemilihan TR .

Pada pulse sequence spin echo, SNR yang dihasilkan akan lebih baik karena menggunakan flip angle 90 derajat sehingga magnetisasi Longitudinal menjadi magnetisasi transversal  dibandingkan dengan gardient echo yang flip anglenya kurang dari 90 derajat. Flip angle berpengaruh terhadap jumlah magnetisasi transversal.

TR merupakan parameter yang mengontrol jumlah magnetisasi longitudinal yang recovery 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 akan menurunkan SNR.

Secara matematis, TR mempunyai hubungan searah dengan waktu scanning. Semakin panjang TR yang digunakan maka semakin lama waktu scanning. Untuk pemeriksaan MRI secara umum, hubungan antara waktu pencitraan dengan parameter lain dijelaskan melalui persamaan  :

	Waktu pencitraan  =  TR  X  N phase  X   NEX

 

TR adalah waktu pengulangan pulsa,

N phase merupakan jumlah fase enkoding per step, dan

NEX menyatakan  berapa kali data dicatat selama akuisisi.

(Westbrook, 1998)

b.      Pemilihan Matriks

Matriks adalah jumlah elemen gambar (piksel) dalam satu FOV (field of view). Ukuran matriks ditentukan oleh dua sisi gambar, yaitu sisi yang berhubungan dengan jumlah sampel frekuensi yang diambil, dan sisi yang berhubungan dengan fase enkoding yang dibentuk. Misalnya matrik 256 x 192, ini berarti bahwa ada 256 sampel frekuensi yang diambil selama readout dan sebanyak 192 fase enkoding yang dibentuk. Banyaknya sampel frekuensi dan fase enkoding menentukan banyaknya piksel dalam FOV. Matriks kasar memiliki sedikit piksel dalam FOV, sedangkan matriks halus berarti banyak piksel dalam FOV (Westbrook, 1998)

c.      NEX sekecil mungkin

                 NEX (Number of Excitation)

NEX (Number of Excitation) merupakan angka yang menunjukkan berapa kali data diperoleh/dicatat selama scanning.

NEX adalah nilai yang menunjukkan jumlah pengulangan pencatatan data selama akuisisi dengan amplitudo dan fase enkoding yang sama. NEX mengontrol sejumlah data yang masing-masing disimpan dalam lajur K space. Data tersebut terdiri dari sinyal dan derau (noise). Data tersebut terdiri dari sinyal dan derau. K space merupakan area frekuensi spasial dimana sinyal berupa frekuensi yang berasal dari pasien akan disimpan. (Westbrook, 1998). Sinonim NEX adalah NSA, N_acq = NA (number of acquisition) atau average.

NEX adalah cara yang umum digunakan dalam meningkatkan SNR (signal to noise ratio). Peningkatan NEX berati akan menambah sinyal secara linier tetapi deraunya acak,  sehingga menambah NEX sebesar 2 kali hanya akan menambah SNR sebesar √2 kali, atau SNR =  √ NEX

 

Gambar 2.25 Grafik peningkatan NEX teradap SNR  (Westbrook, 1998)

4. Penanganan  Artefak

a.       Kompensasi Respiratori

 Kompensasi respiratori (RC) mengurangi phase missmaping dari gerakan permukaan dada sepanjang gradien phase encoding selama akuisisi data. Diusahakan ditempatkan disekitar area pernafasan di bawah melingkari dada pasien. Gerakan udara ke belakang dan seterusnya selama inspirasi dan ekspirasi dirubah ke waveforms (gelombang sinusoidial) dengan transduser.

Gambar 2.26  Respiratory Gating ( Panti Rapih, 2008 )

Gambar 2.27  Pengambilan slice pada Respiratory Cycle ( Instruction Manual Hitachi, 2004)

Sistem kemudian membentuk phase gradien encode lereng curam ketika gerakan maksimum permukaan dada  dan sebaliknya gradien membentuk lereng yang dangkal untuk gerakan minimum permukaan dada. Dalam hal ini signal diakuisisi ketika permukaan dada sedang bergerak dan kemudian phase ghosting (artefak ghosting) dikurangi. Bentuk lain kompensasi gerakan respirasi disebut respiratori trigering dimana menurut Soto et al (2003) penggunaan respiratory triggered 3D maximum intensity projection fast spin echo teknik. Dengan cara yang sama gating diakuisisi dari data gate ke respiratori. Teknik ini kadang-kadang tidak efisien karena phase berulang, tetapi mempunyai keuntungan karena phase yang berulang sesuai, seperti FSE (Westbrook, 1999).

b.      Gating kardiac

Gating kardiac menggunakan sinyal  listrik, dengan mendeteksi dada pasien pada trigger pada setiap eksitasi pulse RF. Dengan cara ini tiap image selalu diakuisisi pada phase yang sama dari siklus kardiac, sehingga phase missmaping dari kardiac dikurangi. Penempatan lead sangat penting untuk mengoptimisasi kualitas image (Westbrook, 1999).

Gambar 2.28  Gating kardiac ( Panti Rapih, 2008 )

Gambar 2.29  Pengambilan slice pada  Gating Cardiac ( Instruction Manual Hitachi, 2004)

 Lead mempunyai warna yang berbeda untuk memudahkan penggunaannya. Beberapa sistem ada juga yang menggunakan tiga lead, tetapi prinsipnya sama dalam penempatanya, dapat di letakkan di anterior atau posterior tetapi lebih mudah anterior karena biasanya untuk menemukan landmark (Westbrook, 1999).

a.      Lead  hitam        : Kiri atas dada di bawah klavikula

b.      Lead  putih         : Midline pada superior sternum

c.      Lead merah        : Pada space intercostal inferior ke kiri  puting susu

d.  Lead hijau       : Kanan berdekatan dengan lead merah tetapi   tidak sampai bersentuhan dengan lead merah.

Lead hitam mungkin dihilangkan jika dalam sistem tidak tersedia. Ketika lead terpasang dan masuk ke dalam sistem, cek gambaran pada EKG. Gambaran mungkin bervariasi sesuai rata-rata ritme dan out put kardiac.

Gambar 2.30  Pemasangan cardiac gating ( Instruction Manual Hitachi, 2004)

3. Peripheral gating

Peripheral gating (gating Pe) menggunakan sensor photo yang dilekatkan pada jari biasanya pada jempol untuk mendeteksi peningkatan volume kapiler selama sistol yang akan mempengaruhi jumlah cahaya ke sensor dan menghasilkan dalam bentuk gelombang (Westbrook, 1999).

Gambar 2.31 Pulsa Gating ( Panti Rapih, 2008 )

Gambar 2.32   Pemasangan Pulsa Gating ( Instruction Manual Hitachi, 2004)

Gambar 2.33  Pengambilan Slice pada Pulsa Gating ( Instruction Manual Hitachi, 2004)

Gelombang gating Pe tidak mempunyai karakteristik seperti EKG tetapi puncak gelombang pada R-wave sekitar 250 ms yang ditampilkan di monitor.

 

Gambar 2.34  Gambar Artefak pada penggunaan Pulsa Gating ( Panti Rapih, 2008 )

4. Presaturation

Pre sat akan menolkan sinyal dari nuklei yang menghasilkan artefak dengan aplikasi RF 90 pada jaringan  yang dipilih sebelum pulse sequence dimulai.

 

Gambar 2.35 Gambar Artefak pada penggunaan Presaturation ( Panti Rapih, 2008 )

Gambar 2.36  Pre sat out side dan inside ( Instruction Manual Hitachi, 2004 )

 

 Magnetic moment nuklei  tersebut akan dinversi 180 oleh excitation pulse dan tidak menghasilkan sinyal. Presaturation dapat dilakukan dengan presesional frekuensi tertentu seperti fat dan water untuk menolkan sinyal dari fat dan water tersebut. Yang biasa disebut dengan chemical /spectral pre saturation.

     

Gambar 2.37  Gambar pemakaian  Pre Saturation ( Panti Rapih, 2008 )