Dasar Dasar Tentang MRI ( Basic MRI ) Magnetic Resonance Imaging

 

 

Assalamu'alaikum Wr. Wb . . .
Piye kabarmu lur hehe . . .

Saat PKL kemarin saya mahasiswa Teknik Elektromedik mendapatkan tugas untuk merangkum sedetail mungkin tentang BASIC MRI.
Alhamdulillah ini dapat referensi, semoga bermanfaat ya

 

1.         Konsep Dasar Inti Atom Hidrogen

Pada dasarnya setiap materi dengan jumlah proton dan netron ganjil akan  mempunyai nilai momen magnetik yang dikenal dengan MR nuklei sedangkan inti yang mempunyai jumlah proton dan netron genap akan mempunyai momen  magnetik yang bernilai nol. Atom hidrogen terdapat dalam tubuh dalam jumlah yang melimpah, kurang lebih 80% penyusun tubuh manusia adalah atom hidrogen. Setiap atom hidrogen mempunyai satu inti bermuatan tunggal yang mempunyai nilai magnetisasi. Oleh karena itu maka inti atom hidrogen mempunyai peranan yang sangat besar pada MRI (Westbrook dan kuat, 1999).

 

2.         Presesi dan Frekuensi Larmor Jaringan

Di dalam medan magnet eksternal inti atom akan mengalami gerakan perputaran menyerupai gerakan sebuah gasing. Gasing berputar di atas sumbu bidang vertikal yang bergerak membuat bentuk seperti sebuah kerucut. Gerakan ini disebut dengan presesi. Frekuensi presesi ini besarnya sebanding dengan kekuatan medan magnet eksternal dan nilai gyromagnetic inti atom. Apabila atom dengan frekuensi gyromagnetic yang berbeda berada dalam suatu medan magnet eksternal yang sama maka  masing-masing  atom mempunyai frekuensi presesi yang berbeda.   Sebaliknya walaupun atomnya sama (misalnya atom hidrogen), namun bila diletakkan  dalam medan magnet eksternal dengan kekuatan yang berbeda maka akan  menghasilkan frekuensi presesi yang berbeda pula. Inti atom hidrogen mempunyai frekuensi presesi 42,6 MHz/ Tesla. Frekuensi presesi ini  disebut juga dengan frekuensi Larmor jaringan.

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 momen magnetik bergerak secara sirkuler 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 magnet yang diberikan pada jaringan. Semakin kuat medan semakin cepat presesi proton dan frekuensi presesi yang tergantung pada kuat medan magnet 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 5 :   Presesi (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1999).

1.         Resonansi

Resonansi adalah peristiwa bergetarnya suatu materi akibat getaran materi lain yang mempunyai frekuensi yang sama. Dalam MRI resonansi merupakan peristiwa perpindahan energi dari pulsa RF ke proton hidrogen karena kesamaan frekuensi. Karena adanya penyerapan energi dari RF inilah pada dasarnya yang mengakibatkan terjadinya magnetisasi transversal sehingga magnetisasi yang diakibatkan oleh pembangkit magnet eksternal dapat diukur berupa pulsa signal MRI. Signal MRI dikenal dengan FID (free induction decay).

Resonansi terjadi bila atom hidrogen dikenai pulsa radiofrekuensi (RF) yang memiliki frekuensi yang sama dengan frekuensi Larmor atom hidrogen tersebut. Normalnya tubuh manusia mempunyai muatan magnet yang arahnya acak sehingga Net  Magnetization Vektor (NMV) nilainya nol, Apabila tubuh manusia dimasukkan dalam medan magnet eksternal yang sangat kuat sebagaimana pada pemeriksaan MRI, maka akan terjadi magnetisasi longitudinal pada inti-inti atom hidrogen. Magnetisasi longitudinal ini sangat kecil bila dibandingkan dengan kuat medan magnet eksternal dari pesawat MRI dan oleh karenanya belum dapat diukur. Untuk dapat mengetahui besarnya magnetisasi inti-inti atom Hidrogen maka inti-inti atom Hidrogen harus mempunyai magnetisasi yang arahnya berbeda dengan medan magnet eksternal. Resonansi pulsa RF mengakibatkan terjadinya magnetisasi transversal yang secara vektor mempunyai arah berbeda dengan medan magnet eksternal sehinga memungkinkan dilakukannya pengukuran NMV.

Untuk dapat terjadi proses resonansi maka besarnya frekuensi RF harus disesuaikan dengan kekuatan medan magnet eksternal dan frekuensi Larmor jaringan. Agar resonansi terjadi pada atom hidrogen pada medan magnet eksternal dengan kekuatan 1 Tesla (10.000 Gauss), maka frekuensi RF yang diberikan adalah 42.6 MHz sedang untuk medan magnet eksternal dengan kekuatan 1.5 Tesla diperlukan 63.2 MHz. Hasil dari peristiwa resonansi adalah  adanya perubahan arah NMV pada magnetisasi longitudinal ke arah magnetisasi transversal dan magnetik moment menjadi dalam keadaan in phase. Peristiwa resonansi ini pada dasarnya adalah suatu transfer energi dari gelombang RF ke inti atom Hidrogen yang mengalami magnetisasi oleh pembangkit magnet eksternal.

 

2.         Signal MRI

Pada saat terjadi magnetisasi transversal maka terjadi pula keadaan in  phase pada bidang transversal sehingga akan terjadi induksi dari medan magnet terhadap koil penerima yang akan tercatat sebagai sinyal. Kuat dan lemahnya magnetisasi pada bidang transversal ini akan berpengaruh pada kekuatan signal MRI dan berpengaruh pada intensitas gelap dan terang pada citra MRI. Bila signal MRI kuat maka akan memberikan gambaran citra yang terang atau hiperintens, sedangkan apabila signal MRI lemah akan memberikan citra MRI gelap atau hipointens.

Bila pulsa RF dihentikan, magnetik moment pada bidang transversal yang dalam keadaan in phase akan mengalami dephase kembali sehingga magnetisasi pada bidang transversal akan menurun, akibatnya induksi pada koil penerima juga akan semakin melemah yang dikenal dengan sinyal Free Induction Decay (FID). 

 

3.         Fenomena T₁ dan T₂

Setelah RF diberikan dan terjadi peristiwa resonansi maka pulsa lalu dihentikan (off) maka NMV kehilangan energi yang dikenal dengan relaksasi. Ada dua fenomena yang terjadi pada peristiwa relaksasi, yaitu jumlah magnetisasi pada bidang longitudinal meningkat kembali atau recovery dan pada saat yang sama jumlah magnetisasi pada bidang transversal akan meluruh yang dikenal dengan decay.

Recovery magnetisasi longitudinal disebabkan oleh suatu proses yang disebut dengan T₁ recovery, dan decay pada magnetisasi transversal disebabkan suatu proses yang disebut dengan T₂ decay. T₁ recovery disebabkan oleh karena nuklei memberikan energinya pada lingkungan sekitarnya atau lattice, sehingga disebut juga dengan Spin-Lattice Relaxation. Energi yang dibebaskan ke lingkungan sekitar akan menyebabkan magnetisasi bidang longitudinal akan semakin lama semakin menguat dengan waktu recovery yang disebut waktu relaksasi T₁. T₁ didefinisikan sebagai waktu yang diperlukan suatu jaringan untuk mencapai pemulihan magnetisasi  longitudinal hingga mencapai 63% dari nilai awalnya.

Sebagai contoh adalah lemak dan cairan cerebrospinal. Lemak memiliki  waktu relaksasi T₁ yang pendek sekitar 180 ms sedangkan cairan cerebrospinal memiliki  waktu relaksasi T₁ cukup panjang berkisar 2000 ms. Sehingga waktu relaksasi T₁ lemak lebih cepat dibandingkan dengan waktu relaksasi cairan cerebrospinal.  Dengan demikian untuk pembobotan T₁, jaringan dengan waktu relaksasi T₁ pendek (lemak) akan tampak terang (hiperintens) dan jaringan dengan waktu relaksasi T₁ panjang (cairan cerebrospinal) akan tampak lebih gelap (hipo-intens).

Relaksasi T₂ disebabkan oleh adanya pertukaran energi antara inti atom hidrogen dengan inti atom di sekitarnya. Pertukaran energi antar nuklei ini dikenal dengan Spin-Spin Relaxation dan akan menghasilkan decay pada magnetisasi transversal. Waktu yang diperlukan suatu jaringan untuk kehilangan energinya hingga 37% dikenal dengan waktu relaksasi T₂ (Snopek, 1992). Waktu relaksasi T₂ akan lebih pendek dari pada waktu relaksasi T₁. Pada pembobotan T₂ dengan waktu relaksasi T₂ panjang (seperti cairan cerebrospinal sekitar 300 ms) akan tampak terang (hiperintens) dan jaringan dengan waktu relaksasi T₂ pendek (seperti lemak sekitar 90 ms) akan tampak lebih gelap (hipo-intens)  .

 

Komponen Sistem MRI

Komputer pada MRI merupakan otak dan komponen utama yang digunakan untuk memproses sinyal, menyimpan data dan menampilkan gambar yang dihasilkan. Selain sistem komputer komponen utama pada pesawat MRI adalah: pembangkit magnet utama, koil gradien, koil penyelaras (shim’s coils), antena atau koil pemancar dan penerima, serta sistem akuisisi data dalam komputer.

1.         Magnet Utama

Untuk keperluan diagnosa klinis diperlukan magnet utama yang memproduksi kuat medan magnet besar antara 0.1 – 3.0 Tesla (Bontrager, 2001).  Pembangkitan medan magnet untuk MRI menggunakan salah satu dari beberapa tipe magnet, yaitu magnet permanen, magnet resistif dan magnet superkonduktor.

2.         Shims Coils

Untuk menjaga kestabilan, keseragaman atau homogenitas medan magnet utama maka dipasang koil elektromagnetik tambahan yang disebut dengan shim coil. Inhomogenitas magnet diharapkan tidak melebihi 10 ppm (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1999).

 

3.         Gradien Coils

Terdapat tiga buah koil gradien yang merupakan penghasil gradien magnet yaitu gradien x, y dan z masing-masing mengarahkan medan magnet pada sumbu x, y dan z.  Ketiganya dapat dioperasikan sesuai dengan kebutuhan arah irisan pada tubuh yang diperiksa.

 

4.         Antena

Koil radiofrekuensi (RF) terdiri dari dua tipe koil yaitu koil pemancar (transmitter) dan koil penerima (receiver). Fungsinya lebih mirip sebagai antena. Koil pemancar berfungsi untuk memancarkan gelombang RF pada inti yang terlokalisir dengan frekuensi tertentu sehingga terjadi proses resonansi, sedangkan koil penerima berfungsi untuk menerima sinyal output  dari sistem. Bentuk dan ukuran koil penerima ini telah dirancang disesuaikan dengan bagian tubuh yang akan diperiksa,  misalnya  koil  untuk  kepala,  vertebra atau ekstremitas. Jenisnya ada 3 yaitu koil volume, koil surface dan koil phased array.

Pulsa Sekuen dan Spin Echo

Spin Echo adalah sekuens yang diperoleh dengan menggunakan aplikasi pulsa RF 90 diikuti dengan aplikasi pulsa RF 180 untuk rephase agar sinyal dapat dicatat dalam masing masing K-space agar diperoleh citra MRI. Pulsa sekuens Spin Echo paling banyak digunakan pada pemeriksaan MRI (Bushong, 1996). Diagram Pulsa sekuens Spin Echo secara sederhana dapat dilihat pada gambar di bawah ini. Komponen utama dari pulsa sekuens tersebut adalah Time Repetition (TR) dan Time Echo (TE).

 

Gambar 6 : Spin Echo sekuens (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1999).

TR adalah waktu pengulangan aplikasi pulsa RF 90 terhadap aplikasi pulsa RF 90 berikutnya, dengan satuan millisecon (ms). TR akan menentukan waktu relaksasi T₁ yang akan terjadi. TR yang digunakan dalam MRI bisa dipilih oleh radiografer mulai berkisar 200 ms hingga lebih dari 2000 ms tergantung pada teknik pembobotan yang dipilih. TE adalah waktu antara eksitasi pulsa dengan echo yang terjadi.  Echo  dihasilkan  dari  aplikasi  pulsa  RF  90   sampai  dengan sinyal terkuat dari aplikasi rephase pulsa RF 180 saat menginduksi koil.  Waktu  TE  dapat  diubah tergantung pembobotan citra yang dikehendaki. Waktu TE berkisar antara 10 ms hingga lebih dari 80 ms.

 

Kontras Citra SE

Kontras citra pada MRI dibentuk oleh perbedaan gelap dan terang yang diakibatkan karena perbedaan kuat signal MRI. Signal MRI yang kuat akan mengakibatkan bayangan terang atau dikatakan hiperintens, sedangkan signal MRI yang lemah akan menyebabkan bayangan yang gelap atau hipointens. Suatu daerah yang diperiksa bisa menjadi hiperintens atau hipointens tergantung pada pembobotan citra yang dipilih. Secara umum ada tiga pembobotan citra yaitu: T₁-Weighted Image, T₂-Weighted Image, dan proton density.

 

1.         Kontras Citra T₁ -Weighted Image

Pada pembobotan T₁ WI diberikan TR yang cukup pendek sehingga baik jaringan lemak maupun air tidak cukup waktu untuk dapat kembali recovery pada nilai magnetisasi awal (B₀), dengan demikian terjadi perbedaan yang cukup besar pada signal MR dari air dan lemak.  Pada T₁WI air mempunyai signal yang lemah sehingga memiliki gambaran yang kurang terang, gelap atau hipointens, sedangkan lemak mempunyai signal yang lebih kuat sehingga memiliki gambaran yang lebih terang atau hiperintens.

Waktu relaksasi T₁  lemak lebih pendek (180 ms) dari pada waktu relaksasi T₁ air (2500 ms), maka recovery lemak akan lebih cepat dari pada air sehingga komponen magnetisasi lemak pada bidang longitudinal lebih besar dari pada magnetisasi longitudinal pada air. Dengan  demikian  lemak  memiliki  intensitas  sinyal  yang lebih tinggi dan tampak terang pada kontras citra T₁. Sebaliknya air akan tampak dengan intensitas sinyal yang rendah dan tampak gelap pada kontras citra T₁. Citra yang demikian itu  (lemak tampak terang dan air tampak gelap) dalam MRI dikenal dengan T₁-Weighted Image (T₁ WI). Jadi untuk menghasilkan kontras citra T₁ WI, dipilih parameter waktu TR yang pendek (berkisar antara 300-600 ms) dan waktu TE yang pendek (berkisar antara 10 -20 ms). 

 

2.         Kontras Citra T₂-Weighted Image

Pada pembobotan T₂WI air mempunyai signal yang lebih kuat sehingga memiliki gambaran lebih terang atau hiperintens sedangkan lemak mempunyai signal yang lebih lemah sehingga memiliki gambaran yang lebih kurang terang, gelap atau hipointens. Hal ini disebabkan pada pembobotan T₂ WI diatur TE yang cukup panjang sehingga baik air maupun lemak cukup waktu untuk mengalami decay dan mengakibatkan terjadinya perbedaan signal yang cukup besar.

Karena  waktu  relaksasi  T₂  lemak  (90  ms)  lebih pendek  dari  pada  air  (2500  ms),  maka  komponen  magnetisasi transversal lemak akan decay lebih cepat dari pada air sehingga akan menghasilkan intensitas sinyal yang kuat dan akan tampak terang pada kontras citra T₂. Sebaliknya magnetisasi transversal pada lemak  lebih  kecil dan menghasilkan citra intensitas rendah dan tampak gelap pada kontras citra T₂. Citra yang demikian itu (lemak tampak gelap dan air tampak terang) dalam MRI dikenal dengan T₂-Weighted Image (T₂ WI). Jadi untuk menghasilkan kontras citra T₂ WI, dipilih waktu TR yang panjang (800 ms hingga 2000 ms atau lebih) dan waktu TE yang panjang (lebih dari 80 ms). 

 

3.         Kontras Citra Proton Density-Weighted Image

Apabila diberikan TR cukup panjang maka baik air maupun lemak akan sama-sama mempunyai cukup waktu untuk mengalami recovery menuju magnetisasi longitudinal awal sehingga menghilangkan gambaran pembobotan T₁. Apabila pada saat yang bersamaan juga diberikan TE yang sangat pendek maka tidak cukup waktu bagi air maupun lemak untuk terjadinya relaksasi transversal sehingga menghilangkan gambaran pembobotan T₂. Dengan demikian apabila TR panjang dan TE pendek maka gambaran yang terjadi bukan T₁ WI  ataupun T₂ WI. Gambaran yang terjadi semata mata diakibatkan oleh perbedaan densitas atau kerapatan proton, yaitu jumlah proton persatuan volume. Suatu area dengan kerapatan proton yang tinggi akan memberikan gambaran yang terang atau hiperintens sebaliknya suatu area dengan kerapatan proton yang rendah akan tampak gelap atau hipointens.

Gambaran Proton Density-Weighted Image (PDWI) bergantung dari banyak sedikitnya jumlah proton per unit volume. Kontras citra diperoleh berdasarkan perbedaan banyak sedikitnya proton pada masing-masing jaringan. Misalnya jaringan otak dengan proton yang tinggi akan menghasilkan komponen magnetisasi transversal besar dan tampak terang pada kontras citra PDWI. Sedangkan tulang memiliki proton yang rendah dan tampak gelap pada kontras citra PDWI. Untuk memilih kontras citra PDWI, diatur dengan waktu TR yang panjang dan waktu TE yang pendek.

 

Waktu Scanning

Waktu scanning pada sekuens Spin Echo dapat dihitung dengan rumus :

Waktu scanning SE =  (TR) x (jumlah tahapan phase encode) x (NEX)

Dimana :  

TR                                           : Time Repetition dalam ms.

Jumlah phase encode          : jumlah phase yang digunakan.

NEX                                          : jumlah eksitasi pulsa.

Misalnya pencitraan dengan TR 550 ms, jumlah phase encode 256,

dan NEX 1 maka waktu scanning adalah 2 menit 35 detik.

Teknik DWI

Difusi adalah istilah yang dipergunakan untuk menggambarkan pergerakan molekul secara acak pada jaringan. Gerakan ini dibatasi oleh batas-batas seperti ligamen, membran dan makromolekul. Kadangkala terjadinya pembatasan difusi adalah secara langsung tergantung pada struktur jaringan.        Pada stroke yang masih dini, yaitu 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 difusi yang terjadi akan terbatas dan nilai rata-rata difusi pada jaringan tersebut akan berkurang.

Imejing dengan sekuen spin echo dapat memperlihatkan struktur dengan  tanda-tanda difusi pada jaringan. Gambaran difusi dapat diperoleh dengan lebih efektif dengan mengkombinasikan dua pulsa gradien yang diaplikasikan setelah eksitasi. Pulsa gradien digunakan untuk saling mempengaruhi pada spin-spin yang tidak bergerak sementara spin-spin yang bergerak pada jaringan normal tidak dipengaruhi. Ini sebabnya mengapa pada gambaran difusi sinyal yang mengalami atenuasi terjadi pada jaringan normal dengan pergerakan difusi yang random dan jaringan normal akan tampak lebih gelap, dan sinyal yang intensitasnya tinggi terjadi pada jaringan dengan difusinya yang terbatas (restriksi) seperti yang tejadi pada stroke akut.    

Banyaknya atenuasi tergantung pada amplitudo dan 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. Istilah isotropic difusion dipakai untuk menggambarkan bahwa gradien difusi diaplikasikan pada ketiga sumbu tersebut. Gradien difusi harus panjang dan kuat untuk dapat memperoleh citra dengan pembobotan difusi (difusion weighting). Sensitivitas dan intensitas sinyal difusi dikontrol oleh parameter ’b’. Nilai ’b’ menentukan atenuasi difusi dengan memodifikasi durasi dan amplitudo dari gradien difusi. Nilai ’b’ dapat dinyatakan dalam satuan s/ mm². Rentang ‘b’ value adalah 500 s/mm² sampai 1000 s/mm² (Westbrook,C, dan Kaut,C, 1999). ‘b’ value dipengaruhi oleh kekuatan magnet gradien yang terdapat pada pesawat MRI itu sendiri.

Semakin tinggi ‘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. Sensitifitas difusi yang dimaksud disini adalah kemampuan difusi tersebut untuk mendeteksi adanya difusi yang terbatas pada jaringan otak. 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 multi-shot 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 gradien 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 difusi air yang lebih lambat akibat akumulasi cairan 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 7 : Jaringan dengan cairan yang berdifusi

normal (gambar kiri), dan jaringan yang

difusinya terbatas (gambar kanan)

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

MRI HARDWARE

1. Magnet Utama

 

Magnet utama adalah magnet yang memproduksi kuat medan yang besar dan mampu menginduksi jaringan atau objek. Sehingga menimbulkan magnetisasi dalam objek itu sendiri. Medan magnet yang digunakan untuk diagnosis medis mempunyai jangkauan antara 0,1 Tesla sampai 3,0 Tesla (Bontrager 2001).

Pembangkitan medan magnet untuk MRI pada saat ini menggunakan salah satu dari tipe magnet, yaitu magnet permanen yang terbuat dari bahan ferromagnetic, magnet resistif atau magnet super konduktif. Sedangkan untuk menjaga kestabilan, keseragaman atau kehomogenan medan magnet utama dipasang koil elektromagnetik yang disebut Shim Coil pada pusat koil utama. Homogenitas magnet diharapkan berkisar antara 1 sampai 10 ppm (Wesbrook dan Kaut, 1998).

Magnet utama berfungsi sebagai penghasil medan magnet untuk mensejajarkan inti atom hidrogen yang tadinya acak di dalam tubuh. Ada 3 jenis magnet yang bisa digunakan pada pesawat MRI (Wesbrook dan Kaut,1998). Yaitu:

 

a. Magnet Permanen

Magnet permanen dapat menghasilkan kekuatan medan magnet hingga 0,3 Tesla. Magnet ini dibuat dengan cara menginduksi medan magnet pada sebuah bahan ferromagnetik. Magnet ini berukuran besar dan beratnya mencapai 100 ton (20.000 pounds). Pemeliharaannya relatif murah dan daya kemagnetannya bersifat permanen serta menghasilkan sinyal yang lemah.

 

b. Magnet Resistif

Magnet resisitif dapat menghasilkan medan magnet dengan kekuatan 0,2 Tesla sampai dengan 0,4 Tesla. Medan magnet resisitif dibuat berdasarkan arus listrik yang yang dialirkan melalui kawat yang dililitkan pada bahan ferromagnetik. Sehingga medan magnet akan timbul di sekitar kawat, tetapi untuk terus mengalami magnetisasi maka memerlukan daya listrik yang kontinyu agar membuat medan magnet yang terbentuk kuat. Beratnya kurang dari 100 Ton. Medan magnet yang dihasilkan terbatas, karena dihasilkan dari hambatan (resistan) yang terjadi akibat adanya aliran listrik pada kawat, kemudian menimbulkan panas yang cukup tinggi. Dalam penggunaannya, memerlukan sistem pendingin.

 

c. Magnet Superkonduktif

Magnet superkonduktif dapat menghasilkan kekuatan medan magnet hingga 7 Tesla. Prinsip magnet superkonduktif sama dengan magnet resistif. Keduanya mengalirkan arus listrik melalui kawat yang dililitkan. Magnet superkonduktif menggunakan Cryogen yang berupa helium cair dan bahan ferromagnetic sebagai penghasil medan magnet. Dan ditambahkan nitrogen cair sebagai pendingin. Penggunaan cryogen dapat membuat resistensi pada kawat menjadi nol, sehingga arus yang mengalir dapat dinaikkan dan memungkinkan untuk menghasilkan medan magnet yang berkekuatan tinggi, namun memiliki kelemahan. Penggunaan cryogen dapat beresiko, misalnya jika temperatur cryogen naik hingga titik didih helium pada waktu yang bersamaan maka kedua cairan tersebut akan menguap menjadi gas. Proses ini disebut quenching yang dapat berbahaya bagi medan magnet. Perawatan dan pemeliharaannya relatif mahal karena harus mengisi helium sebagai bahan pendingin magnet superkonduktif.

Magnet ini beratnya sekitar 4 ton sampai dengan 16 ton. Dalam hal mencegah pemanasan, magnet superkonduktif memiliki sistem pengaman yaitu evakuasi pipa gas, pemantauan presentase oksigen dan suhu di dalam ruangan MRI serta membuka pintu keluar yang lebar. Magnet superkonduktif sifatnya kontinyu, untuk membatasi magnet, instalasi memiliki sistem pengaman baik pasif (logam) maupun aktif (di luar gantri) untuk mengurangi kekuatan yang datang.

 

2. Gradien Magnet

Gradien medan magnet Bo sepanjang ketiga sumbu-sumbu spasial orthogonal merupakan prinsip dasar dari produksi citra MRI. Gradien-gradien sepanjang sumbu yang lain dapat dijabarkan dengan kombinasi gradien- gradien yang orthogonal. Gambar 3 dan 4 menunjukkan skema dasar untuk memperoleh suatu gradien Bo yang parallel terhadap arah Bo. Dua lilitan kawat (a) dan (b) dialirkan arus listrik yang membangkitkan medan magnet, yang dapat menambah (a) atau mengurangi (b) dari medan utama Bo. Pada sembarang waktu sepanjang sumbu gradien, medan magnetic netto sama dengan jumlah Bo ditambah dengan sumbangan dari lilitan (b). Lilitan yang lebih dekat ke posisi yang di kehendaki inilah yang memberi efek lebih besar pada medan magnetik netto. Pada sebuah titik di tengah-tengah antara kedua lilitan, medan magnet yang dibangkitkan oleh kedua lilitan gradien saling meniadakan, yang menyebabkan medan magnet nettonya sama dengan Bo.

Lilitan gradiennya ditempatkan sedemikian rupa sehingga titik tengah ini berada pada pusat magnet (Bo) dan ditandai dengan isocenter. Lilitan gradien pada kedua sumbu orthogonal lainnya dibuat berbeda, tetapi keduanya juga memberikan tambahan dan pengurangan terhadap medan Bo tergantung pada sepanjang sumbu-sumbu tersebut. Tambahan pula titik-titik tengah dari sambungan untuk gradien netto sebesar nol diatur untuk terjadi pada isocenter dari magnet. Daya diberikan pada setiap lilitan gradien oleh gradient amplifier yang dikendalikan secara bebas oleh komputer. Dari beberapa sifat gradien medan magnet yang memberikan dampak pada penampilan sistem dan kualitas citra yang optimal adalah:

Amplitudo gradien maksimum dapat diperoleh dengan membatasi tebal irisan dan FOV.-
- Linieritas gradien mengacu pada keseragaman koefisien arah (sloop) sepanjang sumbu gradien, gradien yang tidak linier dapat menimbulkan artefak.

Kecepatan suatu gradien untuk dibangkitkan dari nilai nol ke amplitudo maksimum harus diupayakan sesingkat mungkin.

Aksi mengubah-ubah gradien on dan off menimbulkan masalah lain. Aksi ini akan menginduksi pembentukan arus elektronik yang disebut Eddy current dalam struktur metalik dari magnet. Arus ini menimbulkan medan magnet tersendiri yang kemudian menghilang dengan laju waktu yang berbeda. Jadi Eddy current adalah hal yang tidak diinginkan dan menimbukan efek yang menurunkan kualitas citra.

Untuk mengatasi masalah ini dilakukan dengan beberapa cara:

- Dengan mengatur lilitan gradien dengan bentuk pulsa yang tidak dikehendaki, tetapi dengan suatu bentuk pulsa yang ditentukan secara empirik, yang menghapuskan sumbangan Eddy current dan menghasilkan gradien yang dikehendaki magnet.

 Dengan pemakaian self shielding- gradient coil. Lilitan-lilitannya dibuat sedemikian rupa sehingga medan magnet yang timbul diarahkan ke bagian dalam lilitan Hal ini berguna untuk mencegah Eddy current di bagian lain magnet.

 

3. Radiofrekuensi (RF) Coil

Radiofrekuensi (RF) coil terdiri dari dua tipe coil, yaitu coil pemancar dan coil penerima. Fungsiya lebih mirip sebagai antena. Sistem radiofrekuensi terdiri dari komponen untuk transmisi dan menerima radiofrekuensi gelombang. Ia terlibat dalam pembentukan nuclei, memilih irisan dan menerapkan gradien sinyal akuisisi.

a. Koil adalah komponen penting dalam kinerja sistem radiofrekuensi. Koil pemancar fungsinya untuk memberikan rangsangan energi RF yang merata keseluruh volume pencitraan. Semua langkah-langkah ini dikendalikan dengan sebuah komputer yang juga mengatur pembangkitan deretan pulsa. Energi RF terakhir dikirim ke lilitan RF dalam magnet yang berfungsi sebagai antena. Pemberian pulsa ini merupakan pengendalian modulasi amplitude yang menyebabkan terjadinya medan magnet pada area yang besarnya 0° sampai 180°. Diperlukan pula frekuensi amplifier untuk modulasi gelombang digital frekuensi larmor proton sehingga energi RF dapat diubah-ubah sesuai dengan kebutuhan pencitraan MRI. Rancangan lilitan pemancar (transmitter) sangatlah berpengaruh pada pencitraan MRI. Pemberian flip angle pada RF pemancar, berbanding lurus dengan lamanya keluaran sinyal dan amplitudo pulsa RF. RF amplifier yang tidak linier dapat menimbulkan flip angle sehingga dapat menghasilkan pencitraan yang mengalami distorsi dari bentuk irisan yang dibangkitkan.

 

b. Radiofrekuensi penerima (RF receiver)

Koil penerima harus peka terhadap sinyal radiofrekuensi. Magnetisasi transversal menginduksi arus bolak-balik dalam lilitan RF yang digunakan untuk penerima. Lilitan RF ini digunakan untuk menghasilkan medan B1. Sedangkan sinyal RF dengan frekuensi yang mendekati frekuensi Larmor digunakan untuk menghasilkan medan Bo. Secara teknis, bekerja pada frekuensi tinggi bukanlah hal yang mudah. Fungsi utama koil penerima adalah untuk menunjukkan secara benar nilai-nilai amplitudo, periode, dan fasa dari sinyal MR yang datang ke dalam memori komputer. Untuk mewujudkan fungsi ini perlu diukur nilai relatif dari sinyal MR terhadap standar yang diketahui. Standar yang digunakan untuk suatu RF adalah sebuah local oscillator yang dalam prakteknya seringkali adalah suatu bagian sinyal RF dari frekuensi synthesizer untuk transmisi.

 Kemudian memberikan sesuatu sinyal yang merupakan selisih antara sinyal RF yang ditransmisi dan yang diterima. Sinyal yang berbeda ini berada dalam rentang frekuensi audio (AF). Rentang frekuensi inilah yang perlu diperhatikan dalam hubungannya dengan lebar pita (bandwidth) penerima. Sinyal AF diperkuat dengan suatu factor 10 hingga 1000 oleh sebuah AF amplifier. Sinyal ini kemudian diarahkan ke analog digital converter (ADC) yang mengkonversi sinyal AF menjadi suatu deretan angka biner. Angka-angka ini selanjutnya disimpan dalam memori komputer untuk dimanipulasi dan dilakukan transformasi Fourier dengan resolusi dalam bentuk bit. Melihat dari kegunaannya, maka koil ini harus berada pada jarak yang paling dekat dengan objek yang diperiksa. Koil antena dibuat dengan berbagai variasi bentuk dan ukuran. Diantaranya jenis; volume coil, phase array coil dan surface coil.

 

4. Jenis Koil

a. Body Coil

Body coil berbentuk lingkaran dan terdapat di dalam gantry. Koil ini dapat berfungsi sebagai transmitter dan receiver. Memancarkan pulsa RF untuk semua jenis pemeriksaan organ tubuh dan menerima sinyal pada objek tubuh yang besar. Seperti abdomen dan thorax.

b. Head coil jenis volume coil

Head coil berbentuk seperti helm dan dipasangkan mengelilingi kepala pasien. Koil ini berfungsi untuk menerima sinyal pada pemeriksaan kepala, sedangkan sinyal RF pemancar diberikan oleh body coil.

c. Spine Coil jenis phase array

Spine coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk organ tulang belakang.

d. Breast Coil jenis phase array

Breast coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk organ payudara.

e. Cervical coil jenis volume coil

Cervical coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk pemeriksaan organ leher.

 

f. Knee Coil jenis volume coil

Knee coil berfungsi sebagai penerima sinyal RF dan digunakan untuk pemeriksaan organ lutut.

g. Surface Coil

Surface coil adalah jenis coil yang digunakan untuk organ yang berada pada permukaan seperti organ extrimitas.

 

h. Shim Coil

Shim coil berfungsi untuk menjaga kehomogenan medan magnet utama. Shim coil terletak di dalam gantry pada sisi lateral tubuh pasien.

 

5. Meja Pemeriksaan

Meja pemeriksaan biasanya berbentuk kurva dengan tujuan untuk memberikan rasa aman dan nyaman pada pasien. Meja disesuaikan dengan bentuk lingkaran magnet utama. Meja pemeriksaan dapat bergerak keluar dan masuk ke dalam gantry secara otomatis.

6. Sistem Komputer

Suatu instrumen MRI modern mempunyai beberapa komputer yang dihubungkan dengan jaringan komunikasi. Sebagai contoh sistem sinyal, sekarang ini mempunyai empat computer; sebuah komputer induk, sebuah komputer array processor dan dua komputer yang berfungsi khusus sebagai status control modem (SCM) dan pulse control modul (PCM) atau disebut juga dengan measurement control.

a. Komputer induk atau komputer utama

Memori inti secara langsung diakses oleh central processing unit (CPU). Memori ini harus cukup besar untuk menampung semua perintah dan bentuk gelombang dalam satu deretan pulsa, satu set data yang masih berupa data mentah dan sejumlah operating soft ware. Software selebihnya untuk keperluan data lainnya dapat ditemukan atau disimpan dalam disk memory.

b. Sebuah array processor diperlukan agar rekonstruksi dapat diproses dengan cepat. Untuk itu array processor memerlukan akses langsung untuk mengerjakan rekonstruksi dari keseluruhan citra. Karena deretan pulsa harus bekerja dalam real time, sistem komputer harus memberikan prioritas utama pada pelaksanaan instruksi dalam deretan pulsa. ADC penerima harus mempunyai akses memori untuk menjamin bahwa data yang datang dapat disimpan dengan cepat sehingga tidak ada data yang teringgal atau hilang. Penyimpana data jangka panjang pada umumnya disalurkan ke pita magnetik.

c. Measurement Controle

Measurement controle unit terdiri dari dua bagian, yaitu measurement control system yang berfungsi sebagai pembangkit gelombang gradien magnet, dan high frequency system untuk mengatur pulsa RF yang dipancarkan dari sinyal yang diterima, serta mengatur auto tunning agar sinyal dapat diterima  2009ãsecara optimal sehingga dapat menghasilkan gambaran yang bagus.

Sumber : Babeh eddy

Salam Teknik Elektromedik