33

BAB II

TINJAUAN PUSTAKAA. Landasan Teori1. Dasar Dasar MRIMagnetic Resonance Imaging (MRI) adalah teknik pencitraan yang digunakan terutama dalam pengaturan medis untuk menghasilkan gambar berkualitas tinggi dari bagian dalam tubuh manusia. MRI didasarkan pada prinsip-prinsip teknik resonansi magnetik nuklir (Hornak, 2011).

Komponen MRI terdiri dari magnet utama, Shim coil dan Gradient coil, Radiofrequency (RF( Coil, dan Sistem komputer. a. Magnet utama

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

1) Magnet permanen

Magnet permanen terdiri dari material yang telah dimagnetkan sehingga magnet ini tidak akan pernah kehilangan sifat magnetnya. Bahan-bahan yang biasanya dipakai untuk magnet ini adalah lempengan alumunium, nikel, dan cobalt (Westbrook dan Kaut, 1998).

Magnet permanen memiliki kekuatan yang sangat rendah antara 0.064T - 0.3T dan didesain dengan model terbuka untuk kenyamanan pasien. Keuntungan dari magnet ini adalah tidak memerlukan konsumsi listrik yang tinggi serta biaya perawatan murah (Blink, 2004).

Gambar 2.1 Permanen Magnet (Westbrook,1998).2) Magnet resistif

Medan magnet dari jenis resistif dibangkitkan dengan memberikan arus listrik pada kumparan. Kuat medan magnet yang mampu dihasilkan mencapai 0,3 Tesla. Sistem resistif ini relatif aman karena kemagnetannya bisa dimatikan (Westbrook dan Kaut, 1998).

Gambar 2.2 Resistive magnet (Westbrook,1998)3) Magnet superkonduktor

Pada magnet jenis superkonduktor, medan magnet dibangkitkan dengan arus listrik yang dialiri pada kumparan kawat. Kumparan ini direndam pada pendingin yang terdiri dari cairan helium yang bersuhu hingga -269oC untuk menghilangkan hambatan listriknya. Magnet superkonduktor bisa menghasilkan medan magnet berkekuatan hingga 12 Tesla.

Selain kekuatan medan magnet yang tinggi, keunggulan dari magnet superkonduktor adalah homogenitas magnet yang tinggi serta konsumsi listrik yang rendah. Selain itu, Signal to Noise Ratio (SNR) yang dihasilkan juga tinggi dan scan time yang singkat.

Namun kelemahan dari magnet superkonduktor adalah harga dan biaya perawatannya mahal. Adanya akustik noise (suara yang bising selama pemeriksaan), serta motion artifacts (Westbrook dan Kaut, 1998).b. Shim coilShim coil adalah coil resistif yang digunakan untuk mengoreksi inhomogenitas medan magnet. Homogenitas magnet akan mempengaruhi kualitas citra. Shim coil terbuat dari metal atau kumparan yang dialiri arus dan terletak didalam gantri pada MR scanner, sepanjang magnet dan gradient coil (Westbrook dan Kaut, 1998).c. Gradient coil

Gradient coil 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 coronal), gradien ini digunakan sesuai dengan koordinat dimensi ruang yang meliputi Gradien pemilihan irisan (slice selection) yaitu Gz, Gradien pemilihan fase (phase encode), yaitu Gy dan Gradien pemilihan frekuensi (frequency encode), yaitu Gx.

Gambar 2.3 Koil Gradient (Bitar et al, 2006).

d. Radiofrequency CoilFungsi utama dari radiofrequency coil adalah untuk mengeksitasi magnetisasi dan untuk menerima sinyal dari magnetisasi yang tereksitasi. Kedua fungsi ini bisa dilakukan dengan menggunakan koil receiver dan transmitter yang berbeda. Namun sebagai alternatif, koil yang sama dapat digunakan sebagai receiver dan transmitter sekaligus. Pemilihan koil radiofrekuensi ini bervariasi sesuai dengan objek yang ingin diperiksa (Kuperman, 2000).

e. Sistem Komputer dan ConsoleSistem pada pesawat MRI dikontrol melalui Operator Console yang terdapat pada ruang control. Dengan piranti lunaknya, komputer ini dapat melakukan tugasnya dalam hal operator input, pemilihan potongan, kontrol sistem gradien, kontrol sinyal RF. Workstation pada tempat tersendiri juga memungkinkan fungsi-fungsi post-processing lainnya untuk dilakukan tanpa mengganggu operasi scanner. Dengan adanya komputer ini maka dimungkinkan pula adanya sistem transfer data pada jaringan Rumah sakit yang mencakup PACS dan sistem Teleradiologi (Mc.Robbie et al, 2006).

Gambar 2.4 Instrumentasi Dasar MRI (Westbrook, 1998)2. Dasar Fisika MRI

a. MR Active NucleiPrinsip fisika MRI didasarkan pada sifat magnetik yang dimiliki oleh setiap inti atom. Inti atom terdiri dari dua partikel yaitu proton dan netron. Pergerakan presisi pada sumbu (spinning) akan menghasilkan momen dipole magnetic disebut juga dengan spin. Sebuah inti yang mempunyai jumlah proton dan netron genap akan mempunyai momen magnetik yang bernilai nol. Sedangkan untuk inti dengan jumlah proton dan netron ganjil akan mempunyai nilai momen magnetik. Inti atom hydrogen merupakan MR active Nuclei yang digunakan pada pencitraan MRI klinis karena jumlahnya yang sangat banyak pada tubuh manusia dan proton inti atom Hidrogen mempunyai momen magnetik yang besar. Dalam keadaan normal, spinning proton atom hidrogen adalah random sehingga orientasi dalam jaringan tubuh manusia tidak menimbulkan nilai magnetisasi atau sama dengan nol (Westbrook dan Kaut, 1998). b. Presisi dan frekuensi Larmor

Tiap-tiap inti hidrogen membentuk Net Magnetization Vector (NMV) spin pada sumbu atau porosnya. Pengaruh dari Bo atau magnet utama akan menghasilkan spin sekunder atau gerakan NMV mengelilingi Bo. Spin sekunder ini disebut presesi, dan menyebabkan magnetik momen bergerak secara sirkular mengelilingi Bo. Pergerakan itu disebut precessional path dan kecepatan gerakan NMV mengelilingi Bo disebut frequency path dengan satuan frekuensi MHz, dimana 1 Hz= 1 putaran per detik.

Gambar 2.5 Presisi (Westbrook dan Kaut, 1998).

Frekuensi Presesi disebut juga dengan frekuensi Larmor karena dapat ditentukan dengan menggunakan persamaan larmor sebagai berikut:Dimana, o = frekuensi Larmor

= koefisien gyromagnetic

Bo = medan magnet eksternal

(Westbrook dan Kaut, 1998).

Berdasarkan persamaan diatas dapat diketahui bahwa frekuensi presisi proton atom hidrogen tergantung pada kuat medan magnet yang diberikan pada jaringan dan nilai gyromagnetis inti atom. Semakin besar kuat medan magnet dan nilai gyromagnetic rasio maka semakin cepat presisi proton. Frekuensi Larmor ini merupakan dasar terjadinya resonansi pada MRI (Westbrook dan Kaut, 1998).

c. Resonansi

Resonansi adalah fenomena yang terjadi ketika sebuah objek dikenai gerakan yang mempunyai frekuensi sama atau mendekati nilai frekuensi objek tersebut. Apabila tubuh pasien diletakkan di dalam medan magnet eksternal yang sangat kuat, maka inti-inti atomnya akan berada pada arah yang searah atau berlawanan arah dengan medan magnet luar dan inti-inti atom itu akan mengalami perpindahan dari suatu tingkatan energi ke tingkat energi yang lain. Proses perpindahan energi ini sering kali merubah arah dari net magnetization vector (NMV), akibatnya vektor dapat berubah arah dari arah longitudinal atau parallel dengan arah medan magnet luar, kearah yang lain. Peristiwa ini terjadi apabila inti atom menyerap sejumlah energi untuk berpindah ke tingkat energi yang lebih tinggi atau melepaskan sejumlah energi untuk berpindah ke tingkat energi yang lebih rendah. Energi untuk terjadinya proses ini didapat dari energi pulsa radiofrekuensi (RF). Agar fenomena resonansi terjadi, gelombang radio (RF) yang diberikan harus mempunyai frekuensi Larmor yang sama dengan frekuensi Larmor hidrogen, yaitu 42,6 MHz. Ketika pulsa RF diberikan, inti atom akan menyerap energi, yang akan membuatnya berpindah ke tingkat energi yang lebih tinggi dan akan menjadikannya berputar antiparallel. Ketika resonansi magnetik dihentikan inti atom akan kehilangan energi dan kembali ke posisi semula. Kelebihan energi ini dipancarkan oleh masing-masing inti atom dan akan membuatnya meluruh ke tingkat yang lebih rendah. Proses ini dinamakan relaksasi. d. Sinyal FID (Free Induction Decay)Pada saat mengalami relaksasi, NMV akan melepaskan sejumlah energi ke lingkungan yang dikenal dengan peristiwa Free Induction Decay (FID). Energi yang dilepaskan proton berupa sinyal yang selanjutnya akan ditangkap oleh koil penerima sebagai data awal proses pembentukan citra.

Gambar 2.6 FID (Free Induction Decay)

(Westbrook dan Kaut, 1998)

e. Fenomena T1 dan T2

Pada saat pulsa RF dihentikan (off), akan terjadi proses dimana NMV kehilangan energi yang dikenal dengan relaksasi. Ada dua fenomena yang terjadi pada saat terjadinya relaksasi yaitu jumlah magnetisasi pada bidang longitudinal secara perlahan semakin meningkat yang dikenal dengan peristiwa recovery dan pada saat yang sama jumlah magnetisasi pada bidang transversal akan meluruh yang dikenal dengan decay.

Recovery pada magnetisasi longitudinal disebabkan oleh suatu proses yang disebut dengan T1 recovery, sedangkan decay pada magnetisasi transversal disebabkan suatu proses yang disebut dengan T2 decay. T1 recovery disebabkan oleh karena nuclei memberikan energinya ke lingkungan sekitarnya atau lattice, sehingga sering disebut dengan Spin-Lattice Relaxation. Energi yang dibebaskan ke lingkungan sekitar akan menyebabkan magnetisasi bidang longitudinal akan semakin lama semakin menguat (recovery) dengan waktu recovery yang konstan dan berupa proses eksponensial yang disebut waktu relaksasi T1, yakni waktu yang diperlukan oleh suatu jaringan untuk mencapai pemulihan magnetisasi longitudinal hingga 63%.

Setiap jaringan memiliki waktu relaksasi yang berbeda-beda. Perbedaan waktu relaksasi inilah yang nantinya akan menyebabkan kontras pada gambaran MRI. Sebagai contoh, lemak memiliki waktu relaksasi T1 sekitar 180 ms sedangkan cairan cerebrospinal memiliki waktu relaksasi T1 sekitar 2000 ms. Sehingga untuk mencapai waktu relaksasi T1 (63%), lemak akan lebih cepat dibanding dengan cairan cerebrospinal. Dengan demikian untuk pembobotan T1, jaringan dengan waktu relaksasi T1 pendek (lemak) akan tampak terang sedangkan jaringan dengan waktu relaksasi T1 panjang (cairan cerebrospinal) akan tampak gelap.T2 decay dihasilkan oleh adanya pertukaran energi antar nuklei yang satu dengan nuklei yang lain disekitarnya. Pertukaran energi antar nuklei ini dikenal dengan Spin-Spin Relaxation dan akan menghasilkan decay pada magnetisasi transversal. Waktu yang diperlukan suatu jaringan kehilangan energinya hingga 37% dari energi semula dikenal dengan waktu relaksasi T2 . Waktu relaksasi T2 akan lebih pendek dari pada waktu relaksasi T1. Secara umum pada pembobotan T2, jaringan dengan waktu relaksasi T2 panjang (seperti cairan cerebrospinal sekitar 300 ms) akan tampak terang dan jaringan dengan waktu relaksasi T2 pendek (seperti lemak sekitar 90 ms) akan tampak gelap.

Gambar 2.7 Spin lattice relaxation / T1(Westbrook dan Kaut, 1998)

Gambar 2.8 Spin relaxation / T2 (Westbrook dan Kaut,1998)3. Pulsa Sekuen MRIPulsa Sekuen adalah serangkaian even yang meliputi pulsa radiofrekuensi, pengaktifan gradien, dan pengumpulan sinyal yang dilakukan untuk menghasilkan gambaran MRI. Beberapa jenis sekuen yang sering digunakan dalam diagnostik klinis antara lain Sekuen Spin Echo, Fast Spin Echo, Gradient Echo, Inversion Recovery, Echo Planar Imaging, serta Magnetic Resonance Angiography. Setiap sekuen memilki parameter yang berbeda-beda untuk menghasilkan pembobotan yang berbeda-beda pula. Pembobotan kontras pada masing-masing sekuen tersebut memilki karakteristik tertentu sehingga dapat digunakan untuk menilai suatu proses patologis (Bitar et al, 2006).a. Spin Echo

Sekuen Spin echo (SE) merupakan pulsa sekuen gold standard yang biasa digunakan pada setiap pemeriksaan. Spin Echo (SE) ini dilakukan dengan mengaplikasikan pulsa 90 eksitasi, diikuti dengan aplikasi pulsa 180 rephasing. Gambar pembobotan T1 digunakan untuk menampakkan anatomi karena memiliki SNR yang tinggi bersamaan dengan kontras enchancement yang dapat menampakkan patologi. Pembobotan T2 dapat menampakkan patologi (Westbrook dan Kaut, 1999).Keuntungan SE adalah kualitas gambar baik, sangat serbaguna dan pembobotan T2 yang sensitif pada patologi, sedangkan keterbatasan SE yaitu waktu scanning relatif lama (Westbrook dan Kaut, 1999).

b. Fast Spin Echo

Fast Spin Echo (FSE) adalah salah satu pengembangan dari sekuen Spin Echo. FSE dilakukan untuk mempercepat waktu scan, dengan mengaplikasikan beberapa kali pulsa 1800 rephasing dalam satu TR. Pengaplikasian beberapa pulsa 180 dalam satu TR menghasilkan rangkaian echo yang disebut dengan ETL (Echo Train Length). FSE banyak digunakan untuk pembobotan T2 karena waktu bisa lebih singkat (Westbrook dan Kaut, 1999).

Gambar 2.9 Phase Encode pada Fast Spin Echo (Echo Train) (Westbrook dan Kaut, 1998)Keuntungan FSE adalah waktu scanning yang singkat, high resolution matrix dan multiple NEX dapat digunakan, meningkatkan kualitas gambar dan meningkatkan infromasi T2. Keterbatasan FSE adalah meningkatnya motion artifact dan flow artifact, Meningkatnya flow artifact dan motion artifact tidak kompatibel dengan beberapa opsi imejing, lemak tampak terang pada pembobotan T2, Image blurring dapat terjadi karena koleksi data dilakukan dengan TE yang berbeda-beda dan mengurangi efek suspectibility, tapi tidak sensitif untuk hemorage (Westbrook dan Kaut, 1999).

c. Inversion Recovery (IR)

Inversion recovery merupakan sekuen dimana urutan pulsanya dimulai dengan pulsa RF 180o inversi yang dilanjutkan dengan pulsa RF 90o eksitasi lalu pulsa 180o rephase. Dengan adanya pulsa inversi 180o ini maka NMW akan disaturasi penuh. Ketika pulsa inversi dihentikan, maka NMW akan mengalami relaksasi dan kembali menuju Bo. IR digunakan untuk menghasilkan pembobotan Heavily T1 Weighted dengan dengan perbedaan kontras yang tinggi antara cairan dan lemak. Inversion Recovery terdiri dari Short Tau Inversion Recovery (STIR) dan Fluid Attenuated Inversion Recovery (FLAIR) (Westbrook dan Kaut, 1999).Keuntungan IR adalah SNR bagus karena TR panjang dan kontras T1 sangat bagus. Kekurangan IR adalah waktu scanning panjang, namun kini IR bisa dikombinasikan dengan FSE sehingga waktu scanning bisa berkurang (Westbrook dan Kaut, 1999).4. Radiofrequency Coil (RF Coil)RF coil diperlukan untuk mengirim dan menerima gelombang frekuensi radioyang digunakan dalam scanner MRI. RF coil adalah salah satu komponen yang paling penting yang mempengaruhi kualitas gambar. Menurut Kuperman (2000), RF coil yang diperlukan bervariasi tergantung tujuan dari pemeriksaan MRI, misalnya pemeriksaan otak diperlukan koil yang menghasilkan radiofrekuensi yang homogen, akan tetapi jika keragaman radio frekuensi tidak diperlukan seperti pemeriksaan columna vertebralis menggunakan surface coil atau koil permukaan yang tersedia dalam berbagai ukuran dan bentuk geometri.

Ada tiga kategori koil RF yaitu koil pengirim, koil penerima dan koil pengirim penerima. Beberapa jenis koil RF pada pemeriksaan MRI (Zhou, 2006) diantaranya :a. Surface Coil atau Koil Permukaan

Surface coil ditempatkan dekat dengan objek (sumber sinyal). Keuntungan dari koil jenis ini adalah memiliki SNR yang tinggi untuk pencitraan struktur superficial. Circular surface coil adalah salah satu contoh dari koil permukaan.

Gambar 2.10 Circular surface coil (Kuperman, 2000)Menurut Westbrook dan Kaut (1998) pada surface coil yang berbentuk lingkaran jangakauannya hanya di sekeliling area koil. Apabila menggunakan koil RF yang besar area penerimaan sinyal luas dan lebih mudah memposisikan koil ke pasien sehingga pasien lebih nyaman. Akan tetapi aliasing akan meningkat dengan menggunakan FOV yang kecil, SNR dan resolusi spasial rendah. Biasanya digunakan dalam pemeriksaan dada dan perut. Sebaliknya pada penggunaan koil radio frekuensi kecil artefak aliasing akan berkurang, SNR dan spasial resolusi akan meningkat. Kekurangannya bila menggunakan koil ini adalah penerimaan sinyal kecil, posisi koil terhadap pasien kurang nyaman. Digunakan pada pemeriksaan pergelangan tangan, tulang belakang dan lutut.

Gambar 2.11 surface coil (J Blink, 2004)

b. Volume CoilKoil volum dapat berperan sebagai pemancar radiofrekuensi sekaligus dan penerima sinyal sehingga sering disebut transreceiver. Koil ini mengelilingi keseluruhan anatomi dan juga bisa digunakan untuk pemeriksaan kepala, ekstremitas atau body imaging. Koil kepala dan koil body yang merupakan konfigurasi bird-cage digunakan untuk pencitraan yang relatif berarea luas dan menghasilkan SNR yang seragam dari keseluruhan volume imaging. Meskipun koil volume dapat menghasilkan keseragaman eksitasi pada area yang luas tetapi karena ukurannya yang besar koil ini pada umumnya menghasilkan citra dengan SNR yang rendah dibandingkan dengan tipe koil yang lain (Westbrook dan Kaut, 1998).

Quadrature Coil merupakan koil yang memilik dua preamplifier penerima dua sinyal yang mendapatkan phase 90 yang berbeda. Dapat meningkatkan SNR dan mengurangi pulse power sampai setengahnya. Menghasilkan homogenitas yang baik dibanding semua koil (Zhou, 2006)

Gambar 2.12 Birdcage coil (J Blink, 2004)Kualitas sinyal yang dihasilkan oleh koil volume dapat ditingkatkan dengan signifikan menggunakan proses yang disebut quadrature excitation and detection. Ini memungkinkan sinyal dipancarkan dan diterima dengan dua pasang koil. Koil quadrature sering digunakan untuk mengirim RF dan menerima sinyal MR.c. Phased Array CoilDisebut juga multi koil yang dapat mencakup objek lebih besar tanpa menimbulkan noise. Koil phased array terdiri dari beberapa koil permukaan. Koil permukaan mempunyai SNR yang tinggi. Dengan menggabungkan 4 sampai 6 koil permukaan adalah mungkin untuk menciptakan koil dengan daerah sensitif yang besar. Pada koil phased array, masing masing koil tidak saling berhubungan sehingga SNR tidak terganggu. Kondisi tersebut sangat menguntungkan dalam mencakup objek yang lebih panjang pada pemeriksaan tulang belakang dengan kasus multiple metastases, kekurangan dari koil ini adalah harganya yang mahal dan waktu pemeriksaan yang lebih lama (Blink, 2004).

Gambar 2.13 Phased array coil (J Blink, 2004)d. Quadrature CoilQuadrature coil atau sirkuler terpolarisasi dapat memiliki bentuk pelana atau sebagai surface coil. Kesamaan yang mereka miliki adalah bahwa mereka terdiri dari setidaknya dua loop kawat yang ditempatkan pada sudut kanan satu sama lain. Keuntungan dari desain ini adalah bahwa mereka menghasilkan 2 sinyal yang lebih dari single loop coils. Saat ini, sebagian volume coil adalah quadrature coil (Blink, 2004).5. Kualitas Citra MRI

Kualitas pencitraan MRI sangat mempengaruhi kemampuan untuk memberikan gambaran kontras pada jaringan lunak tubuh. Kualitas ini sangat dipengaruhi oleh faktor alat dan faktor struktur atom penyusun tubuh. Dalam memilih parameter diupayakan agar gambar yang dihaslkan optimal dalam scanning yang singkat. Optimisasi pada pemeriksaan MRI sangat perlu diketahui oleh seorang radiografer dengan cara mengetahui faktor apa saja yang mempengaruhi kualitas gambar. Kualitas gambar MRI yang optimal ditentukan oleh tiga karakteristik, yaitu contras to noise ratio (CNR), spatial resolusi, signal to noise ratio (SNR). CNR adalah perbedaan SNR antara organ yang saling berdekatan. CNR yang baik dapat menunjukan perbedaan daerah yang patologis dan sehat (Westbrook dan Kaut, 1998).a. Signal to Noise Ratio (SNR)

SNR adalah perbandingan antara besarnya amplitudo sinyal dengan amplitude noise. SNR dipengaruhi oleh :

1) Densitas Proton daerah yang diperiksa, dimana semakin tinggi densitas proton, semakin tinggi nilai SNR-nya.

2) Tebal Irisan, dimana semakin besar ukuran ketebalan irisan atau potongan akan menghasilkan volume voxel, maka akan semakin tinggi pula nilai SNR.

3) TR, TE, dan Flip Angle. Flip angle yang rendah menghasilkan SNR rendah, TR yang panjang dapat meningkatkan SNR dan TR yang pendek dapat mengurangi SNR, sedangkan TE yang panjang dapat mengurangi SNR dan TE yang pendek dapat meningkatkan SNR.

4) NEX, dimana jika NEX bertambah maka jumlah data yang tersimpan pada K-Space juga bertambah. Hubungan lebih rinci yaitu jika NEX digandakan maka hanya meningkatkan SNR sebesar 1,4.

5) Medan magnet yang lebih kuat akan meningkatkan longitudinal magnetization karena lebih banyak proton yang sejajar dengan sumbu utama dari medan magnet. SNR yang tinggi bisa dimanfaatkan untuk menghasilkan gambar dengan spasial resolusi yang baik .6) Receive Bandwidth, semakin kecil bandwidth maka noise akan semakin berkurang.7) Penggunaan koil yang dipasang sedekat mungkin dengan obyek

Menurut NessAiver, ada beberapa metode pengukuran SNR pada phantom adalah, yaitu :

a) Metode 1 : dengan mengukur sinyal dan background noise pada strip diluar phantom pada satu gambar

b) Metode 2 : dengan dua gambar, yang pertama, mengukur sinyal didalam phantom dan mengukur noise dari sekuens dengan flip angle 0(.

Kedua metode tersebut menghasilkan hasil yang serupa. Jika ada perbedaan besar pada hasil keduanya, mengindikasikan adanya masalah pada hardware.

Gambar 2.14 Metode pengukuran SNR (NessAiver, 1996)Menurut Mc.Robbie, et al (2006) persamaan untuk menghitung nilai SNR organ adalah sebagai berikut : SNR =

Tabel 1. Pengaruh perubahan pencitraan dan sekuen parameter terhadap SNR (Weishaupth, 2006)Perubaan pada ParameterSNR

Meningkatkan slice thicknessmeningkat

Meningkatkan FOVmeningkat

Mengurangi FOV pada phase-encoding directionmenurun

Meningkatkan TRmeningkat

Meningkatkan TEmenurun

Meningkatkan ukuran matrix pada frequency-encoding directionmenurun

Meningkatkan ukuran matrix pada phase-encoding directionmenurun

Meningkatkan NEXmeningkat

Meningkatkan magnetic field strengthmeningkat

Meningkatkan receiver bandwidthmenurun

Employing local coilsmeningkat

Partial Fourier imagingmenurun

Fractional echo imagingmenurun

b. Contrast to Noise Ratio (CNR)

CNR adalah perbedaan SNR antara organ yang saling berdekatan. CNR yang baik dapat menunjukan perbedaan antara daerah patologis dengan daerah yang sehat. Dalam hal ini, CNR dapat ditingkatkan dengan cara :

1) Menggunakan media kontras

2) Menggunakan pembobotan gambar T2

3) Memilih magnetization transfer4) Menghilangkan gambaran jaringan normal dengan spectral pre-saturationMenurut Mc.Robbie, et al (2006) persamaan untuk menghitung nilai CNR organ adalah sebagai berikut :

CNRab =

Dimana :

CNRab: Contrast Noise Ratio antara jaringan a dan jaringan b

Sa: Intensitas jaringan a

Sb: Intensitas jaringan bc. Spatial Resolution

Spatial resolution adalah kemampuan untuk membedakan antara dua titik secara terpisah dan jelas. Semakin kecil ukuran voksel resolusi akan semakin baik Spatial resolution dapat ditingkatkan dengan :

Irisan yang tipis

1) Matriks yang halus atau kecil

2) FOV kecil

3) Menggunakan rectanguler/asymetric FOV bila memungkinkand. Scan TimeScan time adalah waktu untuk menyelesaikan akuisisi data. Scan time adalah penting dalam menjaga kualitas gambar, seperti scan time panjang memberikan pasien lebih banyak kesempatan untuk bergerak selama akuisisi. Setiap gerakan pasien mungkin akan menurunkan gambar. Seperti beberapa iris yang dipilih selama akuisisi volumetrik 2D dan 3D, gerakan selama jenis ini akuisisi mempengaruhi semua irisan. Selama akuisisi berurutan, gerakan pasien hanya mempengaruhi orang-irisan yang diperoleh saat pasien bergerak. Faktor-faktor yang mempengaruhi waktu scan adalah:

(1) TR,

(2) jumlah pengkodean fase.

(3) NEX.

TR adalah waktu setiap pengulangan atau MR percobaan. Menggandakan TR akan menggandakan waktu scan dan sebaliknya. Jumlah fase pengkodean menentukan jumlah baris K space yang diisi untuk menyelesaikan pemindaian. Jika jumlah pengkodean fase dua kali lipat, waktu scan juga dua kali lipat. NEX adalah berapa kali data dikumpulkan dengan yang sama kemiringan fase encoding gradien. Menggandakan NEX ganda scan waktu dan sebaliknya.6. Teknik Scanning MRI Knee Jointa. Indikasi Pemeriksaan (Westbrook, 1999)

1) Gangguan pada internal sendi misalnya meniscal tears, cruciate ligament tears, post perbaikan robek ligament, bursae.

2) Chondromalacia patella

3) Tumor tulang dan kerusakan tulang pada sendi lutut.

4) Joint effusion

b. Persiapan Pasien (Moeller dan Reif, 2003)

1) Mempersilakan pasien untuk buang air kecil ke Toilet sebelum pemeriksaan dimulai.

2) Menjelaskan prosedur pemeriksaan.

3) Memberikan pasien ear plugs.

4) Melepaskan benda-benda logam pada tubuh pasien dan benda-benda yang dapat terpengaruh oleh medan magnet.

5) Mempersilahkan pasien mengisi check list atau kuesioner terkait kontra indikasi pemeriksaan MRI.

c. Posisi (Moeller dan Reif, 2003)

1) Pasien diposisikan supine, feet first.

2) Coil yang digunakan adalah Knee Coil.

3) Memposisikan lutut pasien ke tengah-tengah coil.

4) Untuk mendapatkan gambaran ligament cruciate anterior maka lutut pasien dirotasikan 1015 ke arah eksternal.

5) Pastikan lutut pasien berada ditengah-tengah coil.

d. Sekuen (Moeller dan Reif, 2003)

1) Scout : scanogram diambil pada 3 bidang irisan, yaitu sagital, axial, dan coronal.

2) STIR coronal

3) T2 Fat saturasi Coronal

4) Gradien Echo Sagital

5) Proton Density Fat saturasi Sagital

6) T2 Axial

7) Proton Density Fat Saturasi Axial

8) T1 Coronal

Gambar 2.15 Scanogram MRI Knee Joint irisan coronal(Moeller dan Reif, 2003)

Gambar 2.16 Scanogram MRI Knee Joint irisan sagital(Moeller dan Reif, 2003)

Gambar 2.17 Scanogram MRI Knee Joint irisan axial(Moeller dan Reif, 2003)

e. Informasi diagnostik yang dapat dilihat dari MRI Knee Joint (Woodward, 2001)

1) Ligament pada lutut (soft tissue)2) Mensicus

3) Bony Surfaces (tulang)7. Anatomi Knee Joint (Sendi Lutut) Persendian atau artikulasio adalah suatu hubungan antara dua buah tulang atau lebih yang dihubungkan melalui pembungkus jaringan ikat pada bagian luar dan pada bagian dalam terdapat rongga sendi dengan permukaan tulang yang dilapisi oleh tulang rawan. Fungsi dari sendi secara umum adalah untuk melakukan gerakan pada tubuh

Sendi lutut merupakan bagian dari extremitas inferior yang menghubungkan tungkai atas (paha) dengan tungkai bawah. Fungsi dari sendi lutut ini adalah untuk mengatur pergerakan dari kaki. Dan untuk menggerakkan kaki ini juga diperlukan antara lain :

a. Otot- otot yang membantu menggerakkan sendi

b. Capsul sendi yang berfungsi untuk melindungi bagian tulang yang bersendi supaya jangan lepas bila bergerak

c. Adanya permukaan tulang yang dengan bentuk tertentu yang mengatur luasnya gerakan.

d. Adanya cairan dalam rongga sendi yang berfungsi untuk mengurangi gesekan antara tulang pada permukaan sendi.

e. Ligamentum-ligamentum yang ada di sekitar sendi lutut yang merupakan penghubung kedua buah tulang yang bersendi sehingga tulang menjadi kuat untuk melakukan gerakan-gerakan tubuh. Sendi lutut ini termasuk dalam jenis sendi engsel , yaitu pergerakan dua condylus femoris diatas condylus tibiae. Gerakan yang dapat dilakukan oleh sendi ini yaitu gerakan fleksi , ekstensi dan sedikit rotation (Lumonga, 2004) (a) (b)

Gambar 2.18 (a) MRI Genu Irisan Coronal, (b)Anatomi Genu Irisan Coronal

(Moeller dan Reif, 2007)Keterangan:

1. Vastus lateralis muscle

2. Femur (shaft)

3. Superior lateral genicular artery

4. Vastus medialis muscle

5. Iliotibial tract

6. Superior medial genicular artery

7. Lateral femoral condyle

8. Medial collateral ligament

9. Popliteus muscle (tendon)

10. Intercondylar fossa

11. Transverse ligament of knee

12. Anterior cruciate ligament

13. Lateral meniscus (intermediate portion)

14. Medial femoral condyle

15. Lateral Tibial Condyle16. Medial meniscus (intermediate portion)

17. Anterior ligament of fibular head

18. Medial intercondylar tubercle

19. Peroneus (fibularis) longus muscle

20. Medial tibial condyle

21. Inferior lateral genicular artery

22. Inferior medial genicular artery

23. Extensor digitorum longus muscle

24. Pes anserinus (superficial)

25. Anterior tibial recurrent artery and vein

26. Tibia (shaft)

27. Tibialis anterior muscle

(a) (b)

Gambar 2.19 (a) MRI Genu Irisan sagital, (b) Anatomi Genu Irisan sagital(Moeller dan Reif, 2007)

Keterangan:

1. Femur (shaft)

2. Vastus medialis muscle

3. Quadriceps muscle

4. Semimembranous muscle

5. Suprapatelar bursa

6. Popliteal artery

7. Patellar anastomosis

8. Poplietal vein

9. Patella

10. Joint capsule

11. Subcutaneous prapatellar bursa

12. Femur (intercondylar part)

13. Anterior cruciate ligament

14. Oblique popliteal ligament

15. Infapatellar fad pad16. tibial nerve

17. inferior lateral genicular artery and vein

18. Posterior cruciate ligament

19. Subcutaneous infrapatellar bursa

20. Medial intercondylar tubercle

21. Transverse ligament of knee

22. Plantaris muscle

23. Patellar ligament

24. Gastrocnemius muscle (lateral head)

25. Head of Tibia

26. Popliteus muscle

27. Deep infrapatellar bursa

28. Soleus muscle

B. Kerangka Teori

Flex coil

Citra MRI Knee Joint

Citra MRI Knee Joint

Perbandingan

SNR

180

180

180

90

o = Bo x

Teknik pemeriksaan MRI Knee Joint

Extremity coil

Perbandingan Informasi Anatomi

HASIL

Sekuens

TR

TE

FOV

Slice Thickness

Interslice

Matrix

Flip Angle

Bandwith

Pasien

6

_1232719298.bin