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  1. Il campionamento di una immagine RM è un campionamento spaziale, e i campioni d’immagine sono determinati moltiplicando la funzione f(x,y) per una particolare funzione di campionamento dove Δx e Δy rappresentano il passo di campionamento spaziale.

    Immagine1.png

    Di conseguenza il segnale campionato ha il valore di una codifica di fase corrispondente al valore di una linea del K spazio ( il Ky di riferimento) e si ripete per tutte le linee di codifica. Durante il campionamento del segnale vengono acquisiti una serie di campioni che corrispondono al numero di colonne della matrice di acquisizione o numero di codifiche di frequenza, con un timing che è legato alla banda di acquisizione o BANDWIDTH (BW). La bandwidth quindi è il range di frequenze all’interno del quale sono contenute il numero di frequenza spaziali relative al campionamento del segnale di echo nella direzione di codifica di frequenza, ma può essere intesa anche come velocità di campionamento perché è l’inverso del DWELL TIME che rappresenta il tempo che intercorre tra due campionamenti consecutivi. Principalmente per bandwidth si intende l’intervallo di frequenze espresse in KHz compreso tra la più alta e la più bassa frequenza del segnale, ma in riferimento alla banda di ricezione (received bandwidth), è quell’intervallo di frequenze accettato dalla bobina di ricezione per campionare il segnale. Nel K spazio lo spazio e il tempo tra un campionamento e il successivo è il Delta K. Se consideriamo il campionamento di una intera linea di K spazio la BW sarà uguale a 2Kmax
    BW= -Kmax +Kmax= 2Kmax

    2.pngImmagine1 (17).png

    Secondo il teorema del campionamento di Nyquist la larghezza di banda BW o frequenza di campionamento deve essere almeno il doppio della massima frequenza (fm) contenuta nel segnale. Quindi:

    Immagine1.png

    dove le dimx sono le dimensioni dell’oggetto lungo la X. Essendo la BW legata al FOV, la sua variazione puo essere ottenuta variando l’intensità del gradiente Gx che a sua volta determina la grandezza ottenibile del FOV stesso (utilizzando l’intensità massima del gradiente si ottiene la riduzione minima del FOV). Ne deriva che:

    Immagine2.png

    Nel caso in cui le dimensioni dell’oggetto lungo l’asse y ( Asse della codifica di fase) sono maggiori del FOVy utilizzato, il segnale campionato sarà affetto dall’artefatto da aliasing perché il campionamento si riferisce ad una linea di codifica di fase del K spazio ed il FOV definisce le frequenze massime positive e negative da campionare. Tutto quello che sta al di fuori del FOV, data la ciclicità della fase, si ripete ogni 360°.
    In questo esempio, portando lo 0 al centro possiamo sostenere, solo per semplicità di trattazione, che la fase delle magnetizzazioni parte da -179° a +180° e al di fuori del FOV il gradiente continua comunque ad indurre nelle magnetizzazioni dei defasamenti che si ripetono ciclicamente e che vengono rilevati in termini di segnale dal ricevitore. In riferimento alle frequenze dunque le parti dell’organo al di fuori del FOV acquistano un valore che è già presente nel calcolatore sia come fase che come frequenza e viene calcolato e riposizionato sovrapposto alle magnetizzazioni che si trovano alla stessa frequenza dalla trasformata di Fourier come valore già esistente.

    Immagine1.png

    Vediamo dunque che dimensioni della matrice, FOV e bandwidth sono strettamente correlati e concorrono alla risoluzione dell’immagine RM.
    I valori del campionamento vanno a costituire i raw data, dati grezzi che subiranno una ulteriore elaborazione per portare all’immagine finale tramite l’antitrasformata di Fourier. Ciascun punto campionato conterrà le informazioni provenienti da tutto il parenchima. I raw data andranno a riempire una riga della matrice relativamente alla parte reale ed immaginaria del K spazio a ciascun punto corrisponderanno le relative frequenze in funzione del solo gradiente di codifica. Le informazioni in frequenza contenute in ogni riga del K spazio saranno relative all’attivazione di uno specifico gradiente di codifica di fase, acquisendo un nuovo segnale con un gradiente di codifica di fase diverso si riempirà un’altra linea e così via, fino al totale riempimento della matrice impostata dall’operatore.

    In sostanza quindi i pixel sono solo numeri che rappresentano l’intensità del segnale RM proveniente da un piccolo volume di tessuto corporeo, utili al computer per l’elaborazione dell’immagine finale. Più alto è il segnale RM, maggiore è il valore del numero. Il computer utilizza questi numeri per controllare la luminosità dei pixel che appariranno sulla schermata di visualizzazione. L’immagine visualizzata su uno schermo è frutto di una conversione digitale-analogica che trasforma i numeri in tonalità di grigio utili ad essere visualizzate dall’occhio umano. I sistemi di visualizzazione hanno solitamente una profondità di 12 o 16 bit (Rispettivamente 4096 o 32 768 livelli di grigio), ma l’occhio umano ha la capacità di distinguere solo circa 200 livelli di grigio. E’ più logico quindi comprimere questo intervallo di valori nell’immagine in un numero minore di livelli di grigio. Questo viene realizzato tramite la Look-Up-Table (LUT) o tabella di ricerca, che collega i valori dei pixel alla luminosità dello schermo.
    Il valore massimo del pixel ricostruito nell’immagine si trova ed è settato nell’header dell’immagine, cioè quella parte del file immagine che contiene tutte le info sull’acquisizione e i dati relativi al paziente. Quindi: la massima luminosità ha il valore più alto, il nero ha valore zero, e la scala di grigi da utilizzare è quella intermedia tra questi valori. La scala dei grigi è modificabile e corrisponde all’impostazione della larghezza e del livello della finestra di visualizzazione. La larghezza della finestra è la gamma dei valori di pixel che sono visualizzati nell'intervallo di luminosità dello schermo, mentre il livello è il valore centrale della larghezza della finestra. Ridurre la larghezza della finestra aumenta il contrasto dell’immagine visualizzata, spostare il livello più in alto o più in basso rende l'immagine intera più scura o più luminosa, ma non incide sull’intensità del segnale reale che dipende da altri innumerevoli fattori.

     

     

     

     

  2. spessore vs NI.png

    Piccolo vademecum per aspiranti utilizzatori di apparecchiature GE.

    Nell'immagine soprastante potete vedere cosa succede all'atto di una programmazione di un esame qualsiasi con protocollo volumetrico ed esposimetri attivati.

    Per la prova è stato utilizzato un fantoccio, di modo che la macchina calcolasse realmente i valori di attenuazione e dimensione da scout ed attribuire i giusti mA al variare dello spessore al fine di ottenere il NI desiderato.

    Il punto è proprio quello : il Noise Index desiderato. Quelle che vedete in figura sono tutte videate relative alla stessa programmazione che differiscono l'una dall'altra per lo spessore crescente delle slice richieste, ed il Noise Index (indicato con le frecce) varia in modo inversamente proporzionale al crescere dello spessore richiesto: questo succede perché ricostruendo dati grezzi in immagini via via più spesse la rumorosità delle immagini decresce proporzionalmente. La dose però tra i vari pacchetti a spessore differente NON CAMBIA (il CTDI previsto per ognuno dei pacchetti sopra impostati era circa 10 mGy). Ma tutto questo lo potete apprezzare solo in fase di programmazione: qui stiamo vedendo l'impostazione del primo pacchetto di ricostruzione (chiamatela ricostruzione primaria o pacchetto nativo o come volete) ed i dati grezzi ancora non sono stati acquisiti, anzi in questo momento voi state andando a determinare la quantità di fotoni che raggiungeranno i vostri singoli detettori che avranno dimensione X determinata dal tipo, modello ed anno della vostra macchina o dai canali DAS in uscita..

    In poche parole con lo stesso pacchetto volumetrico di dati grezzi voi potete avere un tot di immagini da 2,5 mm di NI 3,67, oppure immagini da 3,75 e NI 3, oppure da 5 mm e NI da 2,6, od infine da 7,5 mm e NI 2,12. Facendo adesso partire la scansione potrete poi successivamente in RetroRicostruzione ottenere tutti gli altri pacchetti rispettando quei valori di spessore e NI appena scritti. Per avere la prova di questo basta vedere caso per caso la previsione dei mA da erogare, in ogni caso rispecchia lo stesso andamento dipendente dalla dimensione e densità del fantoccio, come in questo caso:

    mA table.png 

    Dopo aver acquisito il set di dati grezzi, ed aver visualizzato le immagini come avete chiesto alla macchina, saranno possibili unicamente delle Retro-Ricostruzioni da quegli stessi dati, ma il livello di rumorosità delle immagini (al netto di iterative, kernel, FOV, ecc.) sarà sempre inversamente proporzionale allo spessore richiesto, cioè se richiedete ricostruzioni più sottili il rumore aumenterà e viceversa.

    Sotto vedete la rilevazione della SD sulle ricostruzioni a spessore differente della stessa serie dello stesso paziente :

    spessore vs NI.png

  3. blog-0220931001432132938.jpg

    Sperando di fare cosa gradita, ho fatto un piccolo vademecum per quanto riguarda l’argomento  ECM, senza voler aspirare a completezza.

    COSA SONO I CREDITI ECM

    Gli ECM (Educazione Continua in Medicina) sono indicatori della quantità di formazione e apprendimento effettuata dai professionisti sanitari in occasione di attività che rilasciano crediti ECM.

    Possono essere "raccolti" dal professionista sanitario sotto forma di punti tramite la frequentazione di attività formative accreditate. Solitamente, dopo aver affettuato un test per l'apprendimento viene rilasciato l'attestato di certificazione dei punti ECM acquisiti.

    Gli ECM sono obbligatori dal 2002, anno in cui ha preso l'avvio il programma nazionale  ECM - inizialmente sperimentale sul quinquiennio, dopodichè diventato triennio.

    ACCREDITAMENTO CORSI ECM

    Il numero di ECM di un corso vengono assegnati  in base a tanti parametri tra cui il numero di ore ed il numero dei partecipanti, attinenza dell’argomento alla professione e qualità del programma e degli argomenti toccati nel corso. 

    I crediti vengono rilasciati da enti riconosciuti dalla Commissione Nazionale per la Formazione Continua o le Regioni / Province Autonome in maniera diretta o attraverso i cosidetti Provider.

    QUANTI ECM ACCUMULARE

    Per gli ultimi anni, cioè nei trienni 2011-2013 e 2014-2016, è la determina della CNFC del 17 Luglio 2013 che definisce quanti ECM accumulare.

    Bisogna quindi accumulare 150 ECM NEL TRIENNIO 2014-2015-2016 - 50 per anno, al netto di esoneri ed esenzioni e/o riduzioni (le vedremo in seguito).

    Al professionista è permesso di  discostarsi del 50% dall’obbligo ECM annuale, ovvero può frequentare aggiornamenti da un minimo di 25 ad un massimo di 75 ECM all’anno. Gli ECM mancanti o in eccesso possono essere gestiti nell'anno successivo e/o precedente. Facendo un esempio, se nel 2014 ho accumulato solo 40 ECM, e nel 2015 70 , posso usare 15 del  2015 per "spostarli" al 2014, e mi rimangono ancora 5 da usare per il 2016, percui nel 2016 dovrò totalizzare solo 45 per arrivare a concludere il triennio con 150 ECM.

    Quanto descritto nell'ultimo paragrafo è stato rivisto da una delibera della comissione permanente  di luglio 2016, che introduce una maggiore flessibilità e permette di accumulare anche tutti i 150 punti ECM entro dicembre 2016, per mettersi in regola.

    http://ape.agenas.it/ecm/normativa.aspx

    Per il triennio 2017-2019: la nuova delibera

    http://ape.agenas.it/documenti/normativa/Delibera_crediti_triennio_2017-2019.pdf

     

    Oltre ai corsi residenziali (RES), gli ECM possono essere accumulati anche con corsi FAD (Formazione A Distanza) oppure con la Formazione Sul Campo (FSC) e con la nuova normativa è possibile farsi certificare le ore da tutor clinico e ore svolte da docente come attività ECM, con un limite massimo di 25 ECM all’anno.

    ESONERI ED ESENZIONI

    Molto utile avere sotto mano il documento originale:

    http://www.tsrmfoggia.org/Upload/DETERMINA_CNFC%2017%2007%202013.pdf

    Riassumendo, sono esonerati dall’obbligo ECM:

    a. i professionisti sanitari che frequentano, in Italia o all’estero, corsi di formazione post- base propri della categoria di appartenenza e durante l’esercizio dell’attività professionale (corso di specializzazione, dottorato di ricerca, master, corso di perfezionamento scientifico e laurea magistrale).

    b. i professionisti sanitari domiciliati o che esercitano la propria attività professionale presso le zone colpite da catastrofi naturali in virtù dell’Accordo Stato -Regioni del 19 Aprile 2012

    c. i professionisti sanitari che frequentano corsi di formazione manageriale, ai sensi dell’articolo 16-quinquies del D.lgs. n. 502/92

    ATTENZIONE: l'esonero c'è solo fino alla fine dell'anno in cui si consegue il titolo. Ad esempio se vi laureate per la laurea magistrale il 16 novembre 2015, avrete l'esonero solo per un altro mese e mezzo (solo per il 2015) e non per un anno intero, di conseguenza da inizio 2016 (se non avrete nuovi motivi di esenzione), avete l'obbligo di accumulare gli ECM.

    Un corso di laurea in ingegneria aereospaziale non dà esonero in quanto non attinenti la nostra categoria.

    Le esenzioni, nella misura di 4 crediti per ogni mese, riguardano i professionisti che sospendono l’attività professionale per più di 15 giorni al mese a seguito di:

    a. congedo maternità e paternità

    b. congedo parentale

    e congedo per malattia del figlio

    c. adozione e affidamento preadottivo

    d. adozione internazionale, aspettativa non retribuita per la durata di espletamento delle pratiche

    e. congedo retribuito per assistenza ai figli portatori di handicap

    f. aspettativa senza assegni per gravi motivi familiari così come disciplinato dai CCNL delle categorie di appartenenza

    g. permesso retribuito per i professionisti affetti da gravi patologie così come disciplinato dai CCNL delle categorie di appartenenza

    h. assenza per malattia così come disciplinato dai CCNL delle categorie di appartenenza

    i. richiamo alle armi o servizio volontariato alla C.R.I.

    j. aspettativa per incarico direttore sanitario aziendale e direttore generale

    k. aspettativa per cariche pubbliche elettive

    l. aspettativa per la cooperazione con i paesi in via di sviluppo e distacchi per motivi sindacali così come disciplinato dai CCNL delle categorie di appartenenza

     

    Sono ovviamente esonerati gli studenti dei corsi di laurea fino al termine dell’anno in cui si consegue la laurea e nel PRIMO ANNO di iscrizione all’ALBO professionale.

     

    Chi nel primo anno è esonerato, deve accumulare 100 ECM negli altri due con le stesse modalità.

    Chi nel primo e secondo anno è esonerato, deve accumulare i 50 ECM nel terzo anno.

    I “BONUS” ovvero le RIDUZIONI SUL NUMERO DI ECM

    Oltre all’esenzione come spiegata nel paragrafo precedente, ci sono degli “sconti” sul numero di ECM da accumulare:

    - riduzione di 15 crediti nel triennio 2014-2016 se il professionista ha acquisito da 30 a 50 crediti nel triennio 2011-2013;

    - riduzione di 30 crediti nel triennio 2014-2016 se il professionista ha acquisito da 51 a 100 crediti nel triennio 2011-2013;

    - riduzione di 45 crediti nel triennio 2014-2016 se il professionista ha acquisito da 101 a 150 crediti nel triennio 2011-2013.

    SANZIONI (capitolo dolente)

    Se dapprima vi era solo l’obbligo di accumulare ECM senza che vi fosse alcuna forma di sanzione, durante il governo Monti si stabilì che “La violazione dell'obbligo di formazione continua determina un illecito disciplinare e come tale è sanzionato sulla base di quanto stabilito dall'ordinamento professionale che dovrà integrare tale previsione”.

    Quindi sarebbero gli ordini professionali delle professioni sanitarie che dovranno decidere tipo e entità delle sanzioni.

    Alcuni sostengono, che il mancato accumulo degli ECM essendo una violazione dell’obbligo professionale potrebbe avere conseguenze sulla progressione degli “scatti di anzianità” (nel pubblico). Altri parlano di possibilità di rivalsa in caso di mancato accumulo ECM in una eventuale causa per danneggiamento, dove un giudice potrebbe valutare la nostra violazione dell'obbligo di formazione continua come un illecito disciplinare che magari potrebbe mandarci nel torto, o ancora, mi viene in mente se qualche assicurazione professionale potrebbe bloccare i risarcimenti nel caso riscontri tale mancanza. Altra problematica ipotetica potrebbe riguardare strutture sanitarie private che vogliono convenzionarsi con il SSN (o che devono ri-chiedere la convenzione) – la mancata certificazione sugli obblighi ECM da parte del personale ivi operante potrebbe far perdere “il turno”…

    Molte le domande, e non mancano le ipotesi più fantasiose – ci auguriamo che gli esperti del settore possano fornirci in futuro risposte più concrete.

    https://www.ecmcampus.it/#2

    COME SAPERE QUANTI ECM SI HANNO

    Il mio consiglio personale è di tenersi un elenco aggiornato dei corsi frequentati con relativi crediti ECM insieme alla conservazione degli attestati cartacei.

    Oltre a questo, sul sito del Co.Ge.A.P.S. è possibile fare il login alla propria pagina personale: http://application.cogeaps.it/cogeaps/login.ot,

    dove è possibile registrarsi per controllare lo status personale riguardo ai crediti ECM. La registrazione è veloce; è necessario saper il numero della propria iscrizione all'albo professionale, che va richiesto al proprio collegio provinciale.

    Troverete le tabelle dei corsi effettuati con relativo conteggio ECM.

    Controllatelo, in quanto può essere anche una garanzia che l’organizzatore abbia effettivamente fatto il proprio dovere di comunicazione degli ECM, inoltre vi permette di controlllare i dati inseriti: risultano molto spesso errori, incongruenze e mancanze. Attenzione però che il sito è molto lento nell'aggiornamento degli ultimi corsi. Quindi, se non trovate qualche corso recente, potrebbe volerci qualche mese per vederlo effettivamente conteggiato.

    CONSIDERAZIONI PERSONALI

    Molto lentamente il sistema ECM sta entrando in regime, e dovrebbe essere diventato bagaglio culturale di ognuniìo di noi, visto che sono passati ormai 15 anni. Purtroppo, vista la mancanza di controlli sistematici e l'inesistenza di sanzioni, verrebbe da pensare di fregarsene dell'aggiornamento e della crescita professionale. Ma attenzione, nel mio piccolo, mi sento di consigliare, per valore professionale, morale o almeno con la scusa di stare in regola, di frequentare i corsi di aggiornamento, regolandosi in base alle offerte, possibilità ed interessi personali, ad accumulare gli ECM, sanzioni o meno, per il rispetto del proprio lavoro ed il rispetto del paziente.

    LINK UTILI

    In gran parte la normativa pertinente è consultabile direttamenet dal sito di Co.Ge.A.P.S.:

    http://wp.cogeaps.it/

    http://ape.agenas.it/ecm/ecm.aspx

     

    “Se pensi che l’istruzione costa – prova con l’ignoranza.” Derek Bok (rettore Università di Harvard)

    "L'arma competitiva del ventunesimo secolo sarà la formazione accompagnata dalle competenze della nostra forza lavoro." Lester Thurow (economista americano).

    "L'istruzione e la formazione sono le armi più potenti che si possono utilizzare per cambiare il mondo." Nelson Mandela (Premio Nobel per la pace).

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    Tesi fmri, per spunti e comprensione, pianificazione chirurgica gliomi basso grado.

    Spero sia utile a chi vuole affrontare questo argomento durante la propria tesi, o per conoscenza personale.

  4. Ed eccola qua...per chi fosse interessato....o semplicemente incuriosiito dall'argomento!!

    Tesi_CBCT.pdf

    Tesi di laurea scritta due annetti fa, ma credo pur sempre attuale dato il recente e continuo sviluppo della CBCT e della sua applicazione in ambito angiografico e radioterapico.

    1. Fisica delle radiazioni

    1.1 Introduzione

    1.2 Radiazioni elettromagnetiche

    1.3 Radiazioni corpuscolari

    1.4 Radiazioni indirettamente ionizzanti

    1.4.1 Effetto fotoelettrico

    1.4.2 Effetto Compton

    1.4.3 Produzione di coppie

    1.5 Radiazioni direttamente ionizzanti

    1.5.1 Interazioni particelle cariche pesanti

    1.5.2 Interazioni degli elettroni

    1.5.3 Interazioni dei neutroni

    2. Radiobiologia ed effetti biologici delle radiazioni ionizzanti

    2.1 Definizione

    2.2 Effetti biologici delle radiazioni ionizzanti

    2.2.1 Effetti deterministici

    2.2.2 Effetti stocastici

    2.3 Fattori che influenzano gli effetti da radiazioni ionizzanti

    2.3.1 Fattori fisici

    2.3.2 Fattori biologici

    2.3.4 Fattori chimici

    2.4 Fasi dell’interazione delle radiazioni ionizzanti con i sistemi biologici

    2.5 Modelli matematici degli effetti radiobiologici

    3. La brachiterapia HDR

    3.1 Introduzione

    3.2 Le fasi di un trattamento brachiterapico

    3.2.1 Prescrizione iniziale

    3.2.2 Impostazione

    3.2.3 Consenso informato

    3.2.4 Esecuzione

    3.2.5 Prescrizione finale

    3.2.6 Monitoaggio e “Follow Up”

    3.2.7 Documentazione

    3.3 Applicazioni: la brachiterapia delle vie biliari

    3.3.1 Il trattamento

    3.3.2 Sistemi di prescrizione della dose

    3.3.3 Effetti collaterali

    3.4 Applicazioni: la brachiterapia ginecologica

    3.4.1 Il trattamento

    3.4.2 Sistemi di prescrizione della dose

    3.4.3 Effetti collaterali

    4. Materiali

    4.1 La sala operatoria ibrida: il sistema Cone Beam CT

    4.1.2 L’angiografo Artis Zeego

    4.2 Il sistema RTPS: Oncentra MasterPlan

    4.3 L’unità HDR: MicroSelectron

    4.3.1 Caratteristiche della sorgente

    4.3.2 Sala di trattamento

    4.3.3 Applicatori per la brachiterapia delle vie biliari

    4.3.4 Applicatori per la brachiterapia ginecologica

    5. Metodi: controlli di qualità

    5.1 Il processo

    5.2 Controlli di qualità Cone Beam CT

    5.2.1 Spessore di strato

    5.2.2 Risoluzione a basso contrasto

    5.2.3 Risoluzione ad alto contrasto

    5.2.4 Uniformità

    5.2.5 Rumore

    5.2.6 Controllo ricostruzione delle sorgenti

    5.2.7 Controllo della DAP

    5.3 Controlli di qualità sul PACS

    5.3.1 Valutazione visiva delle impostazioni del monitor

    5.3.2 Distorsioni geometriche

    5.3.3 Riflessione del dispositivo

    5.3.4 Uniformità della luminanza

    5.3.5 Dipendenza angolare luminanza

    5.3.6 Risoluzione spaziale

    5.3.7 Rumore

    5.3.8 Velo riflesso

    5.4 Controlli di qualità sul sistema RTPS

    5.4.1 Contornamento manuale

    5.4.2 Registrazione intramodale TC-RM

    5.4.3 Istogrammi dose-volume: diverse normalizzazioni

    5.4.4 Determinazione dei volumi

    5.5 Controlli qualità sull’unità brachiterapica

    5.5.1 Accuratezza della posizione intrinseca della sorgente

    5.5.2 Riproducibilità del posizionamento della sorgente

    6. Risultati e discussione

    6.1 Trattamenti eseguiti sui pazienti

    6.1.1 Brachiterapia HDR delle vie biliari

    6.1.2 Brachiterapia HDR ginecologica

    6.2 Controlli di qualità tecnico-fisici

    6.2.1Controlle di qualità della Cone Beam CT

    6.2.2 Controlli di qualità del PACS

    6.2.3 controlli di qualità del sistema RTPS

    6.2.4 Controlli di qualità dell’unità di trattamento

    Buona lettura!

  5. blog-0363571001460779851.png

    Sentendomi ispirato oggi volevo scrivere due righe sui dannati inconvenienti (tecnicamente parlando) che quotidianamente noi tecnici radioterapisti incontriamo nel trattamento delle varie patologie del Capo-collo.

    Come tutti sapranno per realizzare una terapia efficace in questo distretto anatomico è necessaria la realizzazione di una maschera che permetta un opportuno immobilizzamento del paziente. Non mi soffermerei troppo sui piccoli problemi dovuti al presidio di immobilizzazione in se, come la scelta del cuscino corretto, la mal sopportazione della maschera da parte del paziente, la difficoltà di relizzazione della maschera in presenza di stomie o masse di grosse dimensioni... queste sono banalità! (ovviamente si fa per dire).

    I VERI nemici per noi tecnici sono ben altri. Infatti una volta realizzata la maschera ed eseguita la TC nella seduta di pianificazione, magari si può pensare che il peggio sia passato...assolutamente NO.

    Anche nel paziente modello, nel paziente più collaborante che ci sia esistono due grosse problematiche che il tecnico, con l'intera equipe, deve affrontare, ovvero:

    - IL DIMAGRIMENTO

    - L'INCLINAZIONE DEL COLLO

    IL DIMAGRIMENTO

    I Pazienti sottoposti a Rt (specialmente coloro che effettuano il trattamento in concomitanza alla chemioterapia) sono soggetti a perdite di peso rapide a causa della perdita dell'appetito e dalla difficoltà di alimentarsi dovuta agli inevitabili effetti collaterali (secchezza delle fauci, perdita del gusto, ecc...). Questo dimagrimento importante comporta un cambiamento anatomico tale da creare grossi inconvenienti nel posizionamento e nell'immobilizzazione. Spesso quindi la maschera risulterà non più appropriata tanto da non garantire un set-up efficiente. Ovviamente un cambiamento importante dell'anatomia comporta anche uno stravolgimento della distribuzione della dose rispetto al piano di trattamento pianificato.

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    Di soluzioni ce ne sono ben poche...

    Se mancano poche terapie alla fine del trattamento si può valutare, sempre insieme a medico e fisico, l'opzione di "aggrapparsi" all' IGRT quotidiano (specialmente in caso di TARGET molto piccoli) ma nella stragrande maggioranza dei casi è necessaria una ripianificazione, ovvero rifare tutto da capo nella speranza che il peso del paziente si stabilizzi e che la realizzazione del piano sia il più veloce possibile in modo da interrompere il meno possibile il ciclo terapeutico

    La scarsezza di altri rimedi ci fa riflettere sempre su quanto è importante informare e monitorare costantemente il paziente. Non sottovalutare questo aspetto può fare la differenza: è fondamentale infatti fare capire al paziente di sforzarsi a mangiare anche quando è seriamente difficile (magari consigliando cibi freschi, gelati, frullati, ecc...) e di tenere un controllo preciso del proprio peso corporeo.

    -L'INCLINAZIONE DEL COLLO

    Anche in un paziente molto collaborante che fortunatamente non ha avuto un dimagrimento eccessivo, talvolta,la maschera di immobilizzazione (che tra tutti i sistemi di tutti i distretti anatomici è nettamente il presidio più immobilizzante) risulta non essere così efficace come si possa immaginare.

    Infatti la differente curvatura della colonna cervicale dei pazienti può far come si suol dire "saltare il banco"!

    Solitamente il capo del paziente viene adagiato su uno dei vari cuscini che si hanno a disposizione, cuscini con un appoggio differente appunto per ovviare alle differenze anatomiche dei pazienti o per favorite un iper/ipo estensione del capo per ragioni tecniche.

    Sarebbe troppo bello riuscire sempre a realizzare un set-up ottimale. La realtà purtroppo è assai diversa, il cuscini non sempre accolgono perfettamente il paziente.

    blogentry-6451-0-50307100-1460565970_thumb.png

    Il peggiore dei casi si verifica quando il set up del paziente sembra apparentemente soddisfacente, la Tc viene eseguita e le problematiche sorgono solamente dopo l'analisi dell'imaging pre-trattamento. Ci sono giorni che posizionamento e centratura sono perfetti, altri invece dove non lo sono affatto. Ci si può scervellare ma è sufficiente che il paziente appoggi il capo nel cuscino qualche millimetro più craniale o caudale che il fissaggio della maschera viene effettuato tranquillamente ma le immagini evidenziano un inclinazione errata del collo ed inevitabili differenze sulla posizione dell'isocentro desiderato e delle varie strutture anatomiche.

    Stesso discorso vale per un' eventuale leggera rotazione della testa in senso latero-laterale!

    In questo caso anche la ripianificazione potrebbe non essere la soluzione ideale. Se infatti il paziente ha una conformazione anatomica che comporta una difficile ripetitività nel set up, il rifacimento della maschera potrebbe non bastare.

    Spesso ci si vede costretti a passare all'IGRT quotidiano. In caso di imaging KV il contributo di dose non è così significativo ma in caso di CBCT (Cone Beam CT) quotidiana le cose cambiano. In un paziente che necessita di 35 sedute è facile immaginare che l'impatto della dose ricevuta solo per l'imaging di controllo non può essere sottovalutato.

    In particolare in un paziente che presenta le problematiche sopra descritte, dove magari per ottenere una centratura accettabile si siano dovute eseguire 2 o addirittura 3 CBCT. Per evitare ciò è consigliabile eseguire prima della CBCT un KV sagittale per verificare la corretta posizione della colonna e valutare l'appoggio del capo e del collo sul cuscino.

    Rischio vs Beneficio... valutazioni e scelte vengono sempre fatte tenendo conto di ciò!

    Un valido rimedio per queste problematiche di posizionamento potrebbero essere i cuscini personalizzati. Nel nostro centro abbiamo fatto un tentativo utilizzando un sistema di cuscini in grado di ottenere un calco del capo-collo del paziente ma il risultato non è stato così soddisfacente. Purtroppo tali cuscini hanno un costo molto elevato e nel tempo si degradano perdendo la rigidità iniziale. Durante le prime terapie si era però notato un ottima ripetibilità del set-up!

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  6. Salve a tutti colleghi,

    mi scuso per la mia lunga assenza, ma dopo aver ricevuto il contratto ho preso in mano la mia vita e ho preso la macchina e mi sono trasferito con la mia compagna :). Poi mia madre è stata operata per sarcoma osseo e ora comincia la radio :(. Quindi non me ne vogliate, ma mi era proprio passato di mente di tenere aggiornato il blog.

    Iniziamo con la nota positiva per me neo assunto: il salario è 1970 € lordi, che netti sono circa 1550€. Non male davvero, anche se ogni tanto scappa un turno in più a settimana e non viene contato.

    Prima di essere messo in turnazione è passato un altro mese, durante il quale ho frequentato ogni giorno mattina e pomeriggio. Una volta nella turnazione mi sono stabilito in RM e TC, 80% e 20%. Ad oggi in RM i miei più grandi dubbi sono circa gli esami angiografici con mdc (encefalo a parte), idem in TC. In quest'ultimo caso posso dire che c'è solo una seduta a settimana di angio TC e se ne occupano i colleghi più esperti e spiegano, ma finché non le farò io non sarò mai sicuro.

    Posso dire di essere soddisfatto di quello che ho fatto, le "cazziate" sono diminuite e la sicurezza nel lavoro è aumentata. Ho visto ed imparato a svolgere autonomamente esami meno frequenti come le RM mammarie e le TC/RM lombosacrali sotto carico con Axial loader, non saranno esami difficili da fare, ma sono delle piccole conquiste!

    Di tanto in tanto faccio qualche turno in radiologia tradizionale ed in medicina nucleare (scintigrafia e PET-TC), dove dovrei andare fisso nel caso in cui il centro avrà la convenzione anche per questa branca della diagnostica.

    Bhe per ora è quello che mi viene in mente, se ho tempo scriverò ancora!

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  7. UNIVERSITA’ DEGLI STUDI DI BRESCIA

    Corso di Laurea in Tecniche di Radiologia Medica

    per Immagini e Radioterapia

    blogentry-2568-0-85012200-1449487089_thu

    UTILIZZO DELLE SEQUENZE T1 MOLLI NELLA CARATTERIZZAZIONE TISSUTALE DEL MIOCARDIO: CONFRONTO TRA PAZIENTI SANI E PATOLOGICI

    Relatore:

    Chiar.mo Prof. R. M.

    Correlatore:

    Dott. E. G.

    Laureando:

    FRANCESCO ZANGARI

    zangari[chiocciolina]fastwebnet.it

    Anno Accademico 2013/2014

    INDICE

    INTRODUZIONE.. 1

    CAPITOLO PRIMO

    LE SEQUENZE DI CMR, LA PREPARAZIONE DEL PAZIENTE, I PIANI DI STUDIO

    1.1 SEQUENZE DI CMR.. 3

    1.2 PREPARAZIONE DEL PAZIENTE.. 8

    1.3 COMPENSAZIONE DEL MOVIMENTO CARDIACO: GATING ECG... 10

    1.4 COMPENSAZIONE DEL MOVIMENTO RESPIRATORIO... 14

    1.5 PIANI DI STUDIO... 16

    CAPITOLO SECONDO

    LE SEQUENZE MOLLI, PRINCIPI TECNICI, PROTOCOLLI, APPLICAZIONI CLINICHE

    2.1 EVOLUZIONE DELLA CMR: IL T1 MAPPING... 22

    2.2 IL MAPPING PARAMETRICO T1: LA SEQUENZA MOLLI 26

    2.3 PRINCIPI TECNICI DELLA SEQUENZA... 27

    2.4 EVOLUZIONE DEL PROTOCOLLO... 31

    2.5 APPLICAZIONI CLINICHE: VANTAGGI E SVANTAGGI 39

    2.6 IL COEFFICIENTE DI PARTIZIONE (λ) E IL VOLUME EXTRACELLULARE MIOCARDICO (ECV) 43

    CAPITOLO TERZO

    CONTRIBUTO SPERIMENTALE

    3.1 OBIETTIVO DELLO STUDIO... 45

    3.2 POPOLAZIONE IN ESAME.. 46

    3.3 ACQUISIZIONE DELLE IMMAGINI 48

    3.4 ANALISI DELLE IMMAGINI 54

    3.5 ANALISI STATISTICA... 57

    3.6 RISULTATI 59

    3.6.1 Confronto dei valori T1, λ, ECV... 60

    3.6.2 Confronto tra le medie del T1 del setto interventricolare nelle mappe MOLLI pre-contrasto: sani vs. patologici 62

    3.6.3 Confronto tra le medie del T1 del setto interventricolare nelle mappe MOLLI pre-contrasto: sani vs. CMD vs. HCM vs. miocarditi 64

    3.6.4 Confronto tra le medie del λ del setto interventricolare nelle mappe MOLLI: negativi vs. patologici 66

    3.6.5 Confronto tra le medie del λ del setto interventricolare nelle mappe MOLLI: sani vs. CMD vs. HCM vs. miocarditi 68

    3.6.6 Confronto tra le medie del ECV del setto interventricolare nelle mappe MOLLI: sani vs. patologici 70

    3.6.7 Confronto tra le medie del ECV del setto interventricolare nelle mappe MOLLI: sani vs. CMD vs. HCM vs. miocarditi 72

    3.6.8 Confronto tra le medie del T1 del setto interventricolare nelle mappe MOLLI post-contrasto: sani vs. patologici 74

    3.6.9 Confronto tra le medie del T1 del setto interventricolare nelle mappe MOLLI post-contrasto: sani vs. CMD vs. HCM vs. miocarditi 76

    3.6.10 Confronto tra le medie del λ del ventricolo sinistro nelle mappe MOLLI: sani vs. patologici 78

    3.6.11 Confronto tra le medie del λ del ventricolo sinistro nelle mappe MOLLI: sani vs. CMD vs. HCM vs. miocarditi 80

    3.6.12 Confronto tra le medie del ECV del ventricolo sinistro nelle mappe MOLLI: sani vs. patologici 82

    3.6.13 Confronto tra le medie del ECV del ventricolo sinistro nelle mappe MOLLI: sani vs. CMD vs. HCM vs. miocarditi 84

    3.6.14 Confronto tra i valori di T1 del setto interventricolare e i valori di T1 della parete laterale del ventricolo sinistro nelle mappe MOLLI 87

    3.7 DISCUSSIONE.. 90

    3.8 CONCLUSIONI 95

    BIBLIOGRAFIA... 97

    INTRODUZIONE

    Rispetto ad altre tecniche d’imaging del miocardio, la risonanza magnetica cardiaca sta avendo un rapido sviluppo per la sua capacità di caratterizzazione tissutale del miocardio tramite l’acquisizione d’immagini ad alta risoluzione, in qualsiasi piano dello spazio e senza l’impiego di radiazioni ionizzanti.

    Attualmente il gold standard per la valutazione della fibrosi miocardica è rappresentato dalle sequenze acquisite dopo mdc con la tecnica del Late Enhancement che tuttavia permette solo l’identificazione di aree di fibrosi focale.

    In molte patologie del miocardio, infatti, le modificazioni tissutali si manifestano attraverso alterazioni fibrotiche diffuse e scarsamente identificabili con la tecnica del Late Enhancement.

    Il tempo di rilassamento longitudinale T1 del miocardio può risultare alterato in varie patologie cardiache per l’aumento del contenuto di acqua o altri cambiamenti del locale ambiente molecolare, come la deposizione di collagene nella fibrosi (Kellman P. e Hansen M. S., 2014).

    Sebbene non esistano ancora sufficienti dati in letteratura, le variazioni nel miocardio del T1 nativo e del T1 dopo somministrazione di Gadolinio potrebbero essere considerati importanti biomarcatori nella valutazione della fibrosi diffusa.

    Molti metodi sono stati proposti per la quantificazione del T1 del miocardio pre- e post-mdc nella valutazione delle cardiomiopatie, anche utilizzando parametri derivati come il volume extracellulare (ECV) e il coefficiente di ripartizione (Lambda).

    La tecnica del T1-mapping ha la potenzialità per rilevare e quantificare la fibrosi diffusa precocemente (Kellman P. e Hansen M. S., 2014).

    I protocolli attualmente usati per la mappatura T1 nel cuore sono basati sull’inversione della magnetizzazione (IR) o il recupero della saturazione (SR).

    Il metodo MOLLI appartiene al primo gruppo.

    CAPITOLO PRIMO

    LE SEQUENZE DI CMR, LA PREPARAZIONE DEL PAZIENTE, I PIANI DI STUDIO

    1.1 SEQUENZE DI CMR

    La rapidità di acquisizione è il presupposto fondamentale delle sequenze RM utilizzate negli studi cardiaci; queste possono essere classificate in:

    · Sequenze basate sull’eco di spin: TSE (Turbo Spin Echo), HASTE (Halfe-Fourier Single Shot Turbo Spin Echo).

    · Sequenze basate sull’eco di gradiente: FLASH (Fast Low Angle Shot), TrueFISP (True Fast Imaging with Steady State Precession).

    Per ridurre il più possibile il tempo di acquisizione, le sequenze RM cardiache usano due strategie di riempimento dello spazio K, cioè la tecnica a riempimento segmentato e quella a “shot singolo”.

    Per ottenere l’immagine di uno strato con il riempimento segmentato, vengono riempite, in un intervallo R-R, più righe dello spazio K, riducendo notevolmente il tempo di acquisizione.

    Lo spazio K potrebbe invece essere riempito completamente, tramite acquisizioni segmentate successive molto veloci, in un intervallo R-R singolo; questo modo operativo è detto a “shot singolo”.

    La TSE è di per sé una sequenza che si basa su un riempimento segmentato dello spazio K, indipendentemente dal fatto che sia applicata o meno in ambito cardiologico.

    Le sequenze TSE trovano soprattutto applicazione nell’imaging morfologico, infatti forniscono immagini di buona qualità e appropriate pesature T1 o T2 nonostante i tempi di acquisizione alquanto lunghi.

    Le sequenze Turbo Spin Echo a “shot singolo” (come la HASTE) utilizzano un fattore turbo molto elevato (solitamente 128 echi), con un intervallo temporale ESP molto breve (qualche ms), e un unico impulso RF-90° di eccitazione dello strato.

    Queste permettono tempi di acquisizione molto brevi, dell’ordine di 1 s per strato, grazie al principio dell’acquisizione a NEX parziale (0,5 NEX) secondo il quale le codifiche di fase riempiono solo metà dello spazio K, mentre i dati rimanenti, necessari al suo completo riempimento e alla ricostruzione dell’immagine, sono calcolati tramite processi matematici di compensazione, sfruttando la simmetria verticale dello spazio K.

    Sono sequenze molto più rapide delle TSE e sono acquisite in un intervallo R-R singolo; presentano però un SNR inferiore, a causa della tecnica 0,5 NEX che riduce il numero dei dati acquisiti che contribuiscono alla formazione dell’immagine.

    Le sequenze basate sull’eco di gradiente (GRE) sono molto più veloci di quelle basate sull’eco di spin e, allo stato attuale dell’arte, sono quelle più utilizzate nell’imaging RM cardiaco.

    Queste sequenze operano con TR molto brevi poiché usano impulsi RF con angoli α < 90° e sopprimono l’impulso RF-180° (tipico delle TSE) di correzione della perdita di fase della magnetizzazione, dovuta alla disomogeneità del campo magnetico.

    Grazie all’utilizzo di RF-α e fase della magnetizzazione costanti, e ai TR molto brevi, il decadimento T2* non fa in tempo a manifestarsi completamente e, dopo diverse ripetizioni, si stabilisce uno stato di stabilità (Steady State), con presenza di una magnetizzazione trasversale residua (Mss) che si aggiunge alla magnetizzazione trasversale generata da ogni impulso RF-α.

    Vi sono due tipologie di sequenze GRE; quelle che rimuovono la magnetizzazione trasversale residua e quelle che la preservano; alla prima categoria appartengono quelle che sopprimono la magnetizzazione trasversale residua, ricorrendo a ogni ripetizione a un gradiente addizionale (Gradient Spoiling), con impulsi di ampiezza variabile.

    Così operando viene utilizzata, per produrre l’immagine, solo la magnetizzazione trasversale risultante da ogni eccitazione dello strato, mentre viene rimosso l’effetto della magnetizzazione trasversale residua.

    Alla seconda categoria appartiene la sequenza TrueFISP, una delle più utilizzate nel dominio della RM cardiaca, di cui in figura 1.1 è rappresentato il diagramma temporale degli impulsi RF e di gradiente.

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    Fig. 1.1

    05]
    Diagramma temporale degli impulsi RF e di gradiente di una sequenza TrueFISP.

    Con la sequenza TrueFISP la magnetizzazione trasversale all’inizio di un intervallo TR, dopo l’impulso RF-α di eccitazione dello strato, e alla fine del TR, appena prima dell’impulso RF-α successivo, è praticamente identica.

    Il treno degli impulsi di eccitazione dello strato della TrueFISP inizia con un impulso di preparazione RF-α/2, seguito, dopo un tempo TR/2, da una successione di impulsi RF di segno alternato ± α, separati da un intervallo temporale TR.

    Nelle TrueFISP i parametri TR e TE sono particolarmente brevi e ciò consente acquisizioni molto rapide. Il tempo di acquisizione della sequenza TrueFISP (analogamente alla FLASH) può essere ulteriormente ridotto con la tecnica “NEX parziale”, come nel caso della HASTE, e con la tecnica “eco parziale” che riduce il TE (e conseguentemente il TR).

    Poiché il segnale viene solo parzialmente campionato (es. 60%) dal gradiente di codifica di frequenza, i dati necessari alla ricostruzione dell’immagine, relativi alla parte di segnale non campionata, sono calcolati per estrapolazione sfruttando la simmetria destra/sinistra dello spazio K; la TrueFISP è molto utilizzata in ambito clinico cardiologico, sia nell’imaging morfologico sia in quello funzionale.

    1.2 PREPARAZIONE DEL PAZIENTE

    Nelle indagini di risonanza magnetica cardiaca, il fattore che maggiormente influenza la qualità dell’immagine è sicuramente il movimento cardiaco al quale si sovrappone quello respiratorio.

    Negli esami cardiaci RM è perciò necessario che l’acquisizione dei dati avvenga in tempi molto brevi e in fasi del ciclo cardiaco in cui il movimento dell’organo è minore, al fine di ottenere un’adeguata risoluzione temporale e spaziale e un elevato rapporto segnale/rumore.

    Queste esigenze si riflettono in modo decisivo sulle caratteristiche dell’apparecchiatura RM che deve avere un campo magnetico non inferiore a 1,5 T–3 T, gradienti di ampiezza elevata con un tempo di accensione molto breve, bobine di superficie dedicate e sequenze di acquisizione molto rapide.

    Prima di iniziare l’esame RM è necessario informare il paziente su come sarà svolto, fornendo dati circa la durata dell’esame, la necessità di apnea respiratoria e l’eventuale utilizzo del mezzo di contrasto paramagnetico.

    È utile inoltre, riferire al paziente che durante lo svolgimento dell’esame sentirà dei rumori legati al funzionamento del magnete.

    Tutti questi accorgimenti garantiscono una sua migliore collaborazione durante l’esecuzione dell’esame, indispensabile per gli studi di RM.

    1.3 COMPENSAZIONE DEL MOVIMENTO CARDIACO: GATING ECG

    Un metodo per compensare gli effetti del movimento cardiaco è quello di fare interagire il sistema RM con l’ECG del paziente (gating cardiaco), sincronizzando la sequenza di acquisizione con il ciclo cardiaco.

    Ottenere un tracciato ECG della migliore qualità possibile è presupposto fondamentale per un esame RM qualitativamente accettabile e quindi diagnostico.

    Vi sono due tecniche di sincronizzazione: il gating prospettico, il gating retroprospettivo.

    Con il gating prospettico, l’onda R dell’ECG è il riferimento temporale (trigger) dell’impulso di radiofrequenza della sequenza RM, che inizia e finisce nell’intervallo tra un’onda R e quella successiva (intervallo R-R).

    In figura 1.2 è riportato, in modo semplificato, il gating prospettico di un’acquisizione Turbo Spin Echo (TSE) a strato singolo, con fattore turbo (TF) uguale a 6.

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    Fig.1.2

    Gating prospettico di un’acquisizione Turbo Spin Echo a strato singolo,
    con fattore turbo uguale a 6.

    Tra l’onda R e l’impulso RF-90° che dà inizio alla sequenza, intercorre un tempo di attesa variabile (ritardo di trigger TD) dell’ordine di pochi millisecondi, per garantire che l’acquisizione dei dati avvenga quando il cuore è in diastole, quindi relativamente fermo.

    La sincronizzazione ECG fa si che, a ogni ripetizione, la sequenza abbia inizio nello stesso istante dell’intervallo R-R, in altre parole nella stessa fase del ciclo cardiaco.

    Il gating prospettico è utilizzato sia nell’imaging RM statico sia nell’imaging RM cine con il quale, per un dato strato, viene prodotta una serie d’immagini riprese a differenti fasi del ciclo cardiaco.

    Le immagini ottenute sono visualizzate in rapida successione e permettono di osservare il movimento del cuore.

    Il gating retrospettivo, rappresentato in figura 1.3, è utilizzato prevalentemente nelle tecniche RM cine e prevede l’acquisizione dei dati in modo continuo e indipendente dalle fasi del ciclo cardiaco, senza che vi sia alcun periodo degli intervalli R-R in cui lo spazio K non sia riempito.

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    Fig. 1.3

    Rappresentazione schematica di un gating retrospettivo nel caso di un’acquisizione cine Gradient Echo, con riempimento segmentato dello spazio K.

    La sincronizzazione dei dati acquisiti con il ciclo cardiaco viene eseguita dal sistema al termine dell’acquisizione dei dati, basandosi sulle onde R registrate e determinando retrospettivamente quale riga dello spazio K corrisponda a ogni specifica fase del ciclo cardiaco.

    Per ottenere la sincronizzazione ECG è indispensabile un corretto posizionamento degli elettrodi, tale da garantire un’adeguata ampiezza dell’onda R.

    Prima di porre gli elettrodi RM compatibili e dotati di gel, è opportuno pulire la superficie cutanea con dell’alcool o del gel specifico; se necessario, bisognerà radere con un rasoio la zona dove saranno sistemati gli elettrodi.

    Il sensore ECG nell’unità PERU (Physiologic ECG and Respiratory Unit) garantisce il trasferimento del segnale ECG. Tipicamente, la PERU è allineata verso l’estremità piedi del tavolo porta paziente, questa deve essere inserita nel relativo supporto con una distanza dal paziente di almeno 2 cm.

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    Fig. 1.4

    Disposizione degli elettrodi e dell’unità PERU per la sincronizzazione ECG.

    1.4 COMPENSAZIONE DEL MOVIMENTO RESPIRATORIO

    Il movimento respiratorio può a sua volta dare origine ad artefatti; il più comune è il cosiddetto “ghosting” che riproduce il movimento periodico del diaframma principalmente lungo la direzione dell’asse del gradiente di codifica di fase, a causa della relativa lentezza di questo processo nei confronti della codifica di frequenza.

    Il modo più semplice per eliminare gli artefatti da movimento respiratorio, quando la durata della sequenza lo consente, è di ricorrere all’apnea; è necessario che in ciascun’apnea si realizzi la stessa espansione toracica, per tale motivo si utilizza un’apnea espiratoria.

    La corretta sincronizzazione ECG e il mantenimento dell’apnea da parte del paziente durante tutta la durata di acquisizione dei dati sono garanzia di qualità delle immagini ottenute.

    Un modo alternativo per ridurre gli effetti causati dal movimento respiratorio è di ricorrere a specifiche tecniche di gating che rivelano il movimento del diaframma in ampiezza e direzione, impedendo l’acquisizione dei dati quando la posizione del diaframma esce da limiti prestabiliti.

    Una delle più recenti tecniche di gating respiratorio è quella che ricorre al cosiddetto sistema “Navigator-echo”, illustrato in figura 1.5

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    Fig. 1.5

    Gating respiratorio: principio della tecnica “Navigator-echo”.

    La tecnica “Navigator-echo” permette l’acquisizione dei dati solo quando il diaframma si trova all’interno di una finestra di accettazione prestabilita (es. ± 3 mm), rifiutando i dati se il diaframma è all’esterno di questa finestra.

    1.5 PIANI DI STUDIO

    La corretta valutazione morfo-funzionale cardiaca richiede che le immagini siano acquisite secondo i piani anatomici del cuore, obliqui rispetto ai principali assi corporei.

    Per ottenere gli assi di studio del cuore occorre dapprima eseguire una scansione di centramento (scout) secondo i tre piani dello spazio: assiale, coronale e sagittale.

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    Fig. 1.6

    Le scout di centratura prevedono l'acquisizione di 3 immagini TRUFI, rispettivamente in coronale, sagittale e assiale.

    In seguito viene acquisita una sequenza morfologica (black o bright blood) sul piano assiale, dagli apici alle basi polmonari; utilizzando quest’ultima s’iniziano ad acquisire tutte le sequenze Cine.

    La prima sequenza ha un orientamento parallelo al setto interventricolare secondo un asse perpendicolare e centrato al piano della valvola mitralica, passante per l’apice ventricolare.

    In tal modo otterremo l’asse lungo “2 camere” che permette la valutazione di atrio e ventricolo sinistro.

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    Fig. 1.7

    Asse lungo 2 camere (o asse lungo verticale). È ottenuto posizionando su unimmagine assiale di riferimento, in cui sono visualizzate le camere ventricolari, una serie di piani paralleli allasse ideale che congiunge lapice del ventricolo sinistro con il centro del piano valvolare mitralico.

    Impostando una sequenza perpendicolare al setto interventricolare sull’acquisizione assiale e parallela al piano della valvola mitrale nella sequenza “2 camere”, si ottiene uno pseudo- asse corto cardiaco (sequenza morfologica, non cine), per la visualizzazione della sezione dei due ventricoli e l’origine dell’aorta del ventricolo sinistro.

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    Fig. 1.8

    Asse corto 2 camere (o asse corto bi-ventricolare). È ottenuto posizionando, su due immagini di riferimento, una serie di piani perpendicolari rispetto al setto interventricolare e allasse ideale che congiunge lapice ventricolare con il centro del piano valvolare mitralico.

    La successiva sequenza Cine si colloca sullo pseudo asse corto in modo che intercetti l’angolo inferiore del ventricolo destro e il terzo medio della parete laterale del ventricolo sinistro, senza intersecare l’origine dell’aorta.

    Sul piano “2 camere” questa sequenza risulta parallela all’asse lungo, intercettando la valvola mitrale al terzo medio e l’apice cardiaco.

    Si ottiene in questo modo l’asse lungo “4 camere”, per la visualizzazione contemporanea degli atri e dei ventricoli.

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    Fig. 1.9

    Asse lungo 4 camere (o asse lungo orizzontale). È ottenuto posizionando una serie di piani perpendicolari al setto interventricolare e paralleli allasse ideale che congiunge lapice ventricolare con il centro del piano valvolare mitralico.

    L’asse lungo “3 camere”, o efflusso ventricolare sinistro, consente di valutare i tratti di efflusso e afflusso del ventricolo.

    La sequenza si pone sullo pseudo asse corto cardiaco, in corrispondenza dell’origine dell’aorta, parallela al suo decorso; inoltre nella sequenza “2 camere” si dovrà intercettare lapice cardiaco.

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    Fig. 1.10

    Asse lungo 3 camere. È ottenuto posizionando una serie di piani paralleli al cono di efflusso del ventricolo sinistro, orientati in unimmagine di riferimento coronale, parallelamente allasse ideale che congiunge lapice ventricolare con il bulbo aortico.

    Utilizzando gli assi lunghi 4 e 2 camere s’imposta la sequenza per lo studio dell’asse corto cardiaco, di fondamentale importanza per la valutazione funzionale quantitativa e qualitativa del cuore.

    La sequenza si orienta in entrambi i piani parallelamente alle valvole atrio-ventricolari in modo da comprendere, con un numero variabile di acquisizioni, entrambi i ventricoli, dalla base all’apice.

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    Fig. 1.11

    Asse corto. È ottenuto posizionando una serie di piani parallelamente alle valvole atrio-ventricolari sull’asse lungo 2 camere e sulla quattro camere.

    CAPITOLO SECONDO

    LE SEQUENZE MOLLI, PRINCIPI TECNICI, PROTOCOLLI, APPLICAZIONI CLINICHE

    2.1 EVOLUZIONE DELLA CMR: IL T1 MAPPING

    Da molti anni, l’identificazione di aree di impregnazione tardiva del mezzo di contrasto nel miocardio (Late Gadolinium Enhancement, LGE) è considerato il gold-standard per il riscontro e la quantificazione di alterazioni strutturali (principalmente fibrosi focale) del miocardio (Kellman P H. M., 2014).

    La metodica si basa sul fatto che esiste una differente distribuzione del contrasto tra normale miocardio e aree fibrotiche: la fibrosi è caratterizzata da un maggiore accumulo di gadolinio, pertanto ha un T1 minore di quello del tessuto sano adiacente che presenta un segnale di maggiore intensità (Figura 2.1).

    Convenzionalmente per questo tipo di valutazione sono utilizzate delle sequenze Inversion Recovery (IR) Gradient-echo acquisite 10-15 minuti dopo la somministrazione del contrasto.

    Le cicatrici ischemiche sono rappresentate da aree di LE a livello subendocardico o transmurale, mentre le aree di fibrosi non ischemica tendono ad essere irregolari intramurali o subepicardiche (Dulce MC, 1993).

    Il fattore più limitante della ricerca di aree di LE nelle cardiomiopatie non ischemiche è legato al fatto che spesso il processo di fibrosi non è localizzato, ma diffuso; questo fa sì che non vi siano regioni sane di tessuto miocardico che possono essere utilizzate come riferimento per un confronto del segnale.

    Questo problema ha portato allo sviluppo di sequenze potenzialmente in grado di quantificare la fibrosi miocardica diffusa non basandosi sull’intensità del segnale del contrasto.

    La RM sfrutta le proprietà magnetiche dei protoni dei nuclei dell’idrogeno posti all’interno di un campo magnetico. Il tempo di rilassamento longitudinale (T1) e il tempo di rilassamento trasversale (T2) sono le due componenti fondamentali.

    T1 e T2 sono determinati dalle caratteristiche molecolari del tessuto, in particolare dalla quota di acqua che esso contiene, infatti, l’alterazione del contenuto di acqua o altri cambiamenti dell’ambiente molecolare locale del tessuto miocardico che si registrano in varie patologie determinano un’alterazione della costante di rilassamento longitudinale T1, parametro misurabile con RM e definito come il tempo necessario al recupero del 63% della magnetizzazione longitudinale (Dal Pozzo, 2001).

    La composizione del tessuto miocardico quindi può essere analizzata non invasivamente attraverso la misurazione del T1 del tessuto stesso, cioè attraverso il T1 mapping.

    Il T1 mapping permette attraverso mappe parametriche di quantificare i valori del rilassamento T1 per ciascun voxel nel tessuto miocardico prima e dopo somministrazione di mdc (Hwang SH, 2013).

    Benché non esistano ancora sufficienti evidenze di letteratura si ritiene che le alterazioni identificabili sia nella acquisizione T1 nativa sia in quella dopo somministrazione di mezzi di contrasto a base di gadolinio (Gd) possano rappresentare importanti biomarcatori.

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    Figura 2.1

    Confronto tra la diversa distribuzione del mdc nel tessuto miocardico sano e fibrotico

    2.2 IL MAPPING PARAMETRICO T1: LA SEQUENZA MOLLI

    I metodi per misurare il T1 del miocardio sono stati inizialmente basati sull'analisi della regione d’interesse (ROI) piuttosto che su mappe parametriche di pixel.

    La prima apparizione in CardioRM del T1-mapping basato su pixel si ha con l'introduzione della strategia d’imaging MOLLI.

    La sequenza MOLLI (MOdified Look-Locker Inversion Recovery) permette la mappatura quantitativa T1 del miocardio.

    2.3 PRINCIPI TECNICI DELLA SEQUENZA

    La procedura MOLLI utilizza sequenze TrueFISP a shot singolo, sincronizzate con l’ECG e precedute da un unico impulso di Inversion Recovery (IR), che producono una serie d’immagini di un dato strato del miocardio, nella stessa fase del ciclo cardiaco e a diversi tempi d’inversione (TI).

    Da queste viene ricavata la mappatura T1 dei voxel che compongono lo strato in esame.

    Dopo l’impulso d’inversione, la curva di rilassamento longitudinale è ripetutamente campionata, in corrispondenza di diversi intervalli R-R, fino al completo recupero della magnetizzazione.

    Solitamente si combinano due o tre impulsi d’inversione, con tempi d’inversione (TI) leggermente diversi, ciascuno che precede un certo numero di sequenze TrueFISP uguali.

    Così facendo si ottiene una serie di punti campionati sufficiente a un’accurata quantificazione del T1 in una sola apnea.

    In figura 2.2 è rappresentata la tecnica MOLLI originale che consiste in due gruppi di 3 e un gruppo di 5 sequenze TrueFISP a shot singolo, acquisite nella stessa fase dell’intervallo R-R.

    Ogni gruppo di sequenze prevede una preparazione della magnetizzazione tramite un impulso RF-180° di Inversion Recovery non selettivo dello strato, per evitare inconvenienti dovuti al movimento cardiaco.

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    Fig. 2.2

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    Rappresentazione schematica della tecnica MOLLI per la caratterizzazione del tempo di rilassamento T1 del tessuto miocardico.

    Il tempo d’inversione TI di ogni IR, definito come il tempo intercorrente tra il termine dell’impulso RF-180° e il riempimento della riga centrale dello spazio K, varia leggermente da un gruppo all’altro.

    Tra i gruppi di sequenze è previsto un certo numero d’intervalli R-R di pausa, per consentire il completo recupero della magnetizzazione longitudinale.

    Per quantificare il T1 del tessuto miocardico, per ogni voxel dello strato in esame, la tecnica MOLLI si basa su un modello matematico a tre parametri espresso da:

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    Dove S sono i segnali misurati in corrispondenza di ogni pixel xy di un gruppo di N immagini TrueFISP, ottenute con diversi tempi d’inversione .

    N, A e B sono grandezze che dipendono dalla magnetizzazione di equilibrio Mo mentre T1* è il tempo di rilassamento longitudinale apparente, dovuto al fatto che la sequenza TrueFISP raggiunge rapidamente, a ogni TR, uno stato di stabilità della magnetizzazione inferiore alla magnetizzazione di equilibrio Mo, dando luogo a un tempo di rilassamento longitudinale T1* minore del T1 reale che si vuole quantificare.

    I segnali misurati, introdotti nel modello matematico di cui sopra, permettono di determinare i parametri A, B e T1* che sono utilizzati per stimare il tempo di rilassamento longitudinale reale secondo la relazione:

    T1 = T1* (B/A – 1)

    Dove il termine (B/A – 1) è il cosiddetto fattore di correzione “Look-Locker”.

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    Fig. 2.3

    Il tempo apparente d’inversion recovery (T1*) è influenzato dalla lettura SSFP. Il recupero effettivo dell'inversione è adattato utilizzando un modello a 3-parametri e il T1 è stimato utilizzando la cosiddetta correzione Look-Locker.

    2.4 EVOLUZIONE DEL PROTOCOLLO

    Le MOLLI possono essere valutate in termini di accuratezza e precisione.

    L’accuratezza si riferisce a errori sistematici, mentre la precisione si riferisce alla componente casuale dovuta al rumore.

    Altre fonti di variazione che influenzano la riproducibilità sono le "asimmetrie" che derivano da aspetti quali le dipendenze dai parametri di protocollo, artefatti o effetti come il volume parziale.

    I fattori che influenzano la precisione della misurazione utilizzando IR sono suddivisi in ampie categorie: parametri di protocollo, struttura della sequenza, impostazioni dello scanner, adattamento del modello, caratteristiche del tessuto e del paziente.

    I parametri del protocollo possono essere generalmente variati in una certa misura, ma è necessario comprendere come eventuali modifiche potrebbero influenzare i valori T1.

    Molti degli errori nello schema MOLLI, che utilizza Inversion Recovery con SSFP, sono il risultato dell'approssimazione della cosiddetta correzione Look-Locker che tenta di correggere la sottostima del T1 reale.

    L'apparente accorciamento T1* è dipendente dal T2, come conseguenza del processo SSFP, quindi la risultante mappa presenterà una leggera ponderazione T2.

    Nel caso di tessuti edematosi con elevato T1 e T2, il T1* apparente sarà aumentato di una piccola quantità.

    L'influenza della frequenza cardiaca sulla precisione del T1 è stata riconosciuta come fattore determinante per una buona qualità di rilevazione, in particolare MOLLI ha dimostrato una grande sensibilità alla frequenza cardiaca per valori di T1 lunghi.

    I due principali fattori che influenzano la sensibilità alla frequenza cardiaca sono il tempo tra le inversioni e l'influenza della lettura SSFP durante ogni IR.

    Il più grande fattore che contribuiva alla sensibilità della frequenza cardiaca nella tecnica MOLLI originale era il tempo tra le inversioni.

    Questo può essere ridotto utilizzando una singola inversione o aumentando il tempo tra inversioni.

    Il tempo tra le inversioni può essere aumentato semplicemente cambiando l'ordine delle inversioni utilizzate nella strategia di campionamento.

    Il protocollo originale 3(3)3(3)5 acquisiva 11 immagini in 17 battiti cardiaci con 3 inversioni (figura 2.4).

    La spaziatura tra le inversioni era di 6 battiti cardiaci, ciò significava che a frequenze cardiache più elevate la magnetizzazione non era pienamente recuperata nel momento in cui iniziavano le inversioni successive.

    La strategia 5(3)3, che acquisisce 8 immagini in 11 battiti cardiaci con 2 inversioni, ha migliorato in modo significativo la sensibilità alla frequenza cardiaca aumentando la spaziatura tra le inversioni da 6 a 8 battiti. Questo protocollo si è evoluto ulteriormente portando a un tempo di recupero della magnetizzazione espresso in secondi: 5(3s)3.

    In seguito, per garantire un recupero più completo a frequenze cardiache elevate (> 60 bpm), si è espresso in secondi anche il tempo di acquisizione: 5s(3s)3s (figura 2.4).

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    Fig. 2.4

    L’influenza del battito cardiaco nella stima del T1 miocardico nel protocollo originale e nella sua evoluzione, con T2=45ms: il protocollo originale (a sinistra) presentava una rilevante sensibilità al battito cardiaco; questa è stata ridotta aumentando il tempo tra le inversioni con il protocollo 5s(3s)3s (a destra).

    Rimane comunque ancora una piccola percentuale di sensibilità alla frequenza cardiaca a causa dell'influenza della lettura SSFP. Questa può essere ridotta diminuendo il flip angle a scapito del SNR.

    Al variare del FA infatti, anche il SNR ne sarà influenzato, con una crescente sottostima del T1 miocardico per l'aumentare del FA, utilizzando MOLLI (figura 2.5).

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    Fig. 2.5

    La sensibilità della stima del T1 miocardico in Molli 5s(3s)3s al variare del flip angle per diversi valori T1. Si nota una crescente sottostima del T1 all’aumentare del flip angle.

    Per migliorare la precisione ai bassi valori di T1, associati all'utilizzo di mezzo di contrasto (Gadolinio), è possibile inoltre selezionare un protocollo con una migliore strategia di campionamento, come il 4s(1s)3s(1s)2s (figura 2.6).

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    Fig. 2.6

    L’influenza del battito cardiaco nella stima del T1 miocardico nel protocollo 4s(1s)3s(1s)2s: Per bassi valori di T1 associati all’utilizzo di Gadolinio, è possibile aumentare l’accuratezza della misura utilizzando questo schema di campionamento, diminuendo la dipendenza dal battito cardiaco.

    La risoluzione spaziale è particolarmente importante nel T1 mapping. I metodi T1-mapping presuppongono che il voxel sia composto di una singola tipologia di tessuto, nel nostro caso miocardio o sangue, e non da entrambi poiché in generale non è fatto per adattarsi a molteplici strutture.

    Pertanto è indispensabile avere una risoluzione adeguata per evitare effetti da volume parziale.

    Il confine tra miocardio e la cavità del sangue può essere significativamente sfuocato a causa di una fetta relativamente spessa.

    Un’ulteriore perdita di risoluzione può verificarsi a causa del movimento cardiaco durante il periodo d’imaging, in particolare a frequenze cardiache elevate, per i soggetti con variabilità RR oppure a causa di residui movimenti respiratori non corretti.

    Particolare attenzione quindi va posta per evitare problemi di volume parziale e individuare preventivamente i soggetti con pareti sottili o frequenze cardiache elevate.

    Una soluzione sarebbe misurare i valori T1 nella regione media della parete miocardica; la precisione dipende dal SNR delle immagini di base, dal numero e dalla posizione dei campionamenti lungo la curva di recupero.

    La deviazione standard (SD) della stima T1 aumenta con il T1 per un determinato schema di campionamento, la SD in mappe T1 native varia attraverso il cuore a causa della variazione di SNR risultante dalla sensibilità della bobina di superficie.

    I valori di precisione sono presentati come SD per pixel e rappresentano un importante parametro per definire le prestazioni della mappatura in pixel.

    Le variazioni patologiche del miocardio possono presentarsi in regioni focali o sotto forma di malattie globalmente diffuse e associata a T1 anormale.

    Data l'adeguata precisione, la forza della mappatura in pixel del T1 è la capacità di rilevare piccole anomalie e discriminare strutture spaziali, il rilassamento T1 dipende anche dall’intensità del campo con un aumento rilevante del T1 da 1,5 T a 3 T; l’intensità di campo superiore (3 T vs 1.5 T) ha alcuni vantaggi e svantaggi per la quantificazione del T1 miocardico.

    L’intensità di campo più elevata fornisce un maggiore SNR, a fronte di un’aumentata disomogeneità di campi sia B0 sia B1.

    Per protocolli MOLLI su 3 T è consigliato un FA di 20 °, mentre a 1.5 T è comunemente utilizzato un FA di 35 °.

    2.5 APPLICAZIONI CLINICHE: VANTAGGI E SVANTAGGI

    Con l’acquisizione d’immagini pre-contrasto viene misurato il T1 intrinseco del tessuto miocardico, il limite di questa metodica è l’incapacità di distinguere il segnale dell’interstizio da quello dei miociti, che si traduce nella scarsa sensibilità.

    La possibilità di individuare un processo patologico in fase precoce, quando la differenza tra il T1 del miocardio sano e malato è minima, è ridotta. L’accuratezza è inoltre ulteriormente ridotta per valori di T1 più lunghi.

    Con l’avvento del MOLLI imaging l’utilizzo clinico del T1 mapping senza contrasto è marcatamente aumentato, questo grazie all’aumentata riproducibilità, a una risoluzione spaziale aumentata e a una riduzione degli artefatti da movimento; ciononostante l’utilità clinica di questa tecnica rimane limitata (Kellman P, 2013).

    Il mapping post contrasto è reso complesso dalla necessità di tenere in conto nell’analisi delle immagini delle numerose varianti fisiologiche associate alla somministrazione del contrasto.

    Queste includono la percentuale di grasso corporeo, la funzione renale, le caratteristiche del mdc e il ritardo con cui vengono effettuate le misurazioni dopo la somministrazione dello stesso.

    La dispersione del mdc può essere influenzata da una maggiore percentuale di grasso corporeo in alcuni individui, il che porta all’infusione di una dose maggiore di gadolinio (Gai N, 2011).

    Il coefficiente di partizione ed il ECV sono parametri normalizzati, pertanto in grado di ridurre l’effetto delle variabili confondenti e più precisi nel determinare un cambiamento della struttura del tessuto miocardico (Jerosch-Herold M, 2008).

    Il vantaggio della normalizzazione consiste nel minimizzare gli errori sistematici relativi alla tecnica, nel consentire un migliore confronto delle scansioni a tempi differenti, e nel rendere confrontabili risultati ottenuti in laboratori diversi e con apparecchiature differenti.

    Questo ha un importante significato clinico poiché permette di monitorare i singoli pazienti, di valutare gli effetti delle terapie e di confrontare i patterns delle diverse patologie.

    In particolare, il ECV è più affidabile del coefficiente di partizione perché normalizzato all’ematocrito.

    E’ importante sottolineare come i valori del ECV siano molto vari, con ampie sovrapposizioni tra quelli misurati nel tessuto miocardico sano e malato.

    Questo rende problematico l’utilizzo con fine diagnostico di questa tecnica, mentre la rende più adatta ad una valutazione nel tempo di uno stesso paziente o nell’analisi di stati terminali delle patologie (Kawel N, 2012).

    Sebbene l’acquisizione d’immagini di T1 mapping pre e post contrasto possa essere effettuata velocemente utilizzando gli attuali protocolli rapidi, la successiva elaborazione offline delle immagini rimane un processo laborioso.

    Per questo motivo in molti protocolli la valutazione del T1 è limitata a singole regioni di interesse a livello medio cavitario assumendo che queste siano rappresentative di tutto il tessuto miocardico.

    Le analisi di segmenti del miocardio però possono essere problematiche a causa degli artefatti dovuti al movimento del ventricolo che più spesso si riscontrano nelle regioni infero-postero-laterali (Jellis CL, 2011), queste regioni potrebbero quindi essere ritenute come non valutabili ed escluse dall’analisi.

    Sono diversi gli studi che hanno evidenziato l’utilità del T1 mapping e il suo potenziale nell’individuare diverse cardiomiopatie, in particolare sia le misurazioni di T1 che del ECV sembrano assumere un importante significato prognostico.

    Ad esempio è stata riscontrata una correlazione tra alterazioni dei valori di T1 e parametri strutturali e funzionali ecocardiografici in quei processi patologici che si sanno essere correlati ad un aumento della fibrosi miocardica (Jellis CL K. D., 2014).

    2.6 IL COEFFICIENTE DI PARTIZIONE (λ) E IL VOLUME EXTRACELLULARE MIOCARDICO (ECV)

    Non è ancora stata trovata una metodologia definitiva da utilizzare nel T1 mapping, i protocolli attuali utilizzano un imaging sia pre- sia post- contrasto.

    Tipicamente sono acquisite una serie di immagini degli assi corti pre- e approssimativamente 12 minuti dopo la somministrazione del mezzo di contrasto con un numero variabile tra 6 e 12 tempi di inversione consecutivamente più lunghi a seconda del protocollo.

    Nelle misurazioni post-contrasto, la normalizzazione dei valori T1 del miocardio a quelli del sangue contenuto nel ventricolo permette di minimizzare gli errori dovuti alle caratteristiche dinamiche del mezzo di contrasto.

    Il rapporto tra i valori T1 post-contrasto del miocardio e del sangue è espresso come coefficiente di partizione (partition coefficient, λ).

    ΔR1myo = 1 / T1myo-post – 1 / T1myo-pre

    ΔR1blood = 1 / T1blood-post – 1 / T1blood-pre

    λ = ΔR1myo / ΔR1blood

    La tecnica del T1 mapping post contrasto consente inoltre di calcolare il volume extracellulare miocardico (ECV), facilmente derivabile a partire dal coefficiente di partizione λ, conoscendo il valore dell’ematocrito (HCT) del paziente ed applicando la formula:

    ECV = λ x (100 – HCT)

    Il parametro ECV esprime, in percentuale, il valore dello spazio extracellulare del miocardio, per avere un’adeguata stima del ECV la distribuzione del mezzo di contrasto tra il sangue e il miocardio deve raggiungere un equilibrio prima dell’acquisizione dell’immagine.

    Tipicamente l’equilibrio è raggiunto almeno 8,5 minuti dopo l’iniezione del contrasto, se lo spazio extracellulare dovesse essere aumentato, avremo un maggiore accumulo di mdc e conseguentemente un incremento del valore di ECV (Ugander M, 2012).

    CONTINUA ALLA

    SECONDA PARTE

  8. blog-0756614001448905343.jpg

    Quando si parla di contrasto di immagine in risonanza magnetica, trattiamo del fattore basilare che la distingue da tutte le altre metodiche diagnostiche.

    Proprio l'elevata risoluzione di contrasto permette l'individuazione di alterazioni anatomo-patologiche, sia con imaging di base che con l'ausilio di MDC.

    Per questo motivo è essenziale conoscere i parametri di sequenza che vanno ad agire direttamente su quest'ultima al fine di evitare perdita del potere diagnostico o, peggio ancora, alterazioni dei contrasti stessi con pericolosi rischi nella fase dell'atto medico radiologico.

    Tralasciando in questa fase le tecniche avanzate, concentriamoci sulle ponderazioni standard di immagine(T1-T2-DP) ottenibili su sequenza "base" come le FSE e GRE.

    Molto spesso diamo per scontato le definizioni delle sopraccitate ponderazioni, compresi i range di TR, TE e FA da impostare per ottenere contrasti ottimali.

    Abbiamo imparato che per ottenere un contrasto T1 sia necessario impostare un TR e TE breve, TR e TE lungo per ponderazione T2 e TR lungo e TE breve per pesatura DP.

    Ci siamo però mai fermati a riflettere a fondo su tale concetto?

    O meglio, ci siamo mai chiesti il perchè non sia sufficiente impostare un TR breve in una T1 visto che, giustamente, il contrasto deriva dal diverso recupero della magnetizzazione longitudinale e conseguentemente dal diverso T1 dei tessuti?

    Allo stesso modo perchè non è sufficiente impostare un TE lungo per ottonere un contrasto T2 visto che l'imaging si basa sulla differente perdita di coerenza di fase degli spin sul piano trasverso?

    La risposta è relativamente ovvia: "Per evitare che rientri nell'immagine una componente di contrasto non voluta." ergo "che non si mescolino T1 e T2"

    Ma allora come rispondo alla domanda semantica: "Se in una sequenza con ponderazione T1 aumento il TE, il contrasto T1 dell'immagine cambia?"

    La mia risposta la scrivo dopo. Prima voglio sentire la vostra B-)

  9. blogentry-2568-0-45543200-1448740865_thu

    Il mondo delle RM a basso campo è in continua e rapida evoluzione e credo sia arrivato il momento di fare il punto per stabilire quali sono ad oggi quelle presenti sul mercato e cosa ci possiamo aspettare da queste macchine.

    Quando si parla di basso campo, trattiamo di strumentazioni permanenti, "aperte", con geometrie molto diverse, sia dedicate che total body. Il range di teslaggio è compreso fra 0,2T e 0,4T con direzione di campo magnetico verticale o comunque ortogonale all'asse longitudinale del paziente una volta posizionato.

    La loro geometria è molto apprezzata dai pazienti, specialmente se claustrofobici, in quanto consente di eseguire esami con minore oppressione legata sia alla configurazione aperta che, da non sottovalutare, al rumore acustico nettamente più basso rispetto ad una macchina ad alto campo magnetico. Oltre a ciò, in funzione delle esigenze della clinica e dell'entità dei disturbi RF esterni, viene montata spesso una gabbia di Faraday a trama che consente una interfaccia diretta con il paziente, senza la necessità di disporre di campanelli di allarme e/o interfono.

    Ci sono anche altri vantaggi legati alla relativa semplicità di installazione in spazi ristretti, specialmente per tomografi puramente dedicati articolari, ai bassi costi di acquisto (con molta variabilità fra dedicati e total body), alla relativa semplicità di ottenimento di permessi, alla assenza totale di criogeni, ai bassissimi consumi elettrici, ai bassi rischi di sicurezza legati all'immissione di materiali non RM compatibili, alla bassissima quntità di RF depositata e quindi nessun problema di SAR ecc.......

    Ovviamente non è tutto oro quello che luccica. Tali sistemi infatti, essendo permanenti, soffrono di una intrinseca disomogeneità di campo magnetico statico, se confrontati con apparecchiature superconduttive. Ciò ovviamente è compensato da svariati artifici, in primis la qualità di shimming e sistemi di correzione di distorsione geometrica. Ciò nonostante il FOV esplorabile varia da un minimo di 15 cm per apparecchiature puramente dedicate ad un massimo di 35 cm per i sistemi total body. Per le macchine superconduttive di buona qualità arriviamo a 50 cm con ovvii vantaggi esplorativi.

    Il basso teslaggio, sommato al fattore omogeneità sopraccitato, complica molto la gestione delle tecniche di soppressione spettrale che sono presenti solo su sistemi total body di ottima qualità, associati a tecniche di shimming attivo.

    Inoltre il rapporto segnale-rumore (SNR) di base su cui contare per le nostre low field è,per motivi fisici, nettamente più basso. Come concetto generale quindi la risoluziona spaziale di immagine ottenibile in tempi accettabili con una basso campo sarà inferiore/nettamente inferiore rispetto ad un sistema ad alto campo magnetico, senza considerare l'impossibilità, con alcuni distinguo, di applicare tecniche avanzate di imaging (DWI-DTI-CSI ecc). Il fatto che la percezione del dettaglio sia inferiore non significa automaticamente che sia insufficiente.

    Al fine di massimizzare la resa diventa molto importante quindi la catena RF, le bobine di ricezione in dotazione e non ultimo, la competenza e l'attenzione da parte dell'operatore tecnico. Quest'ultimo a mio avviso, senza rischiare di essere di parte, è il nodo cruciale in quanto:

    La qualità di immagine finale sarà sicuramente superiore basandosi su un tomografo di minor qualità ma con operatore capace a massimizzare le sue caratteristiche, rispetto ad un apparecchio più performante gestito da un tecnico non competente. Se poi si associa l'apparecchiatura di livello alla competenza allora si raggiunge l'eccellenza.

    Il concetto vale in generale su tutte le apparecchiature, ma diventa cruciale per le strumentazioni a basso campo per i motivi di cui sopra.

    Sono convinto che una delle cause per le quali ad oggi molti sono portati ad abbinare "scarsa qualità" a "basso campo", sia da imputare proprio a noi TSRM. O meglio alla mancanza di capacità/voglia/interesse di imparare a gestire la propria macchina in modo consapevole. Questa è una critica che mi faccio in prima persona ovviamente.

    Al seguente link un approfondimento sulla "corretta" gestione di uno specifico tomografo. Il concetto è però estendibile a tutte le strumentazioni a basso campo.

    http://fermononrespiri.com/blog/9/entry-25-importanza-nel-posizionamento-corretto-del-paziente-in-rm-dedicata-intro/

    Al link sottostante una simpatica ma utile discussione di confronto sul nostro FORUM, fra Basso e Alto campo

    http://fermononrespiri.com/topic/11654-andrea-vs-luca-alto-contro-basso/?hl=alto

    PS: Ci sono sicuramente dei limiti oltre ai quali è pericoloso andare, anche se si dispone di ottimi aparecchi a basso campo, TSRM competenti e medici radiologi accurati. Non apro questa parentesi che coinvolge direttamente anche e soprattutto la parte medica anche se sarei felicissimo se si aprisse un dibattito serio e rispettoso fra TSRM e radiologi al fine di capire quali sono tali limiti, ricordando sempre che il fine è quello di dare in mano al paziente un esame di contenuto passando necessariamente in un rapporto diretto fra TSRM e medico radiologo. Le due profesioni a mio avviso DEVONO necessariamente collaborare per evitare di cadere negli egoismi di classe. La mancanza di comunicazione e collaborazione porta sempre a disastri, a prescindere dal teslaggio.

  10. NOTE DI RESPONSABILITA'

    Le tesi pubblicate su questo blog sono consultabili liberamente ma NON e' consentito il download sui propri dispositivi.

    Tutto il materiale contenuto e' autoprodotto basandosi sulla letteratura allegata ma non controllato da nessun organo di revisione ufficiale.

    Lo staff di "Fermononrespiri" e gli autori delle tesi non si prendono nessuna responsabilita' in caso di contenuti errati o non allineati alla suddetta letteratura.

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    Le seguenti tesi sono state materiale di esame finale del MASTER di primo livello per l'anno 2013-2014 presso l'universita' di firenze dal titolo:

    "Specialista nell'ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di risonanza magnetica ed elaborazione di immagini in ambito clinico e di ricerca"

    NOTA: La formattazione del testo può subire delle variazioni rispetto ai testi originali per esigenze WEB, in particolare in relazione a formule matematiche e simboli complessi

    ELENCO TESI

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  11. NOTE DI RESPONSABILITA'

    Le tesi pubblicate su questo blog sono consultabili liberamente ma NON e' consentito il download sui propri dispositivi.

    Tutto il materiale contenuto e' autoprodotto basandosi sulla letteratura allegata ma non controllato da nessun organo di revisione ufficiale.

    Lo staff di "Fermononrespiri" e gli autori delle tesi non si prendono nessuna responsabilita' in caso di contenuti errati o non allineati alla suddetta letteratura.

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    Le seguenti tesi sono state materiale di esame finale del MASTER di primo livello per l'anno 2012-2013 presso l'universita' di firenze dal titolo:

    "Specialista nell'ottimizzazione e nello sviluppo di apparecchiature di risonanza magnetica ed elaborazione di immagini in ambito clinico e di ricerca"

    NOTA: La formattazione del testo può subire delle variazioni rispetto ai testi originali per esigenze WEB

    ELENCO TESI

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    Pubblicazione NON AUTORIZZATA

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  12. blog-0398456001420192144.jpg

    Sempre discussioni relative all'utilizzo della diffusione dopo mezzo di contrasto.

    Cercare articoli che dimostrano la fattibilità o meno é spesso fuorviante, perché dipende molto dal contesto in cui sono stati effettuati.

    Io parto dal concetto che anche se solo qualche studio ha dimostrato un effetto del gadolino dopo mezzo di contrasto, allora non va fatta.

    Certo che se guardo gli studi fatti sull'encafalo, magari per ictus che non prende contrasto allora puo essere facile non vedere variazioni.... ma provate a fare delle immagini comparative su organi o lesioni che prendono contrasto in modo importante...bhe i risultato é ben differente.

    Sulla stessa paziente ho eseguito sia delle DWI con soppressione del grasso spettrale che delle DWIBS (che usano sequenze IR). Bhe, gia dalle immagini potete rendervi ben conto della differenza

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    Le prime due linee sono DWI prima e dopo (B0, B800, ADC)

    le due righe sotto sono le stesse ma fatte con tecnica DWIBS (IR)

    Per chi non fosse convinto ho messo delle roi sul parenchima renale posteriore a sinistra.

    Ecco i valori risultanti

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    Ma quello che più mi fa innervosire é il motivo per cui qualcuno la vuole fare dopo mezzo di contrasto....... c'é veramente un motivo? o é solo per dire qualcosa a caso....?

    L'unico motivo che mi viene in mente é il meccanismo di "perdere un po di tempo" per fare le immagini T1 post contrasto, ma direi che si possono trovare altri modi per ottimizzare il tempo di lavoro.

    Quindi non fatelo, ma soprattutto non fatelo MAI se avete necessità di avere una valutazione quantitativa della mappa ADC

  13. Sempre più professionisti sanitari tendono a iscriversi ai corsi post-laurea triennale, in parte spinti interiormente dalla voglia di accrescere il proprio bagaglio di conoscenze (e competenze), in parte dalla necessità di arricchire il proprio curriculum. Quest’ultima motivazione può trarre origine dalla volontà di ottenere un titolo che possa risultare decisivo in una graduatoria di concorso o avviso (ricordiamo che è previsto un punteggio nei titoli per il conseguimento di master o lauree pertinenti al profilo professionale richiesto) o che possa essere spendibile per un particolare profilo richiesto in un bando (è il caso del coordinatore). Stiamo quindi parlando dei master universitari di 1° e 2° livello e dei corsi di laurea magistrale.

    Il master universitario di 1° livello è un titolo rilasciato dalle università italiane al quale si può accedere previo conseguimento della laurea triennale (o equivalenti), mentre al master universitario di 2° livello si può accedere dopo aver conseguito la laurea magistrale (o equivalenti). I master prevedono attività formative che consentano una preparazione specifica ed approfondita dell’attività che lo studente ha deciso di perseguire (ad esempio, master in risonanza magnetica per chi volesse approfondire tale metodica).

    La durata del corso è di un anno (ma in alcuni casi pr i master di 2° livello la durata è biennale) e prevede il raggiungimento di 60 Crediti Formativi Universitari (CFU), pari a circa 1500 ore di impegno (considerando attività didattiche teoriche e pratiche). Per i master di durata biennale le ore e i CFU raddoppiano. Di norma le attività didattiche sono svolte nel periodo tra il 1° settembre ed il 30 novembre dell’anno successivo a quello di attivazione. Le attività formative del master si dividono in teoriche (lezioni frontali, seminari, etc., per non meno di 360 ore) e pratiche, comprendendo quindi tirocini e stage in sedi e servizi coerenti con il corso scelto, all’interno dell’università che ha attivato il master o presso enti esterni in convenzione con l’università stessa, per un numero di CFU non inferiore a 10. Ovviamente la frequenza dello studente alle attività è obbligatoria e sono consentite assenze in un numero previsto dai vari regolamenti di corso.

    Per essere ammessi al master, oltre ad avere il requisito specifico della laurea, è necessario superare una selezione finalizzata alla formulazione di una graduatoria di merito per l’ammissione al master stesso (se dovessero pervenire un numero di domande superiore al numero di posti disponibili, mentre se non viene raggiunto il numero minimo il master non verrà attivato). I criteri di selezione sono chiaramente indicati nel bando, il quale riporta anche gli obiettivi del corso, l’articolazione didattica, i requisiti di accesso, il contributo che gli studenti devono sostenere (variabili tra i 1000 e i 2500 euro, suddivisi solitamente in due rate), eventuali forme di agevolazione allo studio.

    Se la scadenza per presentare le domande di ammissione al master è prevista prima del conseguimento del titolo da parte di un laureando del corso di laurea triennale, è possibile presentare comunque la domanda di ammissione con riserva, cioè previa presentazione del diploma di laurea non appena sarà conseguito, a patto che il titolo venga presentato prima dell’immatricolazione o comunque prima dell’inizio delle lezioni, per permettere il regolare svolgimento delle attività del master.

    Per conseguire il titolo è necessario aver acquisito i 60 CFU previsti dall’ordinamento, inclusi quelli relativi alle attività di tirocinio e alla prova finale. I crediti sono conferiti tramite l’accertamento dell’acquisizione delle relative competenze, della frequenza e del superamento delle verifiche e della prova finale.

    La laurea magistrale di 2° livello in Scienze delle Professioni Sanitarie Tecniche Diagnostiche viene regolamentata dal Decreto Ministeriale 270/04 e vi si può accedere già dopo aver concluso il corso di studi triennale. L’obiettivo finale di questo corso di laurea è quello di formare dei professionisti che abbiano acquisito al termine del corso conoscenze e competenze di tipo gestionale e manageriale nell’ambito organizzativo tecnico-diagnostico, oltre ad acquisire conoscenze nei campi propri delle professioni sanitarie che appartengono alla relativa classe (nel caso dei TSRM la classe di appartenenza è la SNT/3, insieme a tecnici di laboratorio biomendico, tecnici di neurofisiopatologia, tecnici audiometristi, etc.). Al termine del corso i laureati acquisiscono la qualifica accademica di dottori magistrali. La durata naturale del corso è di due anni, durante i quali devono essere conseguiti i 120 CFU (60 per anno) necessari al conseguimento del titolo. A differenza dei master, l’accesso al corso di laurea magistrale è sempre programmato e prevede il superamento di un test di ammissione che consente di generare una graduatoria di merito, dove il numero di candidati vincitori che possono quindi immatricolarsi viene stabilito annualmente.

    Il piano didattico viene strutturato in attività teoriche, svolte mediante lezioni frontali, e attività pratiche svolte con stage o tirocini espletati in servizi in cui un futuro laureato magistrale potrebbe svolgere le proprie funzioni (es. Direzioni Mediche, Direzione dei Dipartimenti Sanitari, Dirigenza delle Professioni Sanitarie, Coordinamento dei Corsi di Laurea, etc.).

    L’ordinamento didattico del corso di studio prevede: attività didattiche di base e caratterizzanti il corso di laurea, attività di tirocinio (30 CFU totali), attività didattiche a scelta (6 CFU totali), attività didattiche integrative, attività relative al superamento della prova finale (9 CFU totali) e attività formative quali laboratori, inglese scientifico, informatica etc. (almeno 5 CFU). Il totale di tutte le suddette attività sarà pari a 120 CFU.

    La prova finale consiste nella stesura di un elaborato inedito, ovvero di una tesi, redatta dallo studente nell’ambito del 2°anno, preferibilmente in un ambito interessato dal tirocinio con lo scopo di approfondire un aspetto ritenuto particolarmente significativo dallo studente durante il percorso di studi. La redazione della tesi avviene sotto la supervisione di un docente che abbia svolto attività didattica e può essere di tipo compilativa (cioè effettuando una revisione ed approfondimento di argomenti già presenti in letteratura) o di tipo sperimentale (posto un quesito o un problema lo studente sarà in grado di effettuare un’analisi del problema utilizzando determinati metodi e strumenti, con i quali potrà inoltre effettuare una raccolta dati; sarà quindi in grado di elaborare gli stessi dati e di ottenere dei risultati i quali offriranno una chiave di lettura utile a trarre le dovute conclusioni).

    Le normative di riferimento in materia di master e di laurea magistrale sono il D.M. 509/99, il D.M. 270/2004 e la L. 43/2006.

    http://allievatsrm.b...master.html?m=1

    http://fermononrespi...aster-per-tsrm/

  14. Buongiorno a tutti !

    come promesso tempo fa, pubblico la mia tesi di laurea, riguardante gli infortuni relativi agli sport da combattimento.

    spero sia di vostro gradimento !

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    Salve a tutti,

    ieri ho eseguito una lastra convenzionale al torace (PA) e mi sono ritrovata questo risultato.

    qualcuno sa dirmi di che si tratta?

    Ho ripetuto in seguito la stessa lastra e il problema non si è più ripresentato.

    Grazie

    Milena ASM

  15. blog-0694876001406842759.jpg

    Il filo conduttore di tutta la procedura interventistica e/o bioptica sotto guida TC deve essere la radioprotezione, per due ragioni: la prima è che la tipologia delle scansioni non richiede immagini di qualità diagnostica sublime in quanto è necessario che siano ben valutabili l'ago e la struttura ossea da raggiungere, la seconda è che non sappiamo quante volte il radiologo necessiterà di ripetere la scansione dato che ogni procedura ha una storia a se e non è esente da errori, quindi sarà necessario dotarsi sin dall'inizio di tutti gli accorgimenti utili al fine di irradiare il meno possibile il paziente.

    Come si attuano queste strategie operative?

    E' bene tenere a mente pochi concetti sempre validi dei quali in questo sito trovate ampia diffusione e delucidazione:

    • differenza tra scansioni elicoidali ed assiali
    • overbeaming ed overranging od overscanning
    • differenza tra scansioni bassa dose con basso kV oppure alto KV, e relativo valore di mA

    Ed anche un riferimento in termini dosimetrici che, fino a quando non verrà cambiato, è il D.lgs 187/00 per quanto concerne gli LDR.

    Il primo ed il secondo punto sono strettamente correlati tra loro perché, a meno di non lavorare su apparecchiature a collimatori adattivi, l'utilizzo di scansioni elicoidali prevede l'irradiazione aggiuntiva a monte ed a valle del range utile alla nostra scansione che può addirittura triplicare la dose in termini di DLP, vale a dire di CTDI moltiplicato per la lunghezza della scansione.

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    In particolare, su questo paziente abbiamo simulato di effettuare una scansione elicoidale con 80 kV e 100 mA e poi di eseguirla a parità di CTDI in modalità assiale. Già dalla grafica la macchina ci mostra quale sarebbe stato il range di scansione se avessimo deciso di lavorare in elicoidale (linee viola) a fronte del volume realmente visualizzato (range azzurro), e la proiezione dei dati di DLP ce lo conferma : DLP di 28 mGy.cm in elicoidale contro 10 mGy.cm in assiale a parità di CTDI, cioè dell'effettiva irradiazione che ha contribuito a formare quella determinata immagine con quel determinato valore di Noise Index, alias deviazione standard della misurazione ROI, considerata accettabile ai nostri scopi non diagnostici.

    E' facile rendersi conto che in una procedura che può avere decine di irradiazioni tutte allo stesso livello, questa variabile è da tenere in considerazione.

    Allo stesso modo è da considerare l'irradiazione cumulativa che al termine della procedura riceverà quel centimetro o due di regione corporea: esso è dato dalla somma dei CTDI di ogni singola scansione. In una ipotetica procedura in cui per dieci volte si irradiasse lo stesso centimetro di regione con un CTDI di 10 mGy per volta, equivarrebbe ad irradiarlo una volta sola con un CTDI pari a 10 x 10 = 100 mGy, e prendendo come riferimento gli LDR del d.lgs 187/00 per quel determinato distretto corporeo:

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    ci renderemmo conto che dopo 3 o 4 irradiazioni supereremmo il valore indicato quale accettabile di 35 mGy per la regione pelvica (nel caso in figura).

    Per la precisione è bene menzionare che il superamento degli LDR non è vietato, e se necessario a scopi diagnostici tutto è lecito, ma come esercizio di buona pratica, considerando che non in tutte le fasi della procedura necessitiamo di immagini utili a fini diagnostici, potremmo avvalerci del valore CTDI delle linee guida come obiettivo da non superare nel computo totale ed imprevedibile della procedura.

    Nell'esercizio quotidiano, invece, siamo giunti alla conclusione che per ogni singola scansione operativa, vale a dire tutte quelle che non siano finalizzate alla diagnosi, che sia possibile accontentarsi di immagini di 1 mGy di CTDI per singolo evento.

    Ricapitolando, quindi, le scansioni consigliabili sono:

    • assiali (non elicoidali per evitare fenomeno di overscanning)
    • con numero di detettori coinvolti adeguato al range da irradiare, questo per avere le code d'irradiazione delle immagini assiali, chiamate overbeaming, una volta sola (se faccio due assiali per volta le code di overbeaming le avrò due volte e così via aumentando il DLP)
    • con un CTDI per singolo evento che non superi il mGy, di modo che anche nella procedura più sfortunata non si ecceda smisuratamente dagli LDR.

    Il discorso protezioni di piombo in TC come ben sappiamo lascia un po' il tempo che trova, sicuramente sono da evitare se si sovrappongono ed entrano nel range di scansione.

    Si può valutare l'utilizzo delle protezioni al bismuto nel caso in cui la procedura sia da eseguirsi nel raggio di organi ad elevato rischio e radiosensibilità, ma bisognerebbe prevedere un aumento del CTDI per ogni singolo evento rischiando di irradiare maggiormente anche l'organo radiosensibile al termine della procedura.

    Quindi, posto come obiettivo quello di utilizzare solamente scansioni con CTDI circa uguale ad 1, resta da chiedersi con quali parametri di scansione sia meglio lavorare.

    A questo punto è difficile uniformarsi vista la grande diversità tecnologica sul territorio, quindi mi limito a riportare i dati della nostra esperienza in materia.

    La scansione più utilizzata è quella assiale, con 8 canali che determinano un range di irradiazione di 2 centimetri ed immagini da 2,5 mm, sufficienti a garantire la visione di 8 immagini per ogni evento , che sono più che sufficienti per la visione di osteoma, ago, direzione dell'ago e via dicendo.

    L'obiettivo del 1 mGy si può raggiungere sia con scansioni da 80 kV che 140 kV, ma quali sono le più convenienti per la visione degli aghi metallici e per la radioprotezione?

    Cominciando dal secondo punto, a parità di CTDI, una scansione con 140 kV e 10 mA teoricamente irradia i tessuti meno che la corrispondente scansione ad 80 kV e 50 mA, data la maggiore componente di “raggi duri” e la minore percentuale di effetto fotoelettrico nei tessuti attraversati.

    Inoltre proprio la presenza dei “raggi duri” ci facilita la visione degli oggetti metallici, come potete valutare nelle figure :

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    La prima immagine è ottenuta con 140 kV e la seconda con 80 kV, la differenza nella visione del metallo, in questo caso di un ago da biopsia, è facilmente apprezzabile. Nella fattispecie con immagini ad alti kV è possibile determinare rapidamente quale sia la punta dell'ago, mentre potrebbero permanere dubbi nell'uso del basso kV, e nella procedura bioptica o di trattamento questo è un punto di fondamentale importanza.

    Concludendo, le scansioni ad alto kV sono consigliabili sia dal punto di vista protezionistico che per la visione degli aghi e dei metalli a causa della ridotta produzione di artefatti da indurimento del fascio.

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