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rosanna

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  1. http://didatticaclttrmir.weebly.com/uploads/1/3/9/7/13970339/punti_di_repere_del_cranio_e_proiezioni.pdf
  2. Credo ci voglia la laurea specialistica da qualche tempo a questa parte.
  3. Che io sappia il medico radiologo deve essere sempre presente per lo meno nella struttura. Per quanto riguarda la RM poi il questionario è di sua pertinenza e non si potrebbero effettuare esami senza la sua presenza. Anche se poi avviene tutto il contrario in alcune realtà il radiologo ci deve essere. Tutte le info riguardo alla legislazione le trovi sul sito della federazione.
  4. Tanti auguri a tutti voi.
  5. Si, comprendendo tutta l'anatomia. Devo fare qualche ricerca per vedere se c'è dell'altro da poter fare, ma mi sembra di no
  6. Gli artefatti dark band possono essere minimizzati riducendo il TR e ottimizzando lo shimming, ma io del tutto non sono mai riuscita ad eliminarli completamente. Ovviamente più il pz è grosso e più sono presenti. Questa sequenza ha gravi problemi di sensibilità alla disomogeneità magnetica e alla suscettività magnetica locale.
  7. Mi chiedevo se anche gli studi privati hanno l'obbligo di conservare copia dei referti ed eventuale immagini per un certo periodo di tempo. E se si, per quanto tempo e quale documentazione devono conservare. Solo referto o tutte e due ?
  8. Si, in effetti è così, ma poi tutto va adeguato alla propria apparecchiatura. In ogni caso va trovato il giusto equilibrio tra i parametri per vedere la resa effettiva. Anche se la fisica è una sola le macchine reagiscono in modo diverso in base alla loro tecnologia
  9. Riprendiamo da dove avevamo lasciato per cercare di approfondire il discorso. Quando utilizziamo sequenze gradient otteniamo immagini diverse. In presenza di un gradiente di campo magnetico, gli spin adiacenti allo strato sperimentano una diversa intensità di campo magnetico . Se gli spin dei tessuti stazionari vengono sottoposti ad un gran numero di impulsi di RF, la loro magnetizzazione si avvicina ad un valore di stato stazionario che è indipendente dalla posizione all’interno della fetta, e Il segnale proveniente da questi spin diminuisce fino a raggiungere un valore di saturazione. Tuttavia, quando gli spin dinamici, come quelli del sangue scorrono fuori e dentro la slice, possono essere sottoposti ad un minor numero di impulsi RF, con una conseguente diversa magnetizzazione in Steady state. Nelle immagini ad echo di gradiente con breve TR il segnale del flusso del sangue ha un potenziamento rispetto ai tessuti statici, perché il sangue viene continuamente sostituito durante l’acquisizione e non viene sottoposto a sufficienti impulsi di eccitazione che possono renderlo saturo. Ri vediamolo con l’ esempio in figura: va considerato il sangue con un profilo a tappo, con velocità ν uniforme in tutto il raggio del vaso, con flusso perpendicolare allo strato di acquisizione come mostrato nella successiva figura. Durante il tempo TR tra gli impulsi di RF, il fluido si muove di una certa distanza dz. Così, nel tempo TR, una lunghezza dz di sangue non eccitato si muove verso la slice selezionata per l’ imaging. Se dz è maggiore dello spessore della slice z, tutto il segmento del vaso all’interno della slice viene ricaricato dal flusso di sangue fresco, come indicato in figura a. Se dz è inferiore a z allora ci saranno sezioni di spessore di slice che verranno interessate come si può vedere in b. Se la velocità ν del sangue è esattamente z/TR , tutto lo spessore della slice z=ν TR sarà completamente sostituito con un flusso di sangue fresco. Si definisce pertanto velocità critica, che permette la completa sostituzione degli spin del sangue all’interno della slice, come vc=z/TR Quando la velocità del sangue è maggiore o uguale alla velocità critica, il sangue nel vaso che si trova nella porzione selezionata viene completamente sostituito da sangue contenente spin insaturi. Il sangue fresco, come abbiamo già accennato, genera un più alto segnale rispetto al tessuto statico, perché il tessuto stazionario sperimenta molti più impulsi di RF ed è molto più saturo, attraverso l’effetto wash-in, o inflow enhancement o FRE (Flow related enhancement). Se la velocità del flusso è minore della velocità critica , possiamo avere una saturazione parziale del sangue che entra all’interno della slice, perché verrà sottoposto a più impulsi di radio frequenza. Il sangue fresco, a piena magnetizzazione, che scorre nella slice di imaging, ripristinerà solo una parte dell’intensità di segnale persa per saturazione parziale degli spin. L’infow enhancement dipende quindi dal tasso di ricarica del sangue attraverso la slice; la percentuale di sangue che viene sostituita all’interno della slice è una funzione della velocità del sangue, del TR , della sezione trasversa del vaso, e della direzione del vaso rispetto al piano di acquisizione. Nel caso in cui il flusso venga acquisito su un piano obliquo e non perpendicolare allo strato, aumenta il tempo di percorrenza del sangue all’interno dello strato con possibili fenomeni di saturazione, perchè il sangue, che non defluisce completamente durante il tempo TR si potrà comportare come un tessuto stazionario se permane maggiormente all’interno del vaso. La situazione estrema e più compromettente la troviamo quando l’acquisizione dello strato è parallela al flusso sanguigno. In questo caso il sangue si comporta come un tessuto stazionario a tutti gli effetti E’ chiaro che per sfruttare l’effetto Time of Flight è necessario che l’acquisizione della slice sia perpendicolare alla direzione del flusso. Pertanto, l’inflow enhancement: 1. aumenta all’aumentare della velocità del sangue sopra la velocità critica Vc ; 2. aumenta con spessori di slice ridotti, poiché la velocità critica è proporzionale allo spessore della slice z, 3. se la componente perpendicolare della velocità supera la velocità critica, avremo una sostituzione completa del flusso nello slice di imaging durante ogni TR. Un ulteriore aumento della velocità non porta a nessun aumento del segnale di enhancement del sangue, e potrebbe anche ridurre il segnale ottenuto, a causa della dispersione di fase intravoxel. Da quanto esposto fino a questo momento risulta evidente che le tecniche che sfruttano il Time of Flight possono essere distinte in BRIGHT BLOOD, dove il segnale del sangue è iperintenso e BLACK BLOOD dove il segnale del sangue è ipointenso. Le tecniche BRIGHT BLOOD sono quelle più comunemente utilizzate in non CE MRA. Tecniche TOF BRIGHT BLOOD. Nelle tecniche BRIGHT BLOOD , si utilizzano sequenze spoiled gradient echo T1, dove i tessuti statici sono soppressi utilizzando uno spoiler, e viene utilizzato un TR relativamente basso . Lo spoiler sopprime il segnale dei tessuti statici e il TR viene regolato in modo che una sufficiente quantità di flusso sanguigno entri nel piano di slice per creare il contrasto adeguato tra spin dinamici e tessuti statici. Le immagini TOF possono essere acquisite in 2D o 3D. Per l’ottimizzazione della sequenza vanno analizzati i seguenti parametri: 1. B0; 2. TR, 3. TE; 4. FA, 5. Voxel. B0 :un aumento dell’intensità del campo magnetico B0 aumenta proporzionalmente i tempi di rilassamento , in particolare il T1. A parità di TR il segnale dei tessuti stazionari diminuisce all’aumentare di B0. Ne consegue che campi magnetici elevati permettono di avere una migliore angio RM TOF. TR: deve essere il più breve possibile per impedire ai tessuti stazionari di recuperare la magnetizzazione longitudinale e dare un bassissimo segnale. Questo determinerà un miglior contrasto tra i tessuti statici e i tessuti dinamici in relazione anche allo spessore di strato e alla velocità del sangue. Ammettendo la giusta calibrazione di questi fattori si avrà sempre sangue insaturo nel vaso che darà la massima intensità di segnale TE: deve essere il più breve possibile per ridurre gli artefatti da suscettività magnetica propri delle sequenze gradient e ottenere un minor defasamento intra voxel con conseguente maggior segnale proveniente dai tessuti dinamici. Teniamo conto che la magnetizzazione macroscopica trasversa all’interno del voxel è data dalla somma vettoriale dei singoli spin, che per dare il massimo segnale devono essere in coerenza di fase tra loro. Se applichiamo un TE troppo lungo le singole magnetizzazioni all’interno del voxel tenderanno a defasare e il loro contributo alla magnetizzazione macroscopica trasversa diminuirà e non si potrà avere il massimo segnale. Ne consegue che anche il voxel deve essere piccolissimo e per questo motivo si utilizzano matrici elevate Inoltre può essere utile utilizzare un TE in opposizione di fase, per eliminare maggiormente il segnale del grasso, che può essere eliminato comunque con un impulso FAT SAT. Sappiamo infatti che un qualsiasi tessuto con un breve T1, come i grassi, a seconda della tecnica di acquisizione utilizzata, può risultare iper intenso, nelle immagini sorgente, e quindi anche nelle immagini MIP, queste iper intensità possono essere potenzialmente confuse con il flusso e generare errori interpretativi. FA: deve essere calcolato in modo da determinare la migliore soppressione dei tessuti stazionari mantenendo un elevato segnale dei tessuti dinamici. Nelle acquisizioni 2D viene utilizzato un FA di 50°- 70°, come dimostrato dalla successiva immagine, dove il flusso è massimizzato per un FA all’interno del range descritto. Il FA adeguato in una acquisizione 3D va dai 10° ai 30°, perché i tessuti dinamici sperimentano più impulsi di radio frequenza e l’utilizzo di un FA più basso permette il mancato recupero della magnetizzazione dei tessuti stazionari e una massimizzazione del segnale del sangue. Voxel: deve essere di piccole dimensioni, e quindi lo spessore di strato e la matrice di acquisizione devono essere regolati adeguatamente, per ridurre gli effetti di defasamento intravoxel ed il tempo di permanenza degli spin all’interno dello strato in esame. In particolar modo, spessori ampi in prossimità di una biforcazione o di una stenosi, possono risentire di turbolenze all’interno del vaso e dar luogo ad immagini con vuoti di segnale dovuti ad effetti di saturazione. In quella sede, voxel di grandi dimensioni subiranno un defasamento intravoxel maggiore, dovuto anche alla vorticosità del sangue. Su queste logiche deve essere basata tutta la tecnica di acquisizione delle immagini, che come abbiamo precedentemente detto, possono essere acquisite in 2D e 3D. ECC..ECC..
  10. Questo è sicuro.
  11. Anche noi ci comportiamo allo stesso modo. Non lo fanno tutti però. C'è che predilige la colangio secca.
  12. http://fermononrespiri.com/blogs/entry/285-principi-di-angio-rm-senza-mdc-tecniche-tof-metodi-di-acquisizione/
  13. http://fermononrespiri.com/blogs/entry/243-principi-di-angio-rm-senza-mdc-parte-seconda-parametri-di-ottimizzazione-sequenze-tof/
  14. http://fermononrespiri.com/blogs/entry/239-principi-di-angio-rm-senza-mdc-parte-prima-segnale-dei-tessuti-dinamici/
  15. non riesco a mettere i link. Guarda sul mio blog che le ho già spiegate.
  16. Si certo, è questione di gusti
  17. Strong, light, standard. Settano il livello di forza della soppressione. In genere uso strong quasi su tutto.
  18. Anche sulla toshiba che ho io non ho le SPIR, ma fat sat di tre tipologie e SPAIR. Probabilmente è una roba solo di philips, ma non lo so con certezza. Non so su GE.. Ho cominciato a lavoraci da tre giorni e devo ancora vedere bene che cosa ha .
  19. Non ti so dire Tommy. Non lavoro con macchine philips
  20. http://mriquestions.com/spir.html SPIR stands for “Spectral Presaturation with Inversion Recovery” and is pictured right. SPIR is a hybrid technique that combines a fat-selective RF-pulse and spoiler gradient (similar to CHESS) together with nulling of the residual longitudinal fat magnetization through an inversion delay mechanism (similar to STIR). These spin manipulations purely involve fat; the water resonance is unaffected. After a suitable inversion time to null residual fat signal, any pulse sequence can be used to image the remaining water. Typically a T1-weighted sequence is employed. Non è proprio una FAT SAT classica. La FAT SAT classica ha un impulso centrato sul grasso che porta gli spin del grasso sul piano trasverso e uno spoiler che li defasa. Non sfrutta tempi di inversione. Qui compare IR che ne determina la differenza.
  21. Non sei l'unica vecchiotta del sito. Ciao.
  22. L'immagine RM (Concludo)

    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. 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 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: 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: 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. 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.
  23. Si, di fatti per le placche midollari meglio le STIR.
  24. Se hai il tempo di farlo direi che è da provare.
  25. Non più. Anche per l'intrameonia nel mio ospedale esiste una paga oraria e non più ad esame. Non so se è solo frutto di una contrattazione decentrata che ha seguito delle linee guida regionali. E' ovvio che ora l'esame effettuato viene pagato molto meno di prima. Non so le tariffe esatte perchè io non la faccio, ma prima era il 12,75 % del costo complessivo dell'esame, tolta la parte aziendale. Ora molto meno.

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