iMPI: tragbarer Mensch

Scientific Reports Band 13, Artikelnummer: 10472 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Minimalinvasive endovaskuläre Eingriffe sind zu einem wichtigen Instrument zur Behandlung von Herz-Kreislauf-Erkrankungen wie ischämischer Herzkrankheit, peripherer arterieller Verschlusskrankheit und Schlaganfall geworden. Zur präzisen Führung dieser Verfahren werden Röntgendurchleuchtung und digitale Subtraktionsangiographie eingesetzt, sie sind jedoch mit einer Strahlenbelastung für Patienten und Klinikpersonal verbunden. Magnetic Particle Imaging (MPI) ist eine aufstrebende Bildgebungstechnologie, die zeitlich veränderliche Magnetfelder in Kombination mit magnetischen Nanopartikel-Tracern für eine schnelle und hochempfindliche Bildgebung nutzt. Grundlagenexperimente haben in den letzten Jahren gezeigt, dass MPI ein großes Potenzial für kardiovaskuläre Anwendungen hat. Allerdings waren im Handel erhältliche MPI-Scanner zu groß und zu teuer und hatten ein kleines Sichtfeld (FOV) für Nagetiere, was die weitere translationale Forschung einschränkte. Der erste MPI-Scanner in Menschengröße, der speziell für die Bildgebung des Gehirns entwickelt wurde, zeigte vielversprechende Ergebnisse, hatte jedoch Einschränkungen hinsichtlich der Gradientenstärke, der Erfassungszeit und der Tragbarkeit. Hier präsentieren wir ein tragbares interventionelles MPI-System (iMPI), das für endovaskuläre Echtzeitinterventionen ohne ionisierende Strahlung bestimmt ist. Es nutzt einen neuartigen Feldgenerator-Ansatz mit einem sehr großen FOV und einem anwendungsorientierten offenen Design, das Hybridansätze mit konventioneller röntgenbasierter Angiographie ermöglicht. Die Machbarkeit einer iMPI-gesteuerten perkutanen transluminalen Angioplastie (PTA) in Echtzeit wird an einem realistischen dynamischen Beinmodell in Menschengröße gezeigt.

Herz-Kreislauf-Erkrankungen (CVDs) sind die häufigste Todesursache weltweit und tragen wesentlich zur Behinderung bei1. Minimalinvasive endovaskuläre Eingriffe sind zu einem wichtigen Bestandteil der Behandlung von Patienten mit Herz-Kreislauf-Erkrankungen wie ischämischer Herzkrankheit, peripherer arterieller Verschlusskrankheit oder Schlaganfall geworden2,3,4. Interventionelle Eingriffe mit Kathetern und Führungsdrähten werden beispielsweise durchgeführt, um verstopfte Gefäße wieder zu öffnen oder Blutgerinnsel aufzulösen. Minimalinvasive bildgesteuerte Eingriffe erfordern in der Regel keine Vollnarkose oder große Einschnitte, was sie für Patienten viel sicherer macht als chirurgische Eingriffe.

Die rasante Entwicklung endovaskulärer Eingriffe wird durch ausgefeilte Bildgebungsverfahren mit hoher zeitlicher und räumlicher Auflösung sowie die Entwicklung spezieller Interventionsinstrumente vorangetrieben. Röntgendurchleuchtung und digitale Subtraktionsangiographie (DSA) sind derzeit die Standard-Bildgebungsmodalitäten für diese Verfahren. Allerdings sind röntgenbasierte Methoden mit einer Strahlenbelastung für Patienten und Klinikpersonal verbunden. Darüber hinaus werden jodhaltige Kontrastmittel eingesetzt, die potenziell zu akuten Nierenschäden führen können5.

Magnetic Particle Imaging (MPI) ist eine neue experimentelle Bildgebungstechnik, die weder ionisierende Strahlung noch nephrotoxische Kontrastmittel verwendet6. Im Gegensatz zu etablierten klinischen Bildgebungsmodalitäten wie Computertomographie (CT), Magnetresonanztomographie (MRT) und Röntgen ist MPI eine Tracer-basierte Bildgebungsmodalität. MPI nutzt Magnetfelder, um die räumliche Verteilung von Tracern aus magnetischen Nanopartikeln (MNPs) zu erfassen. Das Konzept von MPI basiert auf der nichtlinearen Magnetisierungsreaktion dieser MNPs auf zeitlich veränderliche Magnetfelder. MNP-basierte intravaskuläre Tracer können das Gefäßsystem wie bei DSA hintergrundfrei visualisieren und wurden als MRT-Kontrastmittel beim Menschen verwendet7,8. MPI bietet eine schnelle und empfindliche Bildgebung mit einem hohen Signal-Rausch-Verhältnis (SNR)9 und weist keine Tiefendämpfung in menschlichen Geweben auf10. Aus technischen Gründen handelte es sich bei MPI-Scannern im Wesentlichen um große und stationäre Kleintiersysteme mit kleinen Sichtfeldern (FOVs) von nur wenigen Zentimetern in jeder Dimension11,12. Anwendungen im Bereich CVD beschränkten sich bisher auf erste präklinische Phantomstudien13,14,15,16,17,18,19,20.

Das Hochskalieren von MPI-Scannern auf menschliche Größe bleibt trotz Fortschritten bei Hardware-Ansätzen eine Herausforderung11,21,22,23,24. Kürzlich wurde ein erster MPI-Scanner in Menschengröße für Gehirnanwendungen vorgeschlagen, der eine Hochskalierung mit Magnetfeldgradienten von bis zu 0,25 T/m ohne aufwändige Kühlung demonstrierte25. Um eine höhere räumliche Auflösung zu erreichen, ist es notwendig, die Stärke des Magnetfeldgradienten zu erhöhen. Dies geht mit einem höheren Stromverbrauch einher, was die Anforderungen an die Temperaturregulierung des Systems erhöht und zu einer höheren spezifischen Absorptionsrate (SAR) und peripheren Nervenstimulation (PNS) führen kann26,27.

Eine weitere große Herausforderung von MPI ist die Echtzeitvisualisierung, die für kardiovaskuläre Interventionen von entscheidender Bedeutung ist. Bisher wurden viele technische Funktionen, die für MPI-gesteuerte Interventionen in Echtzeit erforderlich sind, mit präklinischen Scannern demonstriert13. Dazu gehören die hochempfindliche Erkennung von MNPs9,28, hohe räumliche Auflösungen29,30 für schnelle Kodierung und (In-vivo-)Bildgebung in 2D31,32 und 3D14 sowie schnelle Datenrekonstruktion und -visualisierung mit Latenzzeiten unter 100 ms33. Die Visualisierungslatenzen gängiger Scannertypen betragen häufig mehr als 2 s34, was klinische Echtzeitanwendungen de facto ausschließen würde. In jüngster Zeit haben jedoch technische Verbesserungen bei der Scanner-Hardware und den Bildrekonstruktionsalgorithmen eine In-vitro-MPI-gesteuerte perkutane transluminale Angioplastie (PTA) und Stentimplantation in Echtzeit ermöglicht15,16.

Das Haupthindernis für den Übergang von präklinischen zu klinischen bildgebungsgesteuerten Interventionen und für den Einsatz von MPI im menschlichen Maßstab war das Fehlen eines Scanners mit ausreichender Bohrungsgröße und Sichtfeld, der mit Echtzeitvisualisierung arbeitet. Der entscheidende nächste Schritt hin zu möglichen MPI-gesteuerten endovaskulären Interventionen im klinischen Umfeld wäre die Entwicklung spezieller MPI-Scanner in Menschengröße. Ein solcher Scanner sollte Echtzeit-Visualisierungsgeschwindigkeit, hohe Empfindlichkeit und räumliche Auflösung für eine präzise Instrumentenführung und Visualisierung von Gefäßstrukturen bieten und gleichzeitig einen guten Zugang zum Patienten gewährleisten und die SAR- und PNS-Einschränkungen berücksichtigen.

Hier präsentieren wir einen tragbaren interventionellen MPI-Scanner (iMPI) in menschlicher Größe, der für endovaskuläre Eingriffe an menschlichen Extremitäten in Echtzeit entwickelt wurde. Das Feldgeneratordesign kombiniert das hochempfindliche FFL-Codierungsschema (Field-Free Line)35 mit einem schnellen dynamischen linearen Gradientenarray (dLGA)36,37 und ermöglicht die Echtzeitbildgebung sehr großer FOVs. In 3D-gedruckten realistischen menschlichen Gefäßphantomen visualisierte der iMPI-Scanner verschiedene Gefäßpathologien wie Aneurysmen und Stenosen. Echtzeitangiographie und bildgestützte PTA waren möglich. Ein spezielles „Röntgenfenster“ im MPI-Scanner-Setup ermöglichte die gleichzeitige Bildgebung mit einem herkömmlichen DSA-/Durchleuchtungssystem.

Das iMPI-Konzept folgt einem minimalistischen Design mit drei unabhängigen Übertragungsketten zur Erzeugung schneller 2D-Projektionsbilder unter Verwendung eines FFL-Codierungsschemas (Field-Free Line)35, wie in Abb. 1a skizziert. Zwei überlappende Sattelspulenpaare in Helmholtz-Konfiguration (CH1 und CH2), die mit einer Frequenz von f1 = f2 = 60 Hz und einer Phasenverschiebung von 90 Grad arbeiten, erzeugen eine feldfreie Linie, die entlang der Symmetrieachse verläuft (Abb. 1b). Diese dynamische Generierung der FFL folgt dem Wanderwellen-Ansatz, der sowohl die Generierung eines Kodierungsschemas (FFP oder FFL) als auch dessen Bewegung entlang einer Scannerachse kombiniert36,37. Ein zusätzliches Magnetpaar (CH3), das mit einer Frequenz von f3 = 2480 Hz arbeitet, steuert die FFL entlang einer sinusförmigen Flugbahn durch das gewünschte FOV und erzeugt 2D-Projektionen (x-z-Ebene) der MNP-Verteilung (Abb. 1c, d).

Skizze des Konzepts für kompakte, menschengroße MPI-Scanner mit einer feldfreien Linie (FFL). (a,b) Zwei Sattelspulenpaare werden mit einer Frequenz f1 = f2 = 60 Hz und einer Phasenverschiebung von 90 Grad angesteuert, was zu einer wandernden FFL entlang der Symmetrieachse des Scanners führt. (c) Zwei zusätzliche Magnetspulen in Helmholtz-Konfiguration (CH3) werden für die FFL-Verschiebung innerhalb der X-Y-Ebene verwendet. (d) Wenn CH3 mit einer Frequenz f3 ≫ f1 betrieben wird, wird die FFL entlang einer sinusförmigen Flugbahn durch das Sichtfeld gesteuert, wodurch 2D-Projektionen erzeugt werden.

Die Größe des Scanners wurde so gewählt, dass das Scannen eines menschlichen Oberschenkels möglich ist. Mit einem Innenbohrungsdurchmesser von etwa 20 cm und einem FOV-Bereich in Form einer elliptischen Röhre (Länge etwa 25 cm, kleinerer Durchmesser etwa 10 cm und größerer Durchmesser etwa 20 cm) bietet der zusammengebaute iMPI-Scanner eine Gradientenstärke von bis zu 0,36 T/m (0,25 T/m bei 70 % Systemleistung) und Echtzeitvisualisierung mit maximal 8 Bildern pro Sekunde. Die erzeugten Magnetfelder erreichen eine maximale Amplitude von etwa 35 mT (70 mT pp), was an der Grenze der PNS-Stimulation für die gewünschte Frequenz26 liegt (siehe Abschnitt PNS und SAR). Der Stromverbrauch von etwa 14 kW kann bei kontinuierlicher Bildgebung zu einem kritischen Temperaturanstieg führen. Dies kann durch Erhöhen des Arbeitszyklus und/oder Verringern der Gradientenstärke behoben werden (siehe Abschnitt Stromverbrauch). Das Design des iMPI-Scanners wurde so gewählt, dass er tragbar und leicht ist und etwa 10 kg wiegt (ca. 8 kg Kupfer, 1,2 kg PLA (Polymilchsäure) und 0,8 kg Epoxidharz).

Zur Bestimmung der Empfindlichkeit des iMPI-Scanners wird eine punktförmige Probe (Eppendorf-Kappe) gefüllt mit 1 ml verdünntem Perimag (Eisenkonzentration 8,5 mg/ml, Micromod Partikeltechnologie GmbH, Deutschland) in Schritten 1:50 (3,1 µmol Fe), Es wurden 1:100 (1,5 µmol Fe), 1:200 (765 nmol Fe), 1:400 (383 nmol Fe) und 1:800 (191 nmol Fe) gemessen (Einzeldatenerfassungszeit von 50 ms, Scannerparameter: Ströme ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A). Nach dem Rekonstruktionsprozess (weitere Details finden Sie im Methodenteil) konnte die Position der Eppendorf-Probe für jede Verdünnung eindeutig und wiederholt für jede Verdünnung rekonstruiert werden (siehe Abb. 2). Diese Eisenkonzentration lag weit unter den Anforderungen für den Dosisgrenzwert von 200 mg Fe (2,5 mg Fe pro kg für eine 80 kg schwere Person)38. Die SNR-Karte zeigt die Nachweisgrenze beim Band der 5. höheren Harmonischen (5 × f3 + 2 × f1).

Messergebnisse der Eisenmassenserie zeigen die rekonstruierten Bilder von Bildaufnahmen (50 ms) für unterschiedliche Mengen an Eisenmasse, verdünnt in 1 ml Wasser, gefüllt in einer punktförmigen Probe (Eppendorf-Kappe). Die Stammkonzentration des verwendeten Tracers (Perimag) betrug 8,5 mg/ml Eisen und wurde in Schritten von 1:50 bis 1:800 bzw. 3,1 µmol Fe auf 191 nmol Fe verdünnt. Bei höheren Verdünnungen treten am Rand des FOV einige kleine Bildartefakte auf, die auf den bildbasierten Matrixrekonstruktionsansatz zurückzuführen sind. Die Grafik rechts zeigt die Signalstärke bei 12.520 Hz.

In Abb. 3 Mitte ist ein Foto der beiden entscheidenden Instrumente für die bildgeführte PTA, eines Führungsdrahts und eines Ballonkatheters, modifiziert mit MPI-sichtbarem Material, gezeigt (weitere Details werden im Abschnitt „Methode“ angegeben). Zur Demonstration wurden beide Instrumente unter Echtzeitbedingungen mit 4 Bildern pro Sekunde gemessen (Einzeldatenerfassungszeit von 50 ms, Scannerparameter: Ströme ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A). Die rekonstruierten Bilder der Instrumente nach einer einzigen Aufnahme sind in Abb. 3a,b rechts dargestellt.

Die sichtbaren MPI-Instrumente werden im iMPI-Scanner visualisiert: (a) zeigt die Rekonstruktion des modifizierten herkömmlichen Führungsdrahts mit einem Marker und (b) die Rekonstruktion des modifizierten Ballons, der mit zwei Markern vorbereitet wurde. Das Foto in der Mitte zeigt die mit einem MPI-sichtbaren Material modifizierten Instrumente. Das erhaltene SNR ermöglichte die Echtzeitvisualisierung ohne Mittelwertbildung.

In diesen Experimenten wurden Gefäßpathologien in realistischen Gefäßmodellen durch die Injektion von Tracer-Agens visualisiert (weitere Details finden Sie im Abschnitt „Methode“). Zu Demonstrationszwecken wurden verschiedene Gefäßphantome mittels Echtzeitbildgebung visualisiert. Abbildung 4 zeigt ein normales Gefäß (a), ein Aneurysma (b) und eine Stenose (c). Abbildung 4d zeigt eine Pseudostenose aufgrund eines Rekonstruktionsartefakts. Die Daten wurden mit einer Einzeldatenerfassungszeit von 50 ms und Scannerparametern unter Verwendung von Strömen von ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A erfasst.

Gefäßphantome mit unterschiedlichen Gefäßpathologien. Foto und iMPI-Visualisierung von (a) einem regulären Gefäßphantom, (b) einem Aneurysma und (c) einer Stenose (Stenosegrad 70 %). (d) Zeigt eine Pseudostenose, die aus einem Rekonstruktionsartefakt resultiert. Alle Proben wurden mit Perimag (Eisenkonzentration 8,5 mg/ml) gefüllt und unter Echtzeitbedingungen gemessen.

Das MPI-System muss nicht nur die Möglichkeit bieten, die benötigten Instrumente zu verfolgen und zu visualisieren, sondern auch die gesamten Angiographieschritte. Dies erfordert einen schnellen und robusten Betrieb mit hoher Empfindlichkeit. Darüber hinaus kann die Echtzeitvisualisierung mit unterschiedlichen Materialien (Multicolor MPI39) aufgrund der Verwendung unterschiedlicher Rekonstruktionsparameter für unterschiedliche Materialien eine Herausforderung darstellen. In Abb. 5 sind mehrere Schritte des Interventionsverfahrens dargestellt, einschließlich der Injektion eines Tracermittelbolus in das Stenosephantom (Angiographie) vor (Abb. 5 erste Reihe) und nach der Ballondilatation (Abb. 5 vierte Reihe). Alle Daten wurden in Echtzeit und unter pulsierendem Fluss mithilfe einer Zahnradpumpe erfasst, um das menschliche Gefäßsystem zu simulieren. Der Datensatz der Ballonpositionierungsmarkierungen und des Inflationsprozesses wird mit verschiedenen Parametern rekonstruiert, um die Markierungen und die Inflation separat zu visualisieren (Abb. 5, zweite und dritte Reihe). Alle Daten wurden unter realistischen Bedingungen mit 4 Bildern pro Sekunde (Einzeldatenerfassungszeit 50 ms, Scannerparameter: Ströme ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A) und pulsierendem Fluss erfasst. Die schwarze Empfangsspule (siehe detaillierte Informationen im Abschnitt Methoden) bietet ein FOV mit einem Durchmesser von 11 cm und einer Länge von 12 cm (siehe Abb. 9).

iMPI-Echtzeitvisualisierung eines MPI-gesteuerten PTA mit 4 Bildern pro Sekunde (Einzeldatenerfassungszeit 50 ms). Das abgedeckte FOV beträgt 11 × 12 cm2. Die maximale pulsierende Strömungsgeschwindigkeit im experimentellen Gefäßsystem betrug 50 cm pro Sekunde. (1) In einem ersten Schritt wurde der Ort der experimentellen Stenose (Stenosegrad 70 %) durch Injektion eines 1 ml Perimag-Bolus (Eisenkonzentration 8,5 mg/ml) bestimmt (Magnetic Particle Angiography – MPA). Die Ballonpositionierung (2) wurde durch MPI-sichtbare Markierungen visualisiert, die vor und nach dem am Katheter montierten Ballon angebracht waren (helle ovale Signale, gelbe Pfeile). Die Ballondilatation (3) der Stenose erfolgte durch Aufblasen des Ballonkatheters mit Perimag. Die Bildrekonstruktion von (2) und (3) wurde aus demselben Datensatz mit unterschiedlichen Parametern (Multikontrast-MPI) und Datensubtraktion durchgeführt. Abschließend visualisierte eine zweite MPA (4) die erfolgreiche Behandlung der Stenose. Für Animationen siehe Zusatzdateien anim_PTAX.gif.

Ein Anwendungsmeilenstein auf dem Weg zu einer möglichen eigenständigen iMPI-gesteuerten Intervention ist der Einsatz in einer Hybridanwendung zusammen mit der etablierten konventionellen Röntgenangiographie. Daher wurde ein „Röntgenfenster“ in den Scanneraufbau integriert (siehe Empfangsspulen im Methodenteil). Erste Hybridmessungen wurden in einem klinischen Katheterlabor durchgeführt. Abbildung 6 zeigt erste Ergebnisse gleichzeitiger Experimente mit Röntgenstrahlen (Azurion 7 M 20 Flex, Philips, Deutschland) und iMPI unter realistischen pulsierenden Strömungsbedingungen (50 cm/s Spitze) und 4 Bildern pro Sekunde Echtzeitrekonstruktion (Scanner-Parameter: Ströme ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A).

Erste gleichzeitige iMPI-Röntgenbolusverfolgung mit einer Mischung aus Perimag und jodiertem Kontrastmittel (Verhältnis unverdünntes Perimag zu jodhaltigem Kontrastmittel von 1:1). (a) Bild des iMPI-Scanners (2) innerhalb des Röntgensystems (1). Gleichzeitige Echtzeit-Visualisierung des Bolus durch eine künstliche Gefäßstenose in einem Kniemodell in menschlicher Größe (3): (b) Röntgen und (c) iMPI. (d) zeigt eine Überlagerung beider Modalitäten. Das Video finden Sie in der Zusatzdatei iMPImeetsXRay.mp4.

In dieser Studie wird ein leichter und tragbarer MPI-Scanner vorgestellt, der für kardiovaskuläre Eingriffe an Extremitäten im menschlichen Maßstab bestimmt ist. Dieses neuartige Konzept der feldfreien Linienerzeugung ermöglicht eine echte 3D-Bewegung einer FFL durch den Scanner ohne zusätzliche Hardware-Anforderungen wie mechanische Bewegung von Scannerteilen und/oder Probenbett22,23,24,25. Darüber hinaus wird die Komplexität der Scanner-Hardware durch die Reduzierung der Kodierungsmethode auf Projektionsbildgebung vereinfacht. Dies bietet hohe Flexibilität und Transportfähigkeit aufgrund der reduzierten Anzahl von Spulen und bietet gleichzeitig eine gute Zugänglichkeit für den Patienten aufgrund des offenen Designs. In-vitro-Echtzeitangiographie, Verfolgung markierter endovaskulärer Instrumente und experimentelle kardiovaskuläre Eingriffe wie eine perkutane transluminale Angioplastie (PTA) in dynamischen Gefäßphantomen waren möglich. Die präsentierten Daten wurden mit 4 Bildern pro Sekunde erfasst, was üblicherweise in der Röntgenangiographie verwendet wird. Da die Aufnahmezeit für jedes Bild 50 ms betrug und die Latenzzeit bis zur Visualisierung etwa 100 ms betrug, sind bis zu 8 Bildraten pro Sekunde möglich. Dies liegt im Bereich klinischer Durchleuchtungssysteme40. Die gleichzeitige Bildgebung mit Röntgendurchleuchtung, dem Goldstandard für kardiovaskuläre Eingriffe, war möglich, da der iMPI-Scanner in nicht abgeschirmten Umgebungen arbeitet und über ein spezielles „Röntgenfenster“ für eine mögliche Hybridbildgebung verfügt. Das leichte Design des iMPI-Scanners ermöglicht eine direkte Montage am Röntgensystem und ermöglicht eine multiplanare Bildgebung aus verschiedenen Richtungen. Dadurch wird die Zugänglichkeit zum Scanner verbessert, was einen wesentlichen Vorteil dieses Designs im Vergleich zu herkömmlichen tomografischen MPI-Scannern darstellt. Für die kardiovaskuläre Bildgebung kann es erforderlich sein, eine zweite Projektionsebene anzuzeigen. Zu diesem Zweck könnte der iMPI-Scanner direkt auf einem Monoplan-Angiographiesystem montiert werden, um analog zur herkömmlichen Angiographie um den Patienten rotiert zu werden. Prinzipiell wären auch biplanare Angiographiesysteme möglich, wie sie beispielsweise für Neurointerventionen eingesetzt werden. Dabei werden zwei Paare von Röhrendetektoreinheiten senkrecht zueinander installiert. In diesem Fall muss ein zusätzliches Röntgenfenster eingeführt werden.

Durch den Verzicht auf zusätzliche Abschirmkomponenten wird die Zugänglichkeit für den Patienten im Scanner erheblich verbessert. Allerdings führen externe Hintergrundgeräusche von aktiven Hardwarekomponenten zu einer deutlichen Reduzierung des SNR, insbesondere in einem klinischen Katheterisierungslabor. Wie von Niederfeld-MRT-Geräten bekannt, die oft ohne Abschirmtechniken auskommen41, gibt es mehrere Ansätze zur aktiven Unterdrückung elektromagnetischer Störungen (EMI) durch den Einsatz zusätzlicher Sensoren, die das Umgebungshintergrundgeräusch erfassen, z. B. EDITER42. Auch für MPI gibt es erste Implementierungen zur aktiven Unterdrückung von EMI, z. B. der Anregungsfrequenzen43.

Ein wichtiges Merkmal von MPI-Scannern ist die Gradientenstärke des Magnetfelds, die direkt mit der räumlichen Auflösung korreliert23. Das vorgeschlagene iMPI-Konzept kann eine Gradientenstärke von etwa 0,36 T/m bei einem Stromverbrauch von 14 kW (0,25 T/m bei 7,5 kW – 70 % Systemleistung) bereitstellen, was eine räumliche Auflösung von etwa 5 mm25 ermöglicht. Die räumliche Auflösung von MPI ist deutlich geringer als die Submillimeterauflösung der Röntgendurchleuchtung, bietet aber den Vorteil eines Tracer-basierten, hintergrundfreien Signals mit hohem SNR.

Das verwendete Spulendesign verursacht eine intensive Geräuschentwicklung, insbesondere bei Kanal 3 mit 2480 Hz, wenn das System mit hohen Strömen betrieben wird (Scanner-Parameter: Ströme ICH1/2 = 165 A, ICH3 = 110 A). Dies liegt daran, dass die selbstgebauten Spulen unter der enormen Kraft, die die Wicklungen auseinanderdrückt, vibrieren können, obwohl die Spulen mit Epoxidharz vergossen sind. Für die Durchführung der Bilder in dieser Arbeit wurde die Leistung des Scanners auf etwa 70 % reduziert. Um dieses Problem zu lösen, müssen zukünftige Spulen mit weniger Windungen zusammengebaut und in stärkere Materialien eingekapselt werden, um Vibrationen zu vermeiden.

Um die räumliche Auflösung zu erhöhen, müssen die Hardware und das verwendete Partikelsystem verbessert werden. Tay et al. zeigten, dass die Verwendung eines neuartigen superferromagnetischen Partikelsystems zu einer zehnmal höheren räumlichen Auflösung und einem 40-mal höheren SNR führte44. Hardwareseitig kann der Magnetfeldgradient erhöht werden, indem der Feldgenerator mit höheren Strömen betrieben wird oder Spulen mit mehr Wicklungen verwendet werden. Beide Ansätze haben ihre Grenzen und erfordern ein ausgefeiltes Energiemanagement und Kühldesign. Hochleistungsansätze mit extrem kurzen Impulsen zur Erzeugung hoher Magnetfeldgradienten29 können dieses Problem teilweise lösen. Allerdings wandert die FFL in diesem Fall möglicherweise nur einmal entlang der Symmetrieachse des Scanners, was zu einer geringen räumlichen Abtastdichte führt. Dies erfordert möglicherweise ausgefeiltere Datenerfassungs- und -verarbeitungsstrategien, um hochaufgelöste Rohbilder durch verschachtelte FFL-Trajektorien31,45 über mehrere Pulszyklen zu erzeugen.

Das Wanderwellenkonzept des iMPI-Scanners36,37 bietet mehrere flexible Ansätze zur Verbesserung der Signalerzeugung. Die Verwendung fortschrittlicher Sequenzen mit TWMPI-Scannertypen, z. B. durch Anpassen der Phasen zwischen CH1 und CH2, führt zu einem höheren Gradienten und zoomähnlichen Effekten in den rekonstruierten Bildern30. Durch zusätzliche Modulation der Kanalamplituden kann die Abdeckung des Scanbereichs so gestaltet werden, dass einerseits SAR und PNS reduziert und das Problem der Signaldämpfung in MPI46 überwunden werden. Auf der Hardwareseite kann die parallele Datenerfassung durch gleichzeitige Erfassung des von mehreren FFLs erzeugten Signals das nutzbare Sichtfeld weiter erhöhen, um die intrinsische Maximalgröße zu überwinden, die durch den Abstand zwischen benachbarten beweglichen FFLs des vorgestellten Scanners definiert ist47.

Die Auswahl geeigneter Parameter für den Betrieb eines MPI-Scanners ist ein wichtiger Schritt und kann die Leistung solcher Scanner erheblich beeinflussen48. Das Verhältnis zwischen den Frequenzen f1 = f2 und f3 beeinflusst beispielsweise die Gleichmäßigkeit und Auflösung der Abdeckung des FOV innerhalb eines dedizierten Zeitfensters. Die Wahl der Frequenzen beeinflusst die Bildqualität deutlich. Beispielsweise führt eine Erhöhung der Frequenzen aufgrund der höheren Induktion typischerweise zu einem höheren SNR. Ab einer bestimmten Frequenz, abhängig vom verwendeten Tracermaterial, nimmt das SNR wieder ab und die Bildauflösung kann sich aufgrund der endlichen Néel- und Brownschen Relaxationszeiten der MNPs deutlich verschlechtern49. Es stehen neuartige Ansätze zur Verfügung, um die räumliche Auflösung durch ausgefeilte Datenverarbeitung zu erhöhen50. Wenn jedoch Echtzeitfähigkeit in interventionellen MPI-Systemen erforderlich ist, können reduzierte Datenraten und eine vereinfachte Signalverarbeitung erforderlich sein33. Für eine schnelle Datenerfassung und Signalverarbeitung ist die genaue Kenntnis aller Scannerparameter und des verwendeten Partikelsystems erforderlich, um optimale Ergebnisse zu erzielen. Dies behindert die Nutzung der oben genannten Funktionen, z. B. Frequenz- und Phaseneinstellung oder Spuleneinstellung, da die Parameteränderungen genau verfolgt werden müssen. Durch Echtzeitüberwachung der FFL- (oder FFP-)Trajektorie, z. B. mithilfe zusätzlicher Rückkopplungsspulen und KI-basierter Rekonstruktionstechniken51, kann die Bildqualität verbessert werden, während die Flexibilität des MPI-Scanners erhalten bleibt.

Im Vergleich zu Studien mit Kleintierscannern mit kleinerer Bohrung war die Visualisierung von Gefäßpathologien wie Aneurysmen und Stenosen weniger genau. Es ist technisch unmöglich, gleichzeitig höchste Werte für räumliche und zeitliche Auflösung, Empfindlichkeit und räumliche Abdeckung zu erreichen. Bei diesem für vaskuläre Eingriffe konzipierten Scannerkonzept lag der Fokus auf der Echtzeitvisualisierung in einem offenen Design. In zukünftigen Studien könnten andere Kriterien wie die räumliche Auflösung optimiert werden, z. B. durch Anwendung der oben genannten Konzepte.

In Abb. 4d ist eine Pseudostenose eines senkrecht zur Hauptgefäßrichtung ausgerichteten Gefäßabschnitts dargestellt. In x-Richtung ausgerichtete lineare Strukturen scheinen zu verschwinden, da beim Scannen mit einer feldfreien Linie entlang einer länglichen und homogenen Verteilung kein Signal erzeugt wird. Um dieses Problem zu lösen, könnte entweder die feldfreie Linie durch mechanische Drehung der Gantry oder des Scanners gedreht werden23.

Das Verfahren einer experimentellen PTA wurde erfolgreich durchgeführt, analog zu kürzlich veröffentlichten Studien mit Kleintierscannern. In-vivo-Anwendungen würden anspruchsvollere Interventionsgeräte erfordern als die experimentellen in dieser Studie52. Die Signaldrahtkomponenten müssten mit einer biokompatiblen hydrophilen Polymerbeschichtung beschichtet werden, um eine reibungsarme Manövrierfähigkeit zu gewährleisten17.

Wie bei der MRT müssen zur Patientensicherheit PNS- und SAR-Grenzwerte berücksichtigt werden26. Durch die Verringerung des Magnetfelds B und der Frequenz f nimmt auch die SAR erheblich ab. Da in menschengroßen Systemen die Magnetfeldamplitude aufgrund der Größe des FOV und des gewünschten Magnetfeldgradienten zunimmt, muss die Frequenz reduziert werden. Dies wirkt sich auch positiv auf die PNS-Werte aus, die bei MPI-Scannern dieser Bohrungsgröße stärker ausgeprägt sind. Diese Einschränkungen scheinen jedoch die Hochskalierung von MPI-Scannern auf menschliche Größe mit aus präklinischen Studien bekannten Magnetfeldgradienten und -frequenzen zu behindern. Diese Probleme können durch zusätzliche Techniken überwunden werden, beispielsweise durch das Scannen kleinerer Bereiche mit hohen Gradienten, ähnlich dem Fokusfeld-Ansatz53.

Darüber hinaus muss die Erwärmung ferromagnetischer Geräte durch magnetische Wechselfelder berücksichtigt werden. Mehrere Studien zum Erwärmungsverhalten von endovaskulären Geräten, wie z. B. Metallstents, zeigten, dass eine sichere Anwendung grundsätzlich möglich ist54.

Die Parameter für Empfindlichkeit und räumliche Auflösung hängen stark von der Anwendung ab, z. B. ist für die Verfolgung markierter Instrumente innerhalb eines MPI-Scanners nur eine geringe räumliche Auflösung und Empfindlichkeit erforderlich. Das Instrument kann mit einem Punkt aus hochkonzentriertem Material vorbereitet werden und die Lokalisierung eines einzelnen Punktes innerhalb des MPI-Scanners erfordert keine hohe räumliche Auflösung55. Dies kann jedoch die Untersuchung komplexer Gefäßsysteme wie Bifurkationen oder Trifurkationen einschränken. Für die Visualisierung des Bolus-Trackings muss die Empfindlichkeit in Abhängigkeit von der injizierten Konzentration des Tracers ausreichend hoch sein. Für die Einstufung von Gefäßverschlüssen (Stenosen) muss die räumliche Auflösung jedoch unbedingt hoch genug sein. Selbst bei einer räumlichen Auflösung unterhalb des Strukturverhaltens ist eine Quantifizierung der Gefäßstenose über die Signaldämpfung entlang des Gefäßes möglich56. Abhängig von der gewünschten Anwendung kann das iMPI-Design verschiedene Szenarien zur Unterstützung von Röntgengeräten abdecken.

Die Ergebnisse gleichzeitiger iMPI- und Röntgenmessungen sind in Abb. 6 dargestellt und zeigen einen ausgewählten Zeitpunkt, an dem der Bolus durch das Gefäßphantom wandert. Im Röntgenbild sind starke Linienartefakte sichtbar, die durch eine Wechselwirkung zwischen den starken Magnetfeldern und dem Detektor des Röntgensystems entstehen.

Die Positionierung der punktförmigen Proben für Verdünnungsreihenversuche (Abb. 2) hat keinen Einfluss auf die Ergebnisse. Alle Bilder wurden unter Verwendung derselben vorberechneten Systemmatrix rekonstruiert, für die Rekonstruktion wurden jedoch unterschiedliche Anzahlen von Harmonischen aus dem Fourier-transformierten Datensatz gesammelt. Dieser spezielle Peak-Picking-Prozess wird durch Schwellenwertbildung von Peaks mit Signalen kleiner als SNR = 2 durchgeführt. Die Grafik in Abb. 2 zeigt das Signalverhalten bei der ersten Seitenbandfrequenz der 5. höheren Harmonischen (5 × f3 + 2 × f1 = 12.520 Hz). ). Das 3. höhere harmonische Band sollte eine höhere Amplitude aufweisen, für die Bildgebung ist es jedoch notwendig, mindestens auch das nächsthöhere harmonische Band zu erfassen.

Die in dieser Arbeit verwendete Rekonstruktionsmethode für die Bilder basiert auf dem bildbasierten Systemmatrix-Ansatz46, der es ermöglicht, den Rekonstruktionsprozess von der Scanner-Hardware zu entkoppeln, indem als Zwischenschritt ein Gridding-Prozess zur Erzeugung von Rohbildern verwendet wird. Dies kann nützlich sein, wenn mit Instabilitäten in der Hardware gearbeitet wird, die durch die Kopplung der Spulen verursacht werden, oder für die Rekonstruktion und Visualisierung in Echtzeit. Eine direkte Fourier-basierte Rekonstruktionsmethode unter Verwendung von Spektralinformationen für die Systemmatrix kann ebenfalls implementiert werden57. Bei der Systemmatrixrekonstruktion können insbesondere an den Rändern mehrere Artefakte im endgültigen Bild auftreten. Dies kann durch Überscannen des FOV und Anpassen der Systemmatrixparameter58 behoben werden.

Einschränkungen: Die aktuelle Proof-of-Concept-Studie weist eine Reihe von Einschränkungen auf. Die Anzahl der Anwendungsbeispiele war gering, es wurde keine quantitative Analyse durchgeführt und es gab keinen systematischen Vergleich mit anderen bildgebenden Verfahren wie der röntgenbasierten Angiographie, der interventionellen MRT oder dem intravaskulären Ultraschall. Die Auswirkungen der Ausrichtung der Schiffsmodelle entlang des Gitters und die Auswirkungen der Schiffsgröße wurden nicht untersucht. Die getesteten beispielhaften Gefäßmodelle waren nicht ganz maßstabsgetreu und etwas größer als die entsprechenden menschlichen Gefäße, was sich auf die Signalintensität auswirken könnte. Die Bildqualität in Bezug auf Bewegung wurde in dieser Studie nicht explizit untersucht, schien aber während der Experimente keinen signifikanten Einfluss zu haben. Obwohl der grundlegende Arbeitsablauf der konventionellen Angiographie und Interventionen gut reproduziert werden konnte, gibt es derzeit noch keinen zugelassenen intraarteriellen MNP-Tracer speziell für MPI. Es gibt jedoch MNP-basierte MRT-Kontrastmittel für den Einsatz beim Menschen, die mit MPI58 sichtbar gemacht werden können. Die begrenzte Gradientenstärke dieses Scannertyps führt zu Einschränkungen der räumlichen Auflösung, die sich auf die diagnostische Genauigkeit auswirken können. Da das Hauptproblem hier nicht die Hardware selbst, sondern die PNS-Limitierung ist, müssen künftige Scannersysteme die Anregungsfrequenzen und Scanreichweiten weiter reduzieren. Durch die Kombination mehrerer spezifischer Sequenzen sollte der Bildgebungsprozess durch selektives Scannen der interessierenden Bereiche optimiert werden59. Durch zusätzliche Flexibilität beim Design von Sende- und Empfangsspulen werden die aktuellen SNR-Herausforderungen überwunden.

Das vorgestellte iMPI-System ist ein Scannerkonzept im menschlichen Maßstab für bildgesteuerte Gefäßeingriffe in Echtzeit. Die Machbarkeit eines solchen Systems wurde von ersten Scannercharakterisierungen bis hin zu experimentellen Eingriffen in dynamische Gefäßmodelle demonstriert. Die Möglichkeit der gleichzeitigen Hybridnutzung in Kombination mit der Goldstandard-Röntgentechnologie könnte die Umsetzung in die klinische Anwendung bei Gefäßinterventionen beschleunigen, um die ionisierende Strahlungsbelastung für Patienten und Klinikpersonal zu senken und den Einsatz potenziell nephrotoxischer Kontrastmittel zu reduzieren. Besonders vielversprechend ist iMPI für endovaskuläre Eingriffe ohne ionisierende Strahlung, die einen breiteren Einsatz dieser Behandlungsinstrumente ohne aufwändige Schutzmaßnahmen im Bereich (kardio-)vaskulärer Erkrankungen ermöglichen werden.

Die räumliche Kodierung im Magnetic Particle Imaging (MPI) folgt zwei Prinzipien: Field-Free Point (FFP)6 und Field-Free Line (FFL)35. Beide Ansätze haben ihre spezifischen Vor- und Nachteile. Das klassische FFP-Design ermöglicht eine schnelle und empfindliche Bildgebung mit einem kleinen FOV14. Das grundlegende FFL-Konzept zeichnet sich durch eine sehr hohe Empfindlichkeit aus, stellt jedoch relativ komplexe Anforderungen an die Felderzeugungshardware, was seine Verwendung für schnelle 3D-Bildgebung einschränkt23,60. Ein alternativer Ansatz ist das Wanderwellen-MPI-Konzept (TWMPI)37,61, das mehrere Spulen für die dynamische Erzeugung der erforderlichen Magnetfelder36,37 verwendet. Dieser flexible Ansatz bietet anpassbare Bildgebungsfunktionen30 und eine schnelle Bildgebung innerhalb eines großen Sichtfelds32 auf Kosten eines geringeren Signal-Rausch-Verhältnisses (SNR).

Sicherheitsgrenzen der spezifischen Absorptionsrate (SAR), auch Gewebeerwärmung genannt, und der peripheren Nervenstimulation (PNS), auch Magnetostimulation genannt, bestimmen die optimalen Scanparameter wie Magnetfeldstärke und -frequenz bzw. räumliche Auflösung und Scangeschwindigkeit.

Der SAR-Grenzwert regelt die Energie, die im Gewebe angewendet werden darf (typischerweise 4 W/kg)62. Sie hängt vom Magnetfeld und der Frequenz ab (SAR skaliert mit f2B2). Für die gegebene Geometrie und den gewünschten Magnetfeldgradienten sind Magnetfeldamplituden für CH1/2 sowie CH3 von etwa 35 mT erforderlich, um die FFL durch das Sichtfeld zu steuern. Die gewählten Frequenzen für CH1/2 von f1 = f2 = 60 Hz und f3 = 2,480 Hz für CH3 verursachen einen SAR von etwa 0,15 W/kg, was weit unter dem Grenzwert liegt und eine weitere Erhöhung des Magnetfeldgradienten bei Bedarf ermöglicht26.

Bei Antriebsfrequenzen unter 42 kHz ist PNS das wichtigste Sicherheitsproblem für MPI. PNS verursacht eine sensorische Reaktion im Muskel, die als Kribbeln, Stoßen oder Zucken beschrieben wird. Dies wird auf das elektrische Feld zurückgeführt, das durch ein angelegtes oszillierendes Magnetfeld (Magnetostimulation) über Neuronen induziert wird63. Mit dem Grundgesetz der Magnetostimulation (FLM) als Funktion der Frequenz

Die maximale Spitze-zu-Spitze-Amplitude des Magnetfelds, die die PNS-Grenze erreicht, kann berechnet werden. Hier ist \(\Delta {B}_{min,pp}\) der asymptotische Schwellenwert für Frequenzen, die ins Unendliche gehen. Die Chronaxiezeit \({\tau }_{c}\) misst die Zeit, die zur Depolarisation der Nerven benötigt wird64. Mit experimentellen Werten für das Bein (Radius von etwa 6 cm) von ΔBmin,pp = 47,5 ± 7,0 mT und τc = 295 ± 56 µs26 und für die gegebene Frequenz von f3 = 2480 Hz ergibt sich ein Spitze-zu-Spitze-Amplitudenschwellenwert von etwa 80 mT kann berechnet werden, was etwas über der Amplitude von 70 mT liegt, mit der die iMPI-Scanner-Hardware betrieben wird.

Abbildung 7 beschreibt den iMPI-Bildgebungs- und Rekonstruktionsprozess unter Verwendung einer FFL: Die Bildgebung in MPI basiert auf der nichtlinearen Magnetisierungsreaktion von MNPs auf zeitlich variierende Magnetfelder gemäß der Langevin-Theorie6. Ein starker Magnetfeldgradient in Form eines FFL wird erzeugt und schnell auf einer bestimmten Flugbahn durch das Sichtfeld gesteuert. Da die Magnetisierung des MNP außer in der Nähe der Nulldurchgangsbereiche des Magnetfelds (FFL) gesättigt ist, kehrt die Magnetisierung des MNP um, wenn der feldfreie Bereich des Gradienten ihn in unmittelbarer Nähe passiert. Diese schnelle Magnetisierungsänderung M wird induktiv mit einer Empfangsspule gemessen, was zum gewünschten Signal S = dM/dt führt (Abb. 7a).

Von der Signalerzeugung bis zur Bildrekonstruktion. (a) Die Magnetisierung eines MNP-Ensembles folgt der nichtlinearen Langevin-Funktion. Durch schnelles Lenken eines starken Magnetfeldgradienten, z. B. einer FFL, über eine MNP-Probe schlägt die Magnetisierung an der Position der FFL um und ein Signal S = dM/dt kann induktiv gemessen werden. (b) Das iMPI-Konzept verwendet Sattelspulen und Magnetspulen für eine dynamische Erzeugung und Bewegung eines FFL (Black Surface Rendering) entlang einer sinusförmigen Flugbahn innerhalb der x-z-Ebene, wobei die Magnetisierungsänderung der MNP-Probe induktiv erfasst wird. (d) Da die Position der FFL bekannt ist, kann das 1D-Zeitsignal mitregistriert und Punkt für Punkt (zeilenweise entsprechend dem Verhältnis von f3 zu f1) auf einem 2D-Bild, das die x-z-Projektion darstellt, gerastert werden ( Rohbild) der MNP-Verteilung innerhalb des FOV. In einem letzten Schritt können die als Beispiel für die MNP-Verteilung dienenden „iMPI“-Buchstaben im endgültigen Bild rekonstruiert werden.

Das vorgeschlagene iMPI-Konzept nutzt den Wanderwellenansatz für eine dynamische Erzeugung und Bewegung einer FFL entlang einer sinusförmigen Trajektorie, die das FOV in einem Projektionsbild (x-z-Ebene) abdeckt. Abbildung 7b,c zeigt eine Simulation65 eines „iMPI“-Schriftzugs, der als Beispiel für die MNP-Verteilung dient. Die wandernde FFL ist entlang der y-Achse ausgerichtet, das MPI-Signal wird von der gesamten Linie (FFL) erfasst, was zu einer Ax-Z-Projektion führt. Da die Flugbahn der FFL bekannt ist, kann das 1D-Signal mitregistriert und Punkt für Punkt auf einem 2D-Bild gerastert werden, indem der Position der FFL im Raum gefolgt wird, wodurch ein Rohbild entsteht. Dieses Rohbild zeigt die MNP-Verteilung, die mit der scannerspezifischen Punktverteilungsfunktion (PSF) gefaltet wurde57. In einem letzten Schritt kann das Projektionsbild mithilfe der bildbasierten Systemmatrixrekonstruktion46 rekonstruiert werden.

Der erfasste 1D-Datensatz besteht aus induktiv gemessenen Änderungen der MNP-Magnetisierungen (S = dM/dt) und muss vor der Rohbildvorbereitung verarbeitet werden (Softwarefilterung31,33,37,47) (siehe Abb. 8).

Skizze der notwendigen Schritte, um ein vollständig rekonstruiertes Bild zu erhalten: Durch Starten der Sequenz werden die ausgewählten Wellenformen für CH1/2 und CH3 den Magnetfeldgeneratoren bereitgestellt. Um eine transientenfreie Magnetfeldamplitude zu gewährleisten, beginnt das Erfassungsfenster mit einer gewissen Verzögerung nach den abgeschlossenen Hochläufen. Der digitalisierte Datensatz wird verarbeitet und auf einer 2D-Oberfläche gerastert, um vor der endgültigen Rekonstruktion und Visualisierung mithilfe eines bildbasierten Systemmatrix-Ansatzes ein Rohbild zu erstellen31,32,46.

Da die Position der FFL innerhalb des Scanners bekannt ist, können die 1D-Daten Punkt für Punkt auf einer 2D-Oberfläche mitregistriert werden, indem das 2D-Bild Zeile für Zeile aufgefüllt wird, wobei jede Zeile eine vollständige Periode von 1 darstellt /f3. Nach einer vollen Periode von 1/f1/2 beginnt der Gridding-Vorgang erneut an einer etwas anderen Position, die vom Verhältnis von f3 und f1/2 abhängt. Das Ergebnis ist ein Rohbild, das viermal (zweimal vom linken und rechten Scan und zweimal für jedes FFL-Zeichen) der MNP-Informationen aus dem FOV besteht, die mit einer spezifischen Punktspreizfunktion (PSF) gefaltet wurden57. Da alle 4 Bereiche die gleichen Informationen anzeigen, können alle Bereiche zusammengelegt werden, um das SNR entsprechend zu verbessern. Mit einem geeigneten Rekonstruktionskern, hier einer bildbasierten Systemmatrix, kann das endgültige Bild berechnet werden54. Da die gesamte Rohbilderzeugung verarbeitete (softwaregefilterte usw.) Zeitdaten verwendet, kann das Rauschen in den Rohbildern durch selektives Filtern von Harmonischen aus dem Spektrum mit ausreichendem SNR reduziert werden (siehe Abschnitt vom Signal bis zum endgültigen Bild).

Die Konsole (Steuereinheit) besteht aus Hardware- und Softwarekomponenten und bietet eine grafische Benutzeroberfläche (GUI) mit Automatisierungs- und Rekonstruktionssoftware sowie zusätzlicher Hardware-Peripherie wie Fußpedal und Eingabepad für schnelles und einfaches Drücken von Tasten Scannersteuerung. Dies ermöglicht die vollständige Kontrolle am Sendestandort von der Sequenzauswahl bis zum Start des Experiments. Darüber hinaus kann das medizinische Personal den iMPI-Scanner auf die gleiche Weise nutzen, wie man es von Röntgensystemen kennt. Auf der Empfangsseite wird das Erfassungsfenster ausgelöst und alle Datenverarbeitungsschritte von der Digitalisierung über das Datengridding und die Rekonstruktion bis hin zur Echtzeitvisualisierung werden abgewickelt. Für die Datenrekonstruktion wird ein bildbasiertes System zur Matrixrekonstruktion verwendet46, das robuste Bildrekonstruktionsergebnisse unter Echtzeitbedingungen liefert15,16,33. Die Systemmatrizen wurden in einem vorherigen Schritt65 basierend auf den iMPI-Kalibrierungsergebnissen simuliert und für die Verwendung im Rekonstruktionsframework zur Echtzeitvisualisierung vorbereitet.

Die Sendekette besteht aus drei Kanälen (CH) (Abb. 1, 10). Zwei treiben den Hauptgradienten (CH1 + CH2) an und erzeugen eine wandernde FFL entlang der Symmetrieachse durch den iMPI-Scanner, und CH3 lenkt die FFL ab, um ein Projektionsbild zu erzeugen. Vor dem Aufbau der Sendekette mit den Hochspannungsfilterkomponenten und dem Verstärkerschrank müssen die Frequenzen für den Betrieb von CH1, CH2 und CH3 entsprechend ausgewählt werden. Die geeignete Wahl der Frequenzen ist hier f1 = f2 = 60 Hz und f3 = 2480 Hz, abhängig von mehreren Parametern, wie z. B. SAR- und PNS-Begrenzung, gewünschter zeitlicher Auflösung und Sichtfeldabdeckung. Mit diesen Frequenzparametern müssen die Komponenten für jeden Sendekanal (Filter, Koppelnetzwerk etc.) vorbereitet werden. Abschließend wurde eine Kanalentkopplung durchgeführt, um einen stabilen Betrieb bei hohen Strömen zu gewährleisten.

Wie bereits erwähnt, erfordert die Felderzeugung für die gewünschte Gradientenstärke einen hohen Strom, um die Gradientenspulen (CH1 und CH2) sowie die Antriebsspule (CH3) anzutreiben. Mit Strömen für CH1/2 von jeweils ICH1/2 = 165 A und ICH3 = 110 A für CH3 und einem gemessenen elektrischen Widerstand von RCH1/2 = 0,5 Ω und RCH3 = 0,6 Ω kann ein effektiver Stromverbrauch zu Peff,CH1 geschätzt werden /2 = 1/2∙RCH1/2∙I2CH1/2≈6,6 kW und Peff,CH3 = 3,5 kW.

Um eine Vorstellung über den Temperaturanstieg innerhalb jeder Messung zu bekommen, können die folgenden Berechnungen zur Abschätzung herangezogen werden. Da die Spulen größtenteils aus Kupfer bestehen, wird im ersten Schritt die Kupfermasse für jede Spule mit mCo = VCo∙ρCo = Awire∙lwire∙ρCo berechnet, wobei Awire = π∙400∙0,052 mm2 = π mm2 das Kreuz ist Abschnitt der verwendeten Litze (Rupalit 400 × 0,1, PACK LitzWire, Deutschland), lwire,CH1/2≈90 m und Iwire,CH3≈105 m sind die Längen für die Spulen und ρCo = 8,96 g/cm3 ist die Dichte von Kupfer. Unter Verwendung der Formel P∙Δt = mCo∙cCo∙ΔT, wobei cCo = 0,383 J/(g∙K) die spezifische Wärmekapazität von Kupfer und Δt = 0,06 s der Arbeitszyklus für einen einzelnen Stoß ist, und die berechneten Werte, Der Temperaturanstieg ΔT pro Bild kann auf ΔTCH1/2≈0,41 K und ΔTCH3 = 0,18 K geschätzt werden.

Da der iMPI-Scanner über kein aktives Kühlsystem verfügt, erfolgt im Folgenden eine Abschätzung der Luftkühlungsfähigkeit auf Basis der Konvektion. Unter Verwendung der Formel für den Wärmeübergang Q/t = α∙A∙ΔT mit den Spulenflächen ACH1/2≈0,168 m2 und ACH3≈0,171 m2 ergibt sich eine geschätzte Temperaturdifferenz ΔT = 50 K zwischen einer beheizten Spule und der Lufttemperatur und a Der Wärmeübergangskoeffizient αfrei≈10 W/m2/K für konvektionsgesteuerte Kühlung und αerzwungen≈30 W/(m2∙K) für erzwungene Luftströmung mit einem Ventilator kann der Temperaturabfall pro Sekunde auf ΔTKühlung,CH1/2≈0,10 geschätzt werden …0,30 K und ΔTcooling,CH3≈0,09…0,27 K.

Somit ist eine kontinuierliche Messung mit dem iMPI-Scanner bei einer Framerate von ca. 0,5 zu 1 möglich. Bei einer Framerate von 4 kann der iMPI-Scanner bis zu 45 s kontinuierlich betrieben werden, bevor er abkühlen müsste.

Die Empfangskette besteht aus mehreren Signalfiltern (Hoch- und Tiefpassfilter), die an die Frequenzen der Scanner angepasst wurden, und einem maßgeschneiderten breitbandigen rauscharmen Vorverstärker (LNA). Die Empfangskette wurde als modulares System implementiert, das die Verwendung verschiedener Empfangsspulen für spezifische Anwendungen ermöglicht. Über ein zusätzliches Impedanzanpassungsnetzwerk kann die Resonanz der Empfangsspule angepasst werden (siehe Abb. 10). In Abb. 9 sind zwei verschiedene Arten von Empfangsspulen dargestellt: links zwei Starrkörperversionen mit unterschiedlichen Durchmessern bestehend aus jeweils vier Spulen. Die beiden äußeren Spulen können so eingestellt werden, dass sie das Anregungssignal unterdrücken (gradiometrische Empfangsspule). Die schwarze Spule bietet einen Innendurchmesser von 11 cm und eine FOV-Länge von etwa 12 cm. Die weiße Spule hat einen Innendurchmesser von 18 cm und eine FOV-Länge von etwa 14 cm. Beide Spulen bieten ein eigenes Röntgenfenster für gleichzeitige Röntgen-MPI-Messungen.

Zwei verschiedene Ansätze für Empfangsspulen werden demonstriert: Links: Die Starrkörper-Empfangsspulen mit unterschiedlichen Durchmessern (dschwarz = 11 cm, dweiß = 18 cm) stellen jeweils vier Spulen zur Verfügung, die als Gradiometer verwendet werden können. Beide verfügen über ein eigenes Röntgenfenster. Rechts: eine flexible Empfangsspule, bestehend aus zwei Rennbahnspulen, die auf einem flexiblen Material montiert sind.

Die auf der rechten Seite gezeigte flexible Empfangsspule besteht aus zwei Rennbahnspulen (Länge 56 cm und Breite 7 cm), die auf einem flexiblen Material angeordnet sind und ein gradiometrisches Design bilden. Dadurch kann die Spule für ein besseres SNR um die Probe gewickelt werden.

Nach dem Zusammenbau des iMPI-Scanners muss das gesamte Setup umgesetzt werden. Abbildung 10 gibt einen Überblick über die an den Scanner angeschlossenen Teile. Die Konsole dient als Steuereinheit und verwaltet die Benutzereingaben über zusätzliche Peripherie wie Fußpedal oder grafische Benutzeroberfläche, generiert die Sequenzen zur Ansteuerung der Feldgeneratoren (Sendekette) und löst die Signalerfassung (Empfangskette) sowie die Datenverarbeitung aus (Bildrekonstruktion) und Visualisierung.

Übersicht über den experimentellen iMPI-Aufbau mit Darstellung zusätzlicher Peripheriegeräte, die für den Betrieb des iMPI-Scanners erforderlich sind: Die Konsole besteht aus einer Steuereinheit, die Benutzereingaben verarbeitet und die Abläufe für die Magnetfelderzeugung, Datenerfassung, -verarbeitung und -visualisierung koordiniert. Auf der Sendeseite erzeugt ein Arbiträrwellengenerator (AWG) die entworfene Sequenz. Ein AMP-Schrank verstärkt die Sequenzsignale für hohe Magnetfelder, die zur Kodierung und Phantomvisualisierung erforderlich sind. Auf der Empfangsseite wird das Signal induktiv über eine Empfangsspule (rx) empfangen, durch passive Tief- und Hochpassfilter sowie rauscharme Verstärker (LNA) gefiltert und verstärkt und über einen Analog-Digital-Wandler digitalisiert ( ADC). Zur Verarbeitung der Daten vor der Visualisierung (vis) sind weitere Signalverarbeitungsschritte (reco) erforderlich. Eine zusätzliche Rückkopplungsspule (FC) dient zur Überwachung der Feldparameter des Scanners.

Im Handel erhältliche endovaskuläre Instrumente zeigten im iMPI-Scanner kein relevantes Signal oder Artefakt und mussten zur besseren Sichtbarkeit mit speziellen Markern modifiziert werden. Veröffentlichte Methoden15,16,17,20,52 zum Markieren endovaskulärer Instrumente lieferten im Fall des iMPI-Scanners ein zu geringes Signal, daher wurde ein kurzes Stück Magnetdraht (Büroklammer) an den Instrumenten befestigt (0,035 Zoll hydrophiler Radfocus M-Führungsdraht ( Terumo, Tokio, Japan), Visi-Pro-Ballon (37 mm, Medtronic, USA)) für diese Studie (Abb. 3). Mit dieser Modifikation war das SNR hoch genug für die Echtzeitvisualisierung von Führungsdraht und Ballon.

Als intravaskulärer Tracer zur Visualisierung von Gefäßpathologien sowie für dynamische Angiographieexperimente mit Bolusinjektionen wurde ein experimenteller MPI-Tracer verwendet (Perimag plain, 130 nm hydrodynamischer Durchmesser, Eisenkonzentration 8,5 mg/ml (LOT:00520102–03), Micromod Partikeltechnologie GmbH, Deutschland)66.

Aus realen 3D-CT-Datensätzen wurden menschengroße Gefäßphantome der Kniekehlenregion erstellt. Die nachträgliche Verwendung dieser Datensätze wurde von der örtlichen Ethikkommission genehmigt, wobei auf eine Einwilligung nach Aufklärung verzichtet wurde. Die Schiffsstrukturen wurden in einem ersten Schritt mithilfe eines selbst erstellten Frameworks extrahiert, das eine benutzerfreundliche grafische 3D-Benutzeroberfläche bietet67. Nach der Nachbearbeitung wurden die extrahierten Modelle mit einem flexiblen Material (Elastic 50A Resin, Formlabs, USA) für den 3D-Druck (Form3, Formlabs, USA) vorbereitet, um die Gefäßelastizität zu simulieren68. Für perkutane transluminale Angioplastie-Experimente wurde ein einstellbares Stenosephantom entwickelt, um eine realistische endovaskuläre Behandlung zu simulieren. Der Durchmesser des Gefäßlumens beträgt etwa 8–10 mm. Aus technischen Gründen (Handhabung des Gefäßclips) war das Muttergefäß mit 10 mm Durchmesser größer als ein menschliches Kniekehlengefäß (5–6 mm). Mithilfe verschiedener Gefäßklammern konnte der Stenosegrad auf einer Länge von ca. 30 mm von 70 % bis auf 35 % eingestellt werden. Die Gefäßklammern können in einer Behandlungssimulation durch Anwendung einer Ballondilatation unter realistischen Bedingungen entfernt werden. Mit einer Zahnradpumpe werden realistische Strömungsbedingungen nachgebildet, die für einen kontinuierlichen und pulsierenden Durchfluss sorgen.

Für realistische Boli innerhalb des interessierenden Bereichs wurde 1 ml Perimag (Eisenkonzentration 8,5 mg/ml) über einen angeschlossenen Schlauch etwa 50 cm vor der Probe injiziert. Nach der Bolusinjektion wurde zusätzliches Wasser zum Abspülen des Tracers verwendet. Unter Berücksichtigung einer Dosisgrenze von 200 mg Eisen für eine 85 kg schwere Person (2,5 mg Eisen pro kg)38 scheinen Menge und Konzentration für die intraarterielle Bolusinjektion und -verfolgung nützlich zu sein.

Phantome in Menschengröße wurden von anonymisierten Patienten mit Einverständniserklärung gewonnen (genehmigt durch die Ethikkommission des Universitätsklinikums Würzburg, Nr. 20210310 04). Alle Methoden wurden in Übereinstimmung mit den relevanten Richtlinien und Vorschriften durchgeführt. Das ergänzende Video zeigt die Autoren Dr. Stefan Herz und Dr. Patrick Vogel.

Aufbereitete Messdatensätze zur Erstellung der Diagramme sind auf zenodo.org verfügbar (https://doi.org/10.5281/zenodo.7146758). Rohdaten sind auf Anfrage beim entsprechenden Autor [PV] erhältlich.

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Wir danken Dr. Henrik Teller und Dr. Cordula Grüttner von der Micromod Partikeltechnology GmbH Deutschland für die Bereitstellung des Partikelsystems Perimag und der Pure Devices GmbH für die Bereitstellung der Antriebskonsole und den technischen Support.

Die Arbeit wurde von der Deutschen Forschungsgemeinschaft (DFG) gefördert, Fördernummern: VO-2288/1-1, VO-2288/3-1 und BE 5293/1-2. Diese Veröffentlichung wurde von der Open-Access-Publikation unterstützt Fonds der Universität Würzburg (Open-Access-Förderung ermöglicht und organisiert durch Projekt DEAL).

Fachbereich Experimentalphysik 5 (Biophysik), Julius-Maximilians-Universität Würzburg, Würzburg, Deutschland

P. Vogel, M. A. Rückert, C. Greiner, J. Günther, T. Reichl, T. Kampf & V. C. Behr

Abteilung für Diagnostische und Interventionelle Radiologie, Universitätsklinikum Würzburg, Würzburg, Deutschland

TA Bley & S. Herz

Abteilung für Diagnostische und Interventionelle Neuroradiologie, Universitätsklinikum Würzburg, Würzburg, Deutschland

T. Kampf

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PV: erste Idee, Hardware entwickeln, Scanner zusammenbauen, Experimente durchführen, Figuren vorbereiten, Datenverarbeitung, Software für Datenverarbeitung und Simulationen bereitstellen, Manuskript schreiben. MAR: Hardware entwickeln, Scanner zusammenbauen, Theorie bewerten, Manuskript schreiben. CG: Hardwareentwicklung, Scannermontage. JG: Probenvorbereitung, Durchführung von Experimenten. TR: Probenvorbereitung, Durchführung von Experimenten. TK: Theorie bewerten, experimentelles Design, Manuskript schreiben. TAB: Erste Idee, Bereitstellung interventioneller Instrumente und Labor, Ressourcenmanagement. VCB: erste Idee, Bereitstellung des MPI-Labors, Ressourcenmanagement, Schreiben des Manuskripts. SH: Erste Idee, Versuchsdesign, Durchführung von Experimenten, Schreiben des Manuskripts. Alle Autoren haben das Manuskript überprüft.

Korrespondenz mit P. Vogel.

PV, MAR und VCB haben bei BayPAT einen Patentantrag für die TWMPI-Scannertechnologie eingereicht (Anmeldenummer 18165054). Die übrigen Autoren erklären keine konkurrierenden Interessen.

Springer Nature bleibt neutral hinsichtlich der Zuständigkeitsansprüche in veröffentlichten Karten und institutionellen Zugehörigkeiten.

Zusatzvideo 1.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Vogel, P., Rückert, MA, Greiner, C. et al. iMPI: tragbarer Magnetpartikel-Bildgebungsscanner in Menschengröße für endovaskuläre Eingriffe in Echtzeit. Sci Rep 13, 10472 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-37351-2

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Eingegangen: 20. November 2022

Angenommen: 20. Juni 2023

Veröffentlicht: 28. Juni 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-37351-2

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