Als Magnetic Particle Imaging (MPI) wird eine neue medizinische Bildgebungsmodalität bezeichnet, welche sich zur Zeit noch in der Entwicklung befindet. Erste präklinische Systeme werden bereits kommerziell vertrieben und für Tierexperimente eingesetzt. Eine Skalierung des Systems auf Menschengröße ist allerdings zur Zeit noch nicht mit ökonomisch vertretbarem Aufwand möglich. Im Gegensatz zu deutlich bekannteren Bildgebungsverfahren wie der Magnetresonanztomographie (MRT/MRI) werden im MPI ausschließlich die Signale des eingesetzten Tracers gemessen und zu einem Bild rekonstruiert. Der Vorteil hierbei ist, dass beispielsweise Blutgefäße oder Tumore, an welche die als Tracermaterial eingesetzten magnetischen Nanopartikel über Funktionalisierungen binden können, direkt gegenüber Knochen oder Gewebe abgegrenzt werden können. Aufgrund der schnellen Signalerfassung von einigen zehn Volumina pro Sekunde können außerdem funktionale Zusammenhänge (schlagende Herzen, Thromben, etc.) in Echtzeit dargestellt und untersucht werden. Aufgrund der Verwendung magnetischer Signalquellen grenzt sich MPI an dieser Stelle außerdem gegenüber nuklearen Bildgebungsverfahren ab, in welchen zellschädliche Radionukleide als Kontrastmittel verabreicht werden, deren Signal im Vergleich zu magnetischen Signalquellen zusätzlich durch das sie umgebende Gewebe abgeschwächt werden und Tiefeninformationen somit schwerer zugänglich machen.
MPI setzt mindestens zwei magnetische Feldkonfigurationen voraus, die verwendet werden, um die magnetischen Signale der Nanopartikel ihrer räumlichen Verteilung im Körper zuordnen zu können: das Selektionsfeld und das Anregungsfeld. Das Selektionsfeld, welches im einfachsten Fall als statisches Feld implementiert wird, kann mit Hilfe von Elektro- oder Neodym-Magneten erzeugt werden. Das Anregungsfeld wird mit Hilfe von stromdurchflossenen Spulen realisiert.
Das Selektionsfeld dient dazu, einen bestimmten Bereich in der zu untersuchenden Region (field of view, FOV) zu selektieren. Dies geschieht über ein Gradientenfeld, welches in einem bestimmten Bereich (z.B.: ein feldfreier Punkt [field-free point, FFP] oder eine feldfreie Linie [field-free line, FFL]) eine feldfreie Region erzeugt. In dieser feldfreien Region können die Partikel prinzipiell beliebig auf weitere magnetische Stimuli reagieren. Außerhalb der feldfreien Region sind die magnetischen Momente der Partikel quasi ausgerichtet, und das magnetische Moment jedes Einzelpartikels zeigt fest in Richtung des Gradienten.
Liegt das Selektionsfeld an, so kann also nur ein kleiner Teil des verabreichten Tracers ein magnetisches Antwortsignal auf einen magnetischen Stimulus liefern. In der Regel wird für den Stimulus ein harmonisch extrem reines sinusförmiges Anregungsfeld eingesetzt, welches die Magnetisierung der Partikel innerhalb der feldfreien Region periodisch in ihren Sättigungsbereich treibt. Die Harmonischenantwort der sich in der feldfreien Region befindlichen Partikel gleicht in diesem Szenario der des im MPS entstandenen Signals.
Verschiebt man nun die feldfreie Region über das zu untersuchende Areal, erhält man ortsabhängig eine Harmonischenantwort der magnetischen Nanopartikel und kann über die Amplitude des Empfangssignals auf die jeweilige ortsabhängige Konzentrationsverteilung der magnetischen Nanopartikel schließen.
Eine gleichzeitige Verschiebung der feldfreien Region und Anregung des Tracers innerhalb dieser führt zu einer sehr schnellen Variante der Bildgebung mit magnetischen Nanopartikeln. Die Verschiebung der feldfreien Region passiert instantan durch die Überlagerung des externen Anregungsfeldes, da das Gradientenfeld in jedem Zeitpunkt in jedem Ortspunkt eine Superposition der Feldstärke durch das Anregungsfeld erfährt. Dadurch werden zeitabhängig unterschiedliche Partikel an unterschiedlichen Orten angeregt. Durch eine intelligente Wahl von unterschiedlichen Frequenzen der Anregungen in unterschiedlichen Raumrichtungen entsteht eine Verschiebung der feldfreien Region entlang einer Lissajous-Trajektorie, die nach der Repetitionszeit in sich geschlossen ist. Somit lassen sich schnell mehrere Bilder hintereinander aufnehmen.
Um nun letztendlich ein Bild aus den Empfangssignalen generieren zu können, muss die zu erwartende Antwort des Tracermaterials für jeden Ortspunkt im FOV im Voraus bekannt sein. Dazu wird eine Kalibrierung durchgeführt, indem eine Punktprobe des Tracermaterials an jeden Raumpunkt verschoben wird. Die Antworten des Tracermaterials für die jeweiligen Raumpunkte werden in der sogenannten Systemmatrix zusammengefasst. Wird nun eine Messung einer beliebigen Verteilung von magnetischen Nanopartikeln im FOV gemessen, so kann die Verteilung über die Inverse der Systemmatrix (Lineares Gleichungssystem) rekonstruiert werden.
Am Institut existieren verschiedene Hardware-Aufbauten, mit denen die Bildgebungsmodalität MPI realisiert werden kann. Das aktuelle Setup wurde in einer elektrischen Abschirmkammer installiert und verfügt über zwei mechanisch verfahrbare Neodymmagneten, die in der vertikalen (z-Achse) sich abstoßend angeordnet sind. Eine Verschiebung der Magnete gegeneinander ermöglicht eine einstellbare Gradientenfeldstärke von bis zu 3 T/m in der isotropen Bildgebungsebene (x-y-Ebene). Eine Parallelverschiebung der Magnete kann dazu verwendet werden, den Schnitt des zu untersuchenden Objekts in der Bildgebung zu variieren (Verschiebung der x-y-Bildgebungsebene in z-Richtung). Das System verfügt über zwei Anregungsachsen in der Bildgebungsebene, die - im Gegensatz zu anderen auf der Welt existierenden Systemen - mit zwei unterschiedlichen Frequenzen (10 kHz und 25 kHz) betrieben werden können. Mit Hilfe dieser Technik lässt sich zeigen, dass neben einer quantitativen Bildgebung der Nanopartikelkonzentration zusätzlich Informationen über den Bindungszustand oder die Viskosität der Umgebung der Nanopartikel (Stichwort mobility MPI (mMPI)) als auch die Temperatur gewonnen werden können. Die weiteren ermittelten Parameter können schließlich im Bild farbcodiert für den Anwender dargestellt werden.
