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Die
Erfindung betrifft ein kombiniertes Magnetresonanz-Bildgebungs- und
Zielführungsgerät für magnetische
Partikel mit einem Magnetspulen-Array.
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Die
Chemotherapie ist eine medikamentöse Therapie von Krebserkrankungen
(antineoplastische Chemotherapie) oder Infektionen (antiinfektiöse Chemotherapie,
auch antimikrobielle Chemotherapie). Sie verwendet Stoffe, die ihre
schädigende
Wirkung möglichst
gezielt auf bestimmte krankheitsverursachende Zellen beziehungsweise
Mikroorganismen ausüben
und diese abtöten
oder in ihrem Wachstum hemmen. Hierbei macht man sich bei der Behandlung
von bakteriellen Infektionskrankheiten den unterschiedlichen Aufbau
von mehrzelligen (Mensch) und einzelligen Lebewesen (Bakterien)
zu nutze. Bei der Behandlung bösartiger
Tumorerkrankungen nutzen die meisten dieser Substanzen die schnelle
Teilungsfähigkeit
der Tumorzellen, da diese empfindlicher als gesunde Zellen auf Störungen der
Zellteilung reagieren. Auf gesunde Zellen mit ähnlich guter Teilungsfähigkeit üben sie
allerdings eine ähnliche
Wirkung aus, wodurch sich Nebenwirkungen wie Haarausfall oder Durchfall
einstellen können.
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Der
Wunsch, erkrankte Körperkompartimente
vollständig
zu therapieren, ohne dabei das Chemotherapeutikum im restlichen,
gesunden Organismus zu verteilen, kann mit den systemischen Applikationswegen
bisher nicht ausreichend verwirklicht werden. In den letzten 20
Jahren entwickelten sich verschiedene regionale und zielgerichtete
Arzneimittelapplikationen, um gesunde Zellen vor erhöhter Exposition
zu schützen
und eine höhere
Wirkstoffkonzentration im Applikationsgebiet, z. B. einem Tumor, zu
erreichen.
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Magnetische
Arzneimittelzielführung,
auch Drugtargeting genannt, ist eine Möglichkeit der zielgerichteten
Tumortherapie. Hierbei werden Chemotherapeutika, wie z. B. Zytostatika,
reversibel an Ferrofluide, das sind kolloidale Lösungen magnetischer Nanopartikel,
gebunden und intravasal appliziert. Unter Einwirkung eines externen
magnetischen Feldes in einem bestimmten Körperkompartiment werden diese
Ferrofluide dann angereichert. Sie dienen als Transportvehikel,
um die gebundenen Chemotherapeutika über den Blutweg im gewünschten
Zielgebiet zu konzentrieren, wenn über diesem ein entsprechendes
Magnetfeld fokussiert wird.
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Bei
vielen Erkrankungen möchte
man Diagnose und Therapie in einem zusammenhängenden Prozess möglichst
gleichzeitig ohne Umlagerung des Patienten durchführen.
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Der
Erfindung liegt nun die Aufgabe zugrunde, ein kombiniertes Therapie-
und Diagnosegerät anzugeben,
mit dem eine Zielführung
von magnetischen Partikeln bei gleichzeitiger diagnostischer Überwachung
möglich
ist.
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Die
Aufgabe wird erfindungsgemäß durch die
im Patentanspruch 1 angegebene Vorrichtung gelöst. Demnach wird die Erfindung
realisiert an einem kombinierten Magnetresonanz-Bildgebungs- und Zielführungsgerät für magnetische
Partikel mit einem Magnetspulen-Array.
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Gemäß dem erfindungsgemäßen Lösungsweg
ist die Vorrichtung dadurch gekennzeichnet, dass das Magnetspulen-Array
mehrere Spulen umfasst, die jeweils mit einer Stromversorgung verbunden
sind, dass die Stromversorgungen mit einer Steuerung verbunden sind,
die für
zwei Betriebsarten ausgebildet ist, wobei bei einer ersten Betriebsart
die Stromversorgungen so gesteuert werden, dass an mindestens einem
Ort in einem Zielgebiet ein Magnetfeld-Extremwert erzeugt wird,
und wobei bei einer zweiten Betriebsart die Stromversorgungen so
gesteuert werden, dass in einem Abbildungsgebiet ein Magnetfeld
mit ei nem für
die Bildgebung geeigneten Magnetfeldverlauf erzeugt werden.
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Damit
wird ein diagnostisches Magnetresonanzgerät für eine Zielführung von
Magnetpartikeln ertüchtigt,
so dass unmittelbar aufeinander folgend ohne Umlagerung des Patienten
eine Diagnose und eine Zielführung
von Magnetpartikeln, an denen entsprechende Medikamente gebunden
sind, möglich wird.
Die Magnetpartikel stellen kleine Magnetpole dar, auf die Magnetfelder,
insbesondere inhomogene Magnetfelder, eine Kraft ausüben. Mit
Hilfe des im Magnetresonanzgerät
enthaltenen Magnetspulen-Array werden die Magnetpartikel an den
Therapieort im Zielgebiet geführt,
wobei die Zielführung mittels
spezieller ortsabhängiger
Magnetfelder erfolgt. Mit dem Arrayaufbau ist es möglich, in
dem Abbildungsgebiet und dem Zielgebiet streng monoton steigende
oder fallende Feldverläufe,
im Folgenden auch Gradientenfelder genannt, und im Zielgebiet noch
zusätzlich
Feldverläufe
mit einem Magnetfeld-Extremwert zu generieren. Die Feldformung erfolgt
in allen drei Raumachsen, so dass sowohl eine Ortskodierung der
Bildsignale wie auch eine Konzentration der Magnetpartikel an einem
gewünschten
Ort im Zielgebiet erreicht werden kann. Bei der Zielführung kann
auch noch der Effekt ausgenutzt werden, dass Gradientenfelder eher
einen Translations- als einen Fokussierungseffekt besitzen, wie
das bei Feldern der Fall ist, die einen Magnetfeld-Extremwert aufweisen.
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Es
ist sogar möglich,
die erste und die zweite Betriebsart bei einer entsprechenden Lokalierungsgeometrie
der Magnetpartikel gleichzeitig zu aktivieren. Beispielsweise wäre eine
Lokalisierungsgeometrie, die in einer gesamten Ebene, z. B. einer
transversale Ebene, verläuft,
für die
gleichzeitig aktivierten Betriebsarten geeignet.
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Die
Geometrie und das Profil des Zielgebiets kann beispielsweise graphisch über ein
Eingabegerät,
z. B. eine Computermaus, in ein Übersichtsbild eingezeichnet
werden. Auf einem Computer werden dann die von den Stromversorgungen
zu lie fernden Ströme
in Abhängigkeit
von dem Profil des Zielgebiets berechnet.
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Bei
der Zielführung
der Magnetpartikel ist es nun von besonderem Vorteil, dass während der
Therapie ohne eine Umlagerung des Patienten eine Magnetresonanzbildgebung
und damit eine diagnostische Kontrolle durchgeführt werden kann. Die für die Ortskodierung
bei der Bildgebung erforderlichen Gradientenfelder werden durch
Umschalten der Betriebsart der Steuerung erzeugt. Mit der Bildgebung kann
dann überprüft werden,
ob die Magnetpartikel auch das Zielvolumen erreicht haben. Ist dies
noch nicht der Fall, können
die Magnetpartikel in der ersten Betriebart der Steuerung erneut
lokalisiert bzw. fokussiert werden. Dabei ist allerdings zu beachten, dass
die Magnetpartikel nicht durch die Gradientenfelder bei der Bildgebung
wieder delokalisiert werden. Das kann für die Bildgebung durch eine
kurze Messdauer und/oder kleine Amplituden für das Bildgebungsmagnetfeld
im Vergleich zu dem Magnetfeld für
die Lokalisation erreicht werden.
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Eine
weitere Anwendung des kombinierten Magnetresonanz-Bildgebungs- und
Zielführungsgeräts besteht
in der Verwendung bei einer Mehrkomponenten-Therapie. Dabei kommen
zwei Reagenzien zur Anwendung, die getrennt voneinander chemisch
inaktiv sind. Wenn sie zusammentreffen, reagieren sie jedoch zum
Beispiel unter Wärmeerzeugung.
Mit Hilfe der magnetischen Trägerpartikel
kann nun das erste chemisch inaktive Reagenz an die Stelle des Tumors
durch magnetische Zielführung gebracht
werden. Ist es dort fokussiert, wird das zweite chemisch inaktive
Reagenz dem Patienten injiziert, so dass es sich im Körper verteilen
kann. Wenn nun das zweite Reagenz auf das erste Reagenz trifft,
findet eine thermische, z. B. exotherme, Reaktion statt, durch deren
Wärmeentwicklung
der gewünschte
therapeutische Effekt erzeugt wird, z. B. ein zu behandelnder Tumor
geschädigt
wird. Mehrere Vorteile ergeben sich bei der Verwendung mehrerer
Komponenten. Beispielsweise besteht keine Zeitabhängigkeit
bei der Zielführung
der Magnetpartikel. Bei einer thermischen Reaktion kann die sich
einstellende Tempe raturverteilung auch mit Hilfe von Magnetresonanzverfahren
ortsaufgelöst
gemessen werden. Ebenfalls kann auch der Zerstörungsgrad eines behandelten
Tumors ermittelt werden. Zusätzlich wäre auch
eine weitere Substanz einsetzbar, die das Reagenz von den Träger-Magnetpartikeln
wieder löst,
so dass das Reagenz mittels Magnetresonanzverfahren zwar noch detektierbar
bleibt (z. B. durch molekulare Bildgebung), jedoch eine Delokalisation durch
die Gradientenfelder während
der Bildgebung nicht stattfinden kann.
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Die
Unteransprüche
geben Ausführungsformen
der Erfindung wieder.
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Nachfolgend
wird ein Ausführungsbeispiel der
Erfindung anhand von fünf
Figuren erläutert.
Es zeigen:
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1 in
einer Übersichtsdarstellung
die Hauptkomponenten eines kombinierten Magnetresonanz-Bildgebungs-
und Zielführungsgeräts mit einem Magnetspulen-Array
mit mehreren Spulen,
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2 in
einer schematischen Darstellung einen ersten ortsabhängigen Verlauf
des Magnetfelds in z-Richtung,
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3 in
einer schematischen Darstellung einen zweiten ortsabhängigen Verlauf
des Magnetfelds in z-Richtung,
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4 in
einer schematischen Darstellung einen dritten ortsabhängigen Verlauf
des Magnetfelds in z-Richtung
und
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5 in
einer schematischen Darstellung die Lage eines Magnetfeldextremwertes
im Patienten.
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1 zeigt
ein kombiniertes diagnostisches Magnetresonanz-Bildgebungs- und Zielführungsgerät 100,
mit dem neben der Magnetresonanzbildgebung zusätzlich noch eine Zielführung von
magnetischen Partikeln in ein Zielgebiet 101 innerhalb
eines Patienten 102 durchgeführt werden kann. In einem tunnelförmigen Innenraum 103 eines
Magneten, vorzugsweise eines supraleitenden Magneten, 104 ist ein
rohrförmiger
Träger 106 mit
hier beispielhaft 11 Spulen 108.1 bis 108.11 angeordnet.
Der Magnet 104 erzeugt in einem Abbildungsgebiet 105 ein
homogenes Magnetfeld in der Längsrichtung
des tunnelförmigen
Innenraums 103. In einem kartesischen Koordinatensystem
wird dieser Richtung die z-Achse zugewiesen. Das Abbildungsgebiet 105 ist
hier kugelförmig
ausgebildet, wobei das Zielgebiet 101 vollständig innerhalb
des Abbildungsgebiets 105 liegt.
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Die
Spulen 108.1 bis 108.11 umfassen sowohl sattelspulenförmige Leiteranordnungen
zur Erzeugung von ortsabhängigen
Magnetfeldern in x- und y-Richtung sowie ringförmige Leiteranordnungen zur
Erzeugung von ortsabhängigen
Magnetfeldern in z-Richtung. Die einzelnen Spulen 108.1 bis 108.11 sind
mit jeweils einer Stromversorgung 110.1 bis 110.11 verbunden.
Die Stromversorgungen 110.1 bis 110.11 werden
individuell von einer Steuerung 112 in mehreren Betriebsarten
angesteuert, wie weiter unten noch näher beschrieben ist.
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Zur
Anregung und zum Empfang von Magnetresonanzsignalen ist eine Hochfrequenzantenne 114 innerhalb
des rohrförmigen
Trägers 106 angeordnet,
die mit einem Hochfrequenzsystem 116 verbunden ist. Eine
Zentralsteuerung 118 steuert den gesamten Betrieb des kombinierten
Magnetresonanz-Bildgebungs- und Zielführungsgeräts 100. Eine Eingabeeinheit 120 erlaubt
einem Nutzer die Eingabe von entsprechenden Steuerbefehlen, wie
z. B. die Steuerung der Betriebsarten, die Lage des Zielgebiets 105,
die zu aktivierende Pulssequenz für die Bildaufnahme, die Bildaufnahmeparameter
usw. Schließlich
ist noch eine Anzeigeeinheit 122 vorhanden, mit der die
Nutzereingaben, die Lage des Zielgebiets und die erstellten Magnetresonanzbilder
zur Therapiekontrolle dem Benutzer präsentiert werden können.
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Die
Geometrie und das Profil des Zielgebietes kann z. B. graphisch über die
Eingabeeinheit 120, die beispielsweise eine Computermaus
umfasst, in ein auf der Anzeigeeinheit 122 präsentiertes Übersichtsbild
eingezeichnet werden. Auf einem Hostcomputer, der z. B. in der Zentralsteuerung 118 implementiert
ist, wird die Stromverteilung für
die Spulen 108.1 bis 108.11 im Magnetspulen-Array
in Abhängigkeit
des Profils des Zielgebietes 101 berechnet.
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Bis
auf das geänderte
Magnetspulen-Array mit den Spulen 108.1 bis 108.11 und
der Stromversorgungen 110.1 bis 110.11 sowie der
entsprechend modifizierten Steuerung 112 und Zentralsteuerung 118 entspricht
das kombinierte Magnetresonanz-Bildgebungs-
und Zielführungsgerät einem
herkömmlichen
diagnostischen Magnetresonanzgerät.
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Die
Spulen 108.1 bis 108.11 können nach Art eines Arrays über die
Stromversorgungen 110.1 bis 110.11 individuell
mit vorgegebenen Strömen
zur Erzeugung des gewünschten
ortsabhängigen
und zeitveränderlichen
Magnetfelds angesteuert werden.
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2 zeigt
beispielhaft den Verlauf 202 eines linear ortsabhängigen Magnetfeldes
Mz in Längsrichtung
des tunnelförmigen
Innenraums 103, also in z-Richtung, in einer ersten oder
zweiten Betriebsart. In der ersten Betriebsart des Magnetspulen-Arrays
wird eine Zielführung
von magnetischen Partikeln verwirklicht und in der zweiten Betriebsart erfolgt
eine Bildgebung zur diagnostischen Kontrolle des Fortschritts der
Zielführung.
Das Gradientenfeld wird bei der Bildgebung zur Ortskodierung der
Magnetresonanzsignale und bei der Zielführung zur Erzeugung einer Translationsbewegung
der magnetischen Partikel benutzt. Zur Bildgebung und auch zur entsprechenden
Erzeugung von Translationsbewegungen werden auch noch Gradientenfelder
in den beiden anderen Raumrichtungen (x- und y-Achse des kartesischen
Koordinatensystems) verwendet. Die Spulen 108.1 bis 108.11 besitzen
ein entsprechendes Design, so dass mit einer vorgegebenen Stromverteilung
der Ströme
aus den Stromversorgungen 110.1 bis 110.11 für die einzelnen
Spu len 108.1 bis 108.11 der gewünschte Verlauf
der Magnetfelder nicht nur in der z-Richtung sondern auch in den übrigen beiden
Raumrichtungen x und y erzeugt werden kann.
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Zur
Fokussierung der magnetischen Partikel im Zielgebiet 101 wird
grundsätzlich
ein lokaler Extremwert, vorzugsweise ein Minimum, des Magnetfelds
verwendet. In der ersten Betriebsart wird daher ein inhomogenes
Magnetfeld mit einem lokalen Minimum 204 in z-Richtung
mit abschnittsweise linearem Verlauf erzeugt, wie in 3 dargestellt
ist. Das lokale Minimum 204 wird mit dem gezeigten beispielhaften
Magnetfeldverlauf in z-Richtung
an einen bestimmten Ort im Zielgebiet erzeugt, so dass sich dort die
magnetischen Partikel 206 konzentrieren. Die Minima der
Magnetfelder in x- und y-Richtung werden analog ebenfalls im Zielgebiet 101 erzeugt
(hier nicht dargestellt). Der Magnetfeldverlauf in der 3 besitzt
nur ein Minimum. Es können
auch mehrere Extremwerte auftreten, um bei der Berechnung einer optimalen
Stromverteilung mehr Freiheitsgrade zuzulassen. Dafür ist eine
Vorfokussierung auf ein Minimum notwendig. Auch hier werden entsprechende Magnetfelder
in den beiden übrigen
Raumrichtungen x und y erzeugt, so dass ein lokales Minimum im Zielgebiet 101 entsteht.
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Für die Bildgebung
liegt im Allgemeinen der Null-Magnetfeldwert des Gradientenfeldes
im Koordinatenursprung des kartesischen Koordinatensystems, welches
wiederum im Mittelpunkt des Abbildungsgebiets 105 liegt.
Für die
Zielführung
der Magnetpartikel zum Zielgebiet 101 kann einerseits das Magnetfeld,
insbesondere die Lage des Magnetfeldminimums 204 über eine
entsprechende Bestromung der Spulen 108.1. bis 108.11 verändert werden.
Andererseits kann auch die Lage des Patienten 102 mit der
Patientenliege verändert
werden, um die in den Körper
eingebrachten Partikel möglichst
schnell im Zielgebiet 101 konzentrieren zu können.
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4 zeigt
zur Zielführung
einen abschnittsweise parabelförmigen
Verlauf 210 des Magnetfeldes Mz in z-Richtung in der ersten
Betriebsart. Hier ist ein parabelförmiges lokales Mi nimum 208 dargestellt, das
ein relativ großes
Zielgebiet 101 umfasst. Zusätzlich gibt es auch noch ein
Magnetfeld-Maximum 210, das allerdings außerhalb
des eigentlichen Zielgebiets 101 liegt. Auch hier werden
zusätzlich
ortsabhängige
Magnetfelder in den übrigen
Raumrichtungen erzeugt. Die Steilheit des Gradienten bestimmt, wie 4 verdeutlichen
soll, die Ausdehnung des Zielgebiets 101 bzw. die Fokussierung
der Magnetpartikel im Zielgebiet 101. Um die Effektivität der Zielführung in
x- und y-Richtung zu erhöhen,
kann das magnetische Grundfeld B0 im Lokalisierungsvolumen durch
die z-Arrayspulen kompensiert werden, während in x- und y-Richtung
lokalisiert wird.
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5 veranschaulicht
die Lage des Zielgebiets 101 mit den verwendeten ortsabhängigen Magnetfeldern
an einem in z-Richtung
am Ort z1 angeordneten Querschnitt 302 innerhalb des Patienten 102.
Ein Tumor 304 befindet in dem Querschnitt 302 mit
seinem Mittelpunkt an der Stelle x1, y1 und am Ort z1 des Querschnitts.
Die Abmessungen des Tumors 304 werden durch einen Kreis
mit dem Radius R angenähert
erfasst. Der Tumor 304 stellt das Zielgebiet 101 dar
für die
Fokussierung von magnetischen Partikeln 206, woran ein
zu applizierendes Medikament gebunden ist. Das Magnetfeld, mit dem
die magnetischen Partikel 206 in dem Tumor 304 fokussiert
werden sollen, hat im Querschnitt 302 sein Minimum an der
Stelle x1, y1. Mit den Spulen zur Erzeugung eines in x-Richtung
variierenden Magnetfelds Mx wird ein Magnetfeldverlauf 306 erzeugt,
der in seinem Minimum 308 parabelförmig ausgebildet ist. Mit den
Spulen zur Erzeugung eines in y-Richtung variierenden Magnetfeldes
My wird ein Magnetfeldverlauf 310 erzeugt mit einem Minimum 312.
Der Magnetfeldverlauf 310 weist im Wesentlichen zwei lineare Abschnitte
auf. Das Magnetfeld in z-Richtung ist mit einem Minimum am Ort des
Querschnitts 302 ausgebildet, so dass sich die Magnetpartikel 206 am
Ort x1, y1, z1 fokussieren. Die verwendeten ortsabhängigen Magnetfelder
werden durch eine entsprechende Einstellung der Ströme für die einzelnen
Spulen 108.1 bis 108.11 erzeugt.