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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Gerät zur thermographischen Bildgebung
unter der Nutzung von kernspinresonanzverstärkter Magnetresonanzbildgebung.
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Die
Kernspinresonanz (engl. Nuclear Magnetic Resonance, NMR) kann für die Materialanalyse in
Gegenwart eines angelegten Magnetfelds und zugeführter Anregungsimpulse mit
HF-Energie verwendet werden, um die relativen Mengen von Substanzen
innerhalb einer bestimmten Region basierend auf der unterschiedlichen
Resonanzfrequenz von verschiedenen magnetresonanzaktiven Kernen
und des gleichen Kerns in unterschiedlichen chemischen Verbindungen
zu bestimmen, z.B. von Protonen in Fett und Wasser (so genannte
Spektroskopie); und die Kernspinresonanz kann in Gegenwart eines
angelegten Magnetfelds und zugeführter
Anregungsimpulse mit HF-Energie und Magnetfeldgradienten verwendet
werden, um ein Bild von der räumlichen
Verteilung von magnetresonanzaktiven Kernen in einer bestimmten
Region zu erhalten (so genannte Magnetresonanzbildgebung, engl.
Magnetic Resonance Imaging, MRI).
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Die
Grundlage für
die Kernmagnetresonanz und die Magnetresonanzbildgebung ist die
Anregung von magnetresonanzaktiven Kernen zum Übergang auf ein höheres Energieniveau
durch HF-Impulse und die Messung der resultierenden Relaxationssignale,
die nach dem Einstellen der Impulse bei der Rückkehr der Kerne auf den niedrigeren
Energiezustand entstehen. Das Signal-Rausch-Verhältnis, das die Bildqualität beeinflusst,
hängt von
der unterschiedlichen Besetzung des angeregten Zustands und des
Grundzustands ab. Der angeregte Zustand entspricht dem Präzedieren
von magnetresonanzaktiven Kernen um eine Achse entgegengesetzt zu
der Richtung des Hauptfeldes, und der niedrigere Energiezustand
entspricht dem Präzedieren
der magnetresonanzaktiven Kerne um eine Achse, die auf die Richtung
des Hauptfeldes ausgerichtet ist.
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Ein
verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis wird
normalerweise in einem MR-Bild erreicht, indem man die Stärke des
angelegten Magnetfelds erhöht, da
die Präzessionsfrequenzen
der magnetresonanzaktiven Kerne proportional zu dem angelegten Mag netfeld
sind und der Anregungsimpuls bei einer höheren Frequenz eine größere Energie
haben kann. Der Magnet ist jedoch eine der kostspieligsten Komponenten
des Kernspinresonanzgeräts,
bei dem oft supraleitende Spulen eingesetzt werden, so dass höhere Felder
normalerweise mit höheren
Kosten verbunden sind.
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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren, das entwickelt
wurde, um das Signal-Rausch-Verhältnis
unabhängig
von der Stärke des
angelegten Magnetfelds zu erhöhen.
Bei diesem Verfahren, das doppelte Resonanz umfasst, werden Atome
mit ungepaarten Elektronen, die normalerweise paramagnetisch sind,
einer Elektronenspinresonanz in Gegenwart eines angelegten Magnetfelds zusammen
mit Anregungsimpulsen mit HF-Energie ausgesetzt, die dieses Mal
eine höhere
Frequenz aufweisen als zur Erzeugung von Kernmagnetresonanz (im
Folgenden als Anregungsimpulse von elektromagnetischer Strahlung
bezeichnet). Diese Resonanz der magnetischen Momente der sich drehenden
Elektronen koppelt sich mit den präzedierenden magnetresonanzaktiven
Kernen und regt sie zum Übergang
auf das höhere
Energieniveau an. Wenn anschließend
die Spektroskopie oder Bildgebung durchgeführt wird, wird ein größeres Signal-Rausch-Verhältnis in
der Spektroskopie oder Bildgebung erreicht.
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Es
gibt wenige Substanzen mit ungepaarten Elektronen im menschlichen
Körper,
so dass für
die Durchführung
einer Spektroskopie oder Bildgebung am menschlichen Körper zuerst
ein so genanntes Kontrastmittel injiziert wird, das Atome mit ungepaarten
Elektronen enthält.
Diese Atome koppeln sich mit Atomen der magnetresonanzaktiven Kerne
und regen letztere zum Übergang
auf ihr höheres
Energieniveau an.
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Diese
so genannte Overhauser-Verstärkung wurde
eingesetzt, um Teile des menschlichen Körpers abzubilden, die von Spulen
zur Erzeugung der elektromagnetischen Strahlung zum Bewirken von Elektronenspinresonanz
und zur Erzeugung von HF-Impulsen von geeigneter Frequenz zum Bewirken
von Kernmagnetresonanz umgeben sind (GB-A-2245364, 2246201, 2252245, 2279755, 2287325
und WO 98/01766). Das Verfahren wird in einer Veröffentlichung
mit dem Titel „Overhauser-Enhance
MR Imaging (OMRI)" von
K. Golman et al. in Acta Radiologica 39 (1998), 10-17, (Referenz
1) beschrieben.
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Die
Overhauser-Verstärkung
wurde auch eingesetzt, um die Sichtbarkeit von Messmarkern zu verbessern,
indem man den Marker aus einer Mischung aus Kontrastmittel und Bildgebungsmittel herstellt,
wie von Raimo P. Joensuu et al. in „High-Accuracy MR Tracking
of Interventional Devices: The Overhauser Marker Enhancement (OMEN)
Technique", veröffentlicht
in Magnetic Resonance in Medicin, 40:914-921 (1998) (Referenz 2) beschrieben.
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In
dem Dokument EP-A-0 361 551 wird ein Gerät zum Bewirken von kontrollierter
Ablation in einer interessierenden Region beschrieben, das Mittel zur
Erzeugung eines elektromagnetischen Felds in der interessierenden
Region mit einer Frequenz zur Erzeugung von Elektronenspinresonanz
umfasst, um die Kernmagnetresonanz in der interessierenden Region
zu verstärken,
und Mittel zum Senden von NMR-HF-Anregungsimpulsen in die interessierende Region,
um Kernspinresonanz zu erzeugen. Das Gerät ist in der Lage, eine Temperaturverteilung
der interessierenden Region zu ermitteln, indem durch den Overhauser-Effekt
verstärkte
Protonenbilder ausgewertet werden. Die Overhauser-Verstärkung wird über ein
Kontrastmittel erreicht, das ein ESR-Spektrum mit einem temperaturabhängigen Peak
und einem temperaturunabhängigen
Peak aufweist. Durch das Ausführen
des ESREMRI-Verfahrens mit einer konstanten MW-Quelle bei der Mittenfrequenz
des temperaturabhängigen
Peaks bei einer Referenztemperatur, z.B. Umgebungstemperatur, verschiebt die
durch die erhöhte
Temperatur verursachte Verschiebung den Peak relativ zur MW-Frequenz
und verändert
damit die induzierte Resonanz; dies wiederum verändert die ESR-Verstärkung des
FID-Signals, und das Ausmaß dieser
Veränderung
wird benutzt, um den Temperaturunterschied anhand der Referenztemperatur
zu bestimmen.
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Die
vorliegende Erfindung hat eine Bestimmung der Temperaturverteilung
zum Ziel, ohne dass zwei verschiedene Elektronenspinresonanzen angeregt
werden müssen,
wie dies bei dem Verfahren aus dem oben genannten Dokument erforderlich
ist.
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Die
Erfindung schafft ein Gerät
zum Bewirken einer kontrollierten Ablation wie in Anspruch 1 definiert.
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Die
Erfindung umfasst auch eine Empfangsspule zum Empfangen der Kernmagnetresonanz-Relaxationssignale,
zusammen mit einer Sendespule zum Erzeugen der NMR-HF-Anregungsimpulse,
und die Sendespule kann mit der Empfangsspule identisch sein oder
sich von dieser unterscheiden. Die Empfangsspule kann eine Spule
sein, die den Körper oder
einen Teil des Körpers
umgibt, oder sie kann eine Oberflächenspule sein. Die HF-Empfangsspule und/oder
die HF-Sendespule könnten
jedoch auf Wunsch auch in die Sonde integriert sein.
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Das
Gerät umfasst
vorzugsweise eine Sonde, wie sie in Anspruch 2 definiert ist. Es
kann ein Injektor zum Injizieren von Kontrastflüssigkeit in die interessierende
Region vorgesehen sein, der mit dem hohlen Inneren des hohlen Mantels
kommuniziert, und der Mantel kann den Außenleiter eines Koaxialkabels
bilden, dessen Mittelleiter den Sender bildet. Der Mittelleiter
kann aus dem Ende des Koaxialkabels herausragen und eine Antenne
von praktischerweise einer Viertelwellenlänge in dem Material bilden,
in das sie eingeführt
wird. Auf Wunsch könnte die
Kontrastflüssigkeit
jedoch mit Hilfe eines separaten Injektors injiziert werden.
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Die
Erfindung macht es möglich,
lokalisierte Bereiche zu analysieren. Die Sonde eignet sich vor allem
zur Untersuchung des menschlichen oder tierischen Körpers, insbesondere
des menschlichen Körpers,
könnte
aber auch zur Analyse von unbelebtem Material verwendet werden.
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Die
Sonde ist für
die Verwendung mit Kernmagnetresonanzgeräten, insbesondere mit Magnetresonanz-Bildgebungsgeräten, vorgesehen,
obwohl sie auch für
den Einsatz in der Spektroskopie geeignet ist. Das Magnetresonanz-Bildgebungsgerät umfasst
einen Magneten zum Bewirken eines Hauptmagnetfelds, Mittel zum Bewirken
von Impulsen mit HF-Energie, und Mittel zum Anlegen von Magnetfeldgradienten.
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Es
können
Mittel zum Erzeugen eines elektromagnetischen Felds bei dem Sender
zum Zweck einer Wärmebehandlung
vorgesehen sein, um zum Beispiel die Wärme zur Zerstörung von
erkranktem Gewebe zu nutzen, wie beispielsweise bei der Ablation.
Es ist wünschenswert,
dass sich die Frequenz des Senders für Ablationszwecke von der Frequenz zum
Anregen von Elektronenspinresonanz unterscheidet, jedoch könnte sie
auf Wunsch identisch sein. Das durch das Kernmagnetresonanzgerät gemessene
Kernmagnetresonanzsignal wird verwendet, um den Ablationsvorgang
zu steuern, weil ersteres bei Overhauser-Verstärkung eine Funktion der Temperatur
des Gewebes in der interessierenden Region ist. Die Veränderung
des Kernmagnetresonanzsignals mit anderen Faktoren kann kompensiert werden,
indem man misst, wie viel von dem elektromagnetischen Feld zur Erzeugung
von Elektronenspinresonanz absorbiert wird.
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Im
Folgenden werden Möglichkeiten
zur Ausführung
der Erfindung anhand von Beispielen unter Bezugnahme auf die begleitende
Zeichnung ausführlich
beschrieben, die die Sonde und die Verarbeitungselektronik, mit
der diese verbunden ist, zum Teil im Querschnitt und zum Teil schematisch
darstellt.
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Bezug
nehmend auf die Zeichnung besteht die Sonde 1 aus einer
starren Nadel 2 mit einem Mittelleiter 3 und bildet
ein Koaxialkabel. Das Ende des Mittelleiters ragt über das
Ende der Nadel 2 hinaus, die eine scharfe Spitze hat, und
ist über
diesem Bereich isoliert. Die Sonde 1 ist mit Verarbeitungselektronik 4 des
Magnetresonanz-Bildgebungsgeräts verbunden.
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In
der Zeichnung ist die Sonde eingeführt in eine Region der menschlichen
Anatomie, zum Beispiel eine Brust, dargestellt, und eine Oberflächenspule 5 ist
eine Empfangsspule des Magnetresonanz-Bildgebungsgeräts.
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Die
Spitze des Mittelleiters 3 ragt über die Koaxialnadel 2 hinaus
und bildet einen Dipolsender, der wünschenswerter Weise eine Viertelwellenlänge lang
ist, d.h. die Spitze des Mittelleiters 3 ragt um eine Strecke
von einer Viertelwellenlänge
der Strahlung in dem Material über
die Koaxialnadel hinaus, in das sie eingeführt wird. Während des Einführens kann
die Spitze in den durch die Nadel gebildeten Mantel zurückgezogen
werden, damit sie sich nicht biegt, oder sie kann vollständig herausgezogen
werden und gegen eine Nadel mit scharfem Kern ausgetauscht werden,
um den Weg in das Gewebe zu schneiden. In dem erstgenannten Fall
ist die zurückziehbare
Spitze von einer Kunststoffhülle
umgeben, die in die Nadel passt und sie beim Einführen der
Nadel verschließt.
Nach dem Platzieren der Sonde wird die Nadel leicht zurückgezogen,
um die Spitze nach Wunsch freizulegen. Die Kunststoffabdeckung erstreckt
sich durch die gesamte Nadel, um den Mittelleiter zu unterstützen und
zu isolieren, lässt
jedoch gleichzeitig einen Kanal frei, durch den das injizierte Kontrastmittel
strömen
kann. Während
der Einführung
ist der Kanal an der zurückgezogenen
Spitze geschlossen, kann jedoch mit einem Kontrastmittel gefüllt sein,
um die Verfolgung zu erleichtern, wie nachstehend beschrieben.
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Das
Magnetresonanz-Bildgebungsgerät
umfasst einen Hauptmagneten (nicht abgebildet) und Spulen (nicht
abgebildet) zum Bewirken von Magnetfeldgradienten in der interessierenden
Region. Das Magnetresonanz-Bildgebungsgerät kann eine Sendespule (nicht
abgebildet) enthalten, zum Beispiel eine zylindrische Körperspule.
Wenn gewünscht, könnte die
HF-Empfangsspule 5 auch zum HF-Senden verwendet werden,
um Kernmagnetresonanz anzuregen.
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Ein
schematisch dargestellter Injektor 6 für Kontrastmittel kommuniziert
mit dem hohlen Inneren der Nadel 2. Das Kontrastmittel
kann zum Beispiel jegliches der Kontrastmittel sein, die nach dem
oben beschriebenen Stand der Technik, vor allem GB-A-2252245 und WO 98/01766,
bekannt sind. Typischerweise würde
das Kontrastmittel eines der Trityle sein, die in dem Artikel „EPR and
DNP Properties of Certain Novel Single Electron Contrast Agents
Intendet for Oximetric Imaging" von
J.H. Ardenkjaer-Larsen et al. im Journal of Magnetic Resonance 133:1
Juli 1998 (Referenz 3) beschrieben wurden.
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Das
Kernmagnetresonanz-Bildgebungsgerät funktioniert wie im Folgenden
beschrieben, um ein Bild der interessierenden Region, zum Beispiel
eines vermutlichen Tumors in einer Brust, zu erzeugen.
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In
Gegenwart des angelegten Magnetfelds wird eine Folge von HF-Anregungsimpulsen
zugeführt,
um in der interessierenden Region Kernmagnetresonanz anzuregen,
und die von der Spule 5 aufgenommenen Relaxationssignale
werden in einem Spulensignalverarbeitungsgerät 7 detektiert, abwärts gewandelt
und digitalisiert. Das Digitalsignalverarbeitungsgerät 8 zur
Steuerung der Kernmagnetresonanzprozedur ist dafür zuständig, HF-Anregungsimpulse zu
erzeugen und sie in Gegenwart in jedem Fall von geeigneten Magnetfeldgradienten
zu erkennen, um eine Reihe von Schichten oder ein Volumen in der interessierenden
Region abzubilden. Die gewünschte
Region wird dann auf einem Monitor 9 gemäß der üblichen
Magnetresonanz-Bildgebungsprozedur angezeigt.
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Die
Sonde 1 ermöglicht
die Verstärkung
des Bildes mit Hilfe des Overhauser-Effekts. Das Digitalsignalverarbeitungsgerät 8 steuert
somit auch eine Injektorsteuerung 10 zur Steuerung der
Injektion des Kontrastmittels durch den Injektor 6 sowie
einen Oszillator 11 zur Erzeugung eines elektromagnetischen Feldes
von einer derartigen Frequenz, dass Elektronenspinresonanz im Kontrastmittel
angeregt wird. Der Elektronenspinresonanzoszillator 11 ist
mit dem Mittelleiter 3 der Sonde 1 über einen
Zirkulator 12 verbunden. Hierbei handelt es sich um eine
Vorrichtung mit drei Anschlüssen,
die den Effekt hat, dass das elektromagnetische Feld vom Oszillator 11 mit dem
Mittelleiter 3 gekoppelt wird, während auf dem Mittelleiter 3 zurückreflektierte
Energie einem Anschluss zugeführt
wird, der mit einem Detektor 13 des elektromagnetischen
Feldes zur Erzeugung von Elektronenspinresonanz verbunden ist. Der
Zweck hiervon wird im Folgenden beschrieben.
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Die
verstärkte
Magnetresonanzbildgebungsoperation unterscheidet sich somit von
der nicht-verstärkten
Bildgebung darin, dass die Injektorsteuerung 10 den Injektor 6 unmittelbar
vor der Folge von HF-Impulsen veranlasst, Kontrastmittel in den
Patienten zu injizieren, das sich zum Beispiel an einem Zeitpunkt
in dem umgebenden Gewebe verteilt, wie durch den gestrichelten Bereich 14 dargestellt.
Anschließend
wird der Oszillator 11 aktiviert, um ein elektromagnetisches
Feld mit Mikrowellenfrequenz in dem Bereich der Spitze des Mittelleiters
zu aktivieren, zum Beispiel in einem Bereich, der durch die gestrichelten
Linien 15 dargestellt ist. In diesem Bereich kommt es in
dem Kontrastmittel zu Elektronenspinresonanz, und diese koppelt
sich mit den Wasser- oder anderen Molekülen des Gewebes in diesem Bereich, um
den angeregten Zustand der magnetresonanzaktiven Kerne, typischerweise
Protonen, in einem als dynamische Polarisierung bezeichneten Vorgang
zu steigern. Danach wird die Magnetresonanz-Bildgebungssequenz wie üblich durchgeführt und
man erhält
ein verbessertes Signal-Rausch-Verhältnis, typischerweise mit einer
Verbesserung um das 10- bis 15-fache.
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Vorzugsweise
wird diese Prozedur über
eine Zeitdauer durchgeführt,
die in der Größenordnung der
Relaxationszeiten der Protonen in der untersuchten Region oder bei
0,1 s bis wenige Sekunden liegt, was der Zeitdauer zur dynamischen
Polarisierung der Protonen und zum Verlust der Polarisierung entspricht.
Vorzugsweise wird eine so genannte Single-Shot-Sequenz benutzt,
zum Beispiel Echo-Planar- oder Fast-Spinecho, wodurch es möglich wird,
ein komplettes Bild der polarisierten Protonen zum Zeitpunkt des
Sequenzbeginns zu erzeugen. Es ist auch möglich, das Mikrowellen-ESR-Signal
mit vielen Protonensignalen zu verschachteln; hierdurch wird es möglich, andere
Arten von Kernresonanz-Bildgebungssequenzen
zu verwenden. Das bedeutet, dass nach einer einzelnen Injektion
des Kontrastmittels viele ESR-Anregungen folgen können, wobei
nach jeder ESR-Anregung
eine Bildgebungssequenz durchgeführt
wird.
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Die
Sonde wird hauptsächlich
für intraoperative
Prozeduren eingesetzt, zum Beispiel, um erkranktes Gewebe zu zerstören. Im
Folgenden wird ein bevorzugtes Verfahren als Beispiel beschrieben.
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Die
Sonde 1 wird von einem Chirurgen in eine Region mit vermutetem
Tumor eingeführt, üblicherweise
auf einem Rahmen montiert oder auf andere Weise auf ein Patientenkoordinatensystem
bezogen, das auf das Koordinatensystem der Magnetresonanzbildgebung
ausgerichtet ist, um ein Bild von dem Tumor auf dem Monitor 9 erzeugen
zu können.
Die Sonde kann ihre eigene Öffnung
in der Region des Patienten schaffen oder in einen bereits durch
den Chirurgen geschaffenen Zugang eingeführt werden. Es wird ein Protonenbild
des Tumors erzeugt, auf Wunsch unter Anwendung der Overhauser-Verstärkung, um
das lokale Signal-Rausch-Verhältnis
nahe der Sonde zu verbessern. Während
der Platzierung kann die Overhauser-Bildgebung auch zur Erstellung
einer Reihe von sehr schnellen Bildern verwendet werden, um dem
Vorgang in Echtzeit zu folgen. Die Sonde erscheint in den Bildern
als schwarzer Hohlraum. Wenn sich die Spitze nicht in der Mitte
der erkrankten Region befindet, wird die Sonde neu positioniert
und die verstärkte
Bildgebung erneut durchgeführt.
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Befindet
sich die Spitze in der Mitte der erkrankten Region, wird dieses
Gewebe zerstört,
indem mit einem Wärmebehandlungsoszillator 16 zur Erzeugung
eines elektromagnetischen Fels für
Erwärmungszwecke
unter der Steuerung des Digitalsignalverarbeitungsgeräts 17 zur
Steuerung der Wärmebehandlung,
zum Beispiel des Ablationsprozesses, ein elektromagnetisches Feld
an der Spitze 3 erzeugt wird. Es wäre normalerweise praktisch,
wenn sich die Frequenz des Wärmebehandlungsoszillators 16 von
der des Elektronenspinresonanzoszillators unterscheidet, jedoch
könnten
sie auf Wunsch auch gleich sein.
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Nach
einem oder mehr Impulsen von dem Wärmebehandlungsoszillator 16 wird
ein weiterer komplexer Bildgebungsvorgang durchgeführt. Dieser Vorgang,
der nachstehend ausführlich
beschrieben wird, erzeugt zwei Bilder, ein herkömmliches Protonenbild von der
Region mit dem wärmebehandelten Teil,
und ein Protonenbild von genau der gleichen Region, das sich nur
durch die Nutzung der Overhauser-Verstärkung unterscheidet. Diese
Bilder enthalten Informationen, die, korrekt interpretiert, die
Verteilung des durch die Wärmebehandlungssonde
bewirkten Temperaturanstiegs zeigen. Die Bilder könnten direkt
angezeigt werden, wobei in diesem Fall der Temperaturanstieg in
dem Bild mit Overhauser-Verstärkung
als Signalanstieg zu sehen ist: die Pixel aus warmen Regionen haben
ein stärkeres
Signal als die Pixel aus kälteren
Regionen. Vorzugsweise werden die Bildinformationen jedoch zuerst
mathematisch verarbeitet und dann als ein Bild dargestellt, das
das Temperaturprofil direkt zeigt. Durch das Erstellen von aufeinanderfolgenden
verstärkten
Bildern im Verlauf der Wärmebehandlung
wird dargestellt, wie sich die Region um die Sonde herum erwärmt, und
zwar sowohl im Vergleich zu der weiter von der Sonde entfernten
Region als auch zu den Bildern, die vor Beginn der Wärmebehandlung
erstellt wurden. Auf diese Weise kann der Wärmebehandlungsvorgang kontinuierlich überwacht
werden. Gewebe, das lang genug auf eine geeignete Temperatur erwärmt worden ist,
wird zerstört.
Mit Hilfe der Bilder kann ermittelt werden, in welcher Region die
gewünschte
Zerstörung
stattgefunden hat und wann die Erwärmung zu beenden ist. Dies
könnte
entweder manuell unter der Steuerung des Chirurgen oder entsprechend
einem vorgegebenen Steuerungskriterium erfolgen.
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Das
beschriebene Verfahren beruht auf der Tatsache, dass die Overhauser-Verstärkung eine Funktion
der Temperatur ist. Die verstärkten
und unverstärkten
Protonenbilder hängen
jedoch auch von anderen Faktoren ab, zum Beispiel dem Ausmaß, in dem
das Kontrastmittel sich verteilt hat, oder mit anderen Worten von
der lokalen Konzentration des Kontrastmittels. Ein weiterer derartiger
Faktor ist die lokale Konzentration von paramagnetischen Materialien,
z.B. Sauerstoff, die die ESR-Linienbreite beeinflusst. Das Elektronenspinresonanzsignal
ist daher ebenfalls eine Funktion der lokalen Konzentration des
Kontrastmittels und der Linienbreite, mit der gleichen Signalabhängigkeit
von diesen Faktoren wie bei dem verstärkten Kernmagnetresonanzsignal
(obwohl das Elektronenspinreso nanzsignal keine Funktion der Temperatur
ist).
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In
einer verfeinerten Ausführung
wird daher das Gerät
verwendet, um die Kontrastmittel- und Sauerstoffkonzentration zu
kompensieren, so dass das Digitalsignalverarbeitungsgerät 8 zur
Steuerung der Kernmagnetresonanz als Thermometer zum Messen der
Temperatur im Bereich der Sondenspitze verwendet werden kann. Diese
kann dann als Steuersignal benutzt werden, um die Wärmebehandlungssteuerung
zum Abschalten des Wärmebehandlungsoszillators 16 zu
veranlassen, wenn eine gewünschte
Temperatur erreicht worden ist. In einer anderen verfeinerten Ausführung wird
das Gerät
benutzt, um die Sauerstoffkonzentration in der interessierenden
Region zu messen und anzuzeigen; siehe nachstehende Referenz 6.
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Im
Folgenden wird eine quantitative Erläuterung der Verfahren gegeben.
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Die
den Pixeln eines durch den Overhauser-Effekt verstärkten Bildes
entsprechende Signalintensität
kann unter Umordnung der Gleichungen 1–4 von Referenz 1 geschrieben
werden als: Mz =
Mo – 658k
Mo[1 – exp(–TVHF/TC)]TCr1cSAT (1)wobei wir
die Symbole TC = 1/(r1c + 1/T1), (2)benutzt
haben, um die Darstellung einfacher nachvollziehbar zu machen.
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Die
Symbole haben die folgende Bedeutung:
Mo ist proportional zu
dem NMR-Signal von irgendeinem Volumenelement (Voxel) und auch zu
der Amplitude des entsprechenden Pixels in dem Protonen-NMR-Bild.
Wenn das ESR-Signal für
eine Zeitdauer TVHF zugeführt wird,
um die Protonen dynamisch zu polarisieren, ändert sich das Signal nach und
nach: es beginnt bei Mo und endet als Mz. Die Änderungsgeschwindigkeit für die dynamische
Polarisierung TC hängt von der Relaxivität r1 des Kontrastmittels (seiner Effizienz)
multipliziert mit seiner lokalen Konzentration c ab und von der
Spin-Gitter-Relaxationszeit T1 der Protonen.
Der Ausdruck SAT stellt den Energieverbrauch der Elektronen während des dynamischen
Polarisierungsvorgangs dar. Bei einer starken ESR-Anregung wird
die Resonanzlinie gesättigt
und SAT = 1.
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Die
für die
vorliegende Erfindung wichtigen Faktoren sind diejenigen, die eine
Temperaturabhängigkeit
aufweisen. Der wichtigste Faktor ist k, als Kopplungsfaktor bezeichnet
und in Feldern von 0,1 – 1
T stark temperaturabhängig.
Dies wird in Referenz 3, 2 und Tabelle
1 beschrieben, aus der hervorgeht, dass eine Änderung der Temperatur von
z.B. 23 °C
auf 37 °C
bei einem Feld von 0,25 T eine Änderung
von k um etwa 10% bewirkt. Aus der gleichen Referenz geht hervor,
dass r1 ebenfalls temperaturabhängig ist
und wie k mit der Temperatur zunimmt, jedoch in geringerem Maße. Um zu
sehen, wie die Temperaturmessung in der Praxis erfolgt, treffen
wir zuerst die Annahme TVHF << TC, was immer
erfüllt werden
kann, indem man die ESR-Bestrahlung kurz genug macht. Wir können die
Approximierung der Exponentialfunktion für kleine Argumente verwenden,
exp(–x)
~ 1 – x.
Gleichung 1 wird dann Mz
= Mo – 658k
Mo TVHF r1cSAT (3)
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Definiert
man F(t) = k r1 als temperaturabhängigen Parameter
und löst
man ihn, so erhält
man F(t) = (Mo – Mz)/(658Mo
TVHF cSAT) (4)
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Wir
können
jetzt die Temperatur t erhalten, wenn wir die Funktion F(t) (oder
vielmehr ihr Inverses) kennen; dies kann experimentell gemessen
werden. Die vorliegende Erfindung hat jedoch zum Ziel, die Temperatur
nicht nur an einem Punkt zu erhalten, sonders als eine Funktion
der räumlichen
Position in einer gewählten
Region innerhalb des untersuchten Körpers. Eine bevorzugte Möglichkeit
zur Darstellung dieser Information besteht darin, ein Bild zu erstellen, das
die gewählte
Region oder einen Teil hiervon darstellt, wobei die Intensität eines
angezeigten Pixels die Temperatur des entsprechenden Voxels darstellt. Dies
kann unter Verwendung von Gleichung 4 erreicht werden, vorausgesetzt,
wir können
die Größen auf
der rechten Seite für
jedes Voxel messen, zum Beispiel durch Erstellen von Bildern mit ähnlichen
Voxeln, die ihre Werte angeben, durch Lösen der Gleichung auf Pixel-für-Pixel-Basis
und durch Anzeigen eines neuen Bildes mit Pixeln gemäß der Lösung. Die erforderlichen
Bilder hierfür
sind: ein Bild, das Mo darstellt, ein Bild für Mz und ein Bild für cSAT.
Die ESR-Bestrahlungszeit TVHF ist im Voraus
bekannt und für
alle Voxel gleich.
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Die
gewünschte
Information erhält
man wie folgt: Das Mo-Bild ist das reguläre unverstärkte NMR-Bild der Region ohne
ESR-Signale. Das Mz-Bild ist das verstärkte Bild, welches man nach
Anwenden der ESR-Strahlung erhält.
Diese Bilder werden somit mit Hilfe von bekannten Verfahren erstellt. Die
cSAT-Bildinformationen sind weniger herkömmlich und es gibt zwei Möglichkeiten,
sie zu erhalten, die entweder einzeln oder in Kombination angewendet
werden können.
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Das
erste Verfahren besteht darin, den Temperaturanstieg zu messen und
nicht die absolute Temperatur selbst. Dies ist realisierbar, wenn
die Konzentration des Kontrastmittels während des Erwärmungsprozesses
konstant bleibt. Wir können
einen Satz von Mo- und Mz-Bildern machen, die zum Beispiel 37 °C entsprechen,
oder welche Temperatur auch immer das untersuchte Volumen aufweist,
und einen weiteren Satz nachdem sich die Temperatur zum Beispiel
durch Erwärmung
verändert
hat. Wendet man Gleichung 4 zweimal an, für die bekannte Temperatur von
37 °C und
die unbekannte Temperatur t, und dividiert man die Ergebnisse, so
erhält
man F(t) = F(37C)
[Mo(t) – Mz(t)]/[Mo(37C) – Mz(37C)] (5)
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Dieses
Verfahren ist recht nützlich,
vorausgesetzt, das Kontrastmittel ist gleichmäßig und weiträumig verteilt,
weil die Konzentration c dann dazu neigen wird, konstant und sowohl
von der Position als auch von der Zeit unabhängig zu sein, wie wir es angenommen
hatten. Der SAT-Faktor in Gleichung 4 kann immer gehandhabt werden,
indem man ausreichend starke ESR-Signalimpulse nutzt, um SAT sowohl
bei 37 °C
als auch bei t nahe 1 werden zu lassen.
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Wenn
jedoch das Kontrastmittel durch die Sonde selbst injiziert wird
und nur ein kleines Volumen verwendet wird, kann die Annahme, dass
c konstant ist, eventuell nicht zutreffen. Das Kontrastmittel könnte zum
Beispiel in das umgebende Gewebe diffundieren, so dass der lokale
Wert von c mit der Zeit abnimmt.
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Dieses
Problem kann jedoch gelöst
werden, indem man die Signale misst, die direkt durch die paramagnetischen
Elektronen in dem Kontrastmittel absorbiert werden. Die Stärke des
ESR-Signals ist nämlich
direkt proportional zu dem Faktor cSAT in Gleichung 4. Erläutert wird
die bevorzugte Art der Durchführung
in „Radiofrequency
FT EPR Spectroscopy and Imaging" von
John Bourg et al. im Journal of Magnetic Resonance, Series B 102,
112-115 (1993), (Referenz 4), und in „Developments and Optimization
of Three-Dimensional Spatial EPR Imaging for Biological Organs and
Tissues" von P.
Kuppusamy et al., Journal of Magnetic Resonance, Series B 106, 122-130
(1995) (Referenz 5) und in „Three-dimensional
spectral-spatial EPR imaging of free radicals in the heart: A technique
for imaging tissue metabolism and oxygenation" von Kuppusamy et al. (Referenz 6).
Referenz 4 beschreibt, wie man eine mit Fourier-Transformation gepulste
ESR-Bildgebung in
zwei Dimensionen durchführt.
Referenz 5 zeigt, wie das Verfahren in drei Dimensionen durchgeführt werden
kann, um ein komplettes Bild zu erzeugen, und Referenz 6 stellt
dar, wie das Verfahren zur Bildgebung von Sauerstoff in vivo anzuwenden ist.
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Das
bevorzugte Verfahren besteht darin, die Art von gepulstem Spektrometer
zu verwenden, wie es in 1 der Referenz 4 dargestellt
ist, kombiniert mit der in Referenz 5 erläuterten Gradientenimpulssteuerung.
Dieses kombinierte Verfahren ist tat sächlich vollständig analog
zu der Art, wie Protonenbildgebung mit dem so genannten Projektions-Rekonstruktions-Verfahren
durchgeführt
wird, wie es in der NMR-Bildgebung hinreichend bekannt ist. Der
Unterschied besteht darin, dass die betroffenen Frequenzen viel
höher und
die Relaxationszeiten viel kürzer sind,
um einen Faktor von nahezu 1000. Die Sequenzen laufen daher wesentlich
schneller ab, was die praktische Implementierung etwas anders macht,
jedoch ist die Mathematik identisch.
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Mit
Hilfe dieser Verfahren kann man ein Paar von ESR-Bildern des interessierenden
Volumens erstellen, eines für
37 °C und
eines für
t. Das Verhältnis der
ESR-Signale kann
dann benutzt werden, um die rechte Seite von Gleichung 5 hiermit
zu multiplizieren und auf diese Weise die Veränderung von cSAT zu korrigieren,
die das Ergebnis verfälschen
könnte.
Es ist zu beachten, dass die Korrektur nicht mit der gleichen Form
oder dem gleichen Volumen von Voxeln gemessen und berechnet werden
muss wie die Protonensignale. Wenn die Konzentration sich nicht
zu stark verändert,
reicht es aus, ein gröberes
Raster mit größeren Voxeln
zu verwenden. Dies ist praktisch, weil die ESR-Bildgebung weniger
gut entwickelt ist als die Protonenbildgebung. Oft kann es ausreichend
sein, die Elektronen in einem oder ein paar Slabs anzuregen, die
die interessierende Region durchqueren. Die Signale werden Projektionen
der Verteilung von cSAT auf die Achse senkrecht zu dem genannten
Slab darstellen.
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In
einem Beispiel wurde in einem Hauptmagnetfeld von 0,23 Tesla die
Elektronenspinresonanzfrequenz als 6,453 GHz gewählt und die Wärmebehandlungsoszillatorfrequenz
als 6,44 GHz, während die
NMR-HF-Anregungsfrequenz als 9,800 MHz gewählt wurde und die Länge des
Mittelleiters 3, die den Mantel 2 überlappt, betrug 5 bis 10 mm,
und das Kontrastmittel war eines der weiter oben genannten Trityle.
Im Allgemeinen könnte
die Elektronenspinresonanzfrequenz im Bereich von 2,5 GHz bis 40
GHz liegen, während
die Kernmagnetresonanzfrequenz im Bereich von 4 MHz bis 60 MHz liegen
könnte,
wobei das Hauptfeld im Bereich von 0,1 T bis 1,5 T liegt.
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Es
sind natürlich
Veränderungen
möglich, ohne
vom Umfang der Erfindung abzuweichen. Der Wärmebehandlungsoszillator 16 könnte also
mit der gleichen Frequenz arbeiten wie der ESR-Oszillator 11 arbeiten,
vorausgesetzt, es wurden geeignete Sperrelemente in die Schaltung
aufgenommen. Obwohl das Kontrastmittel als in die Hohlnadel zu injizieren
dargestellt ist, könnte
es auf Wunsch an einem separaten Ort injiziert werden. Das elektromagnetische
Feld wird durch Antenne 3 erzeugt, könnte jedoch auf Wunsch durch
eine Spule an der Spitze erzeugt werden.
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Es
sind auch andere Mittel zum Bewirken der Wärmebehandlung möglich. Statt
ein elektromagnetisches Feld zu verwenden, das mit Hilfe des Wärmebehandlungsoszillators 16 an
der Spitze 3 der Sonde 1 erzeugt wird, kann eine Laserwärmebehandlung eingesetzt
werden, indem man einen optischen Lichtwellenleiter durch die Nadel 2 führt. Als
weitere Alternative könnte
fokussierter Ultraschall verwendet werden. Es könnten sogar externe Spulen
verwendet werden, um das elektromagnetische Feld zum Anregen von
Elektronenspinresonanz zu erzeugen, statt die Spitze 1 der Sonde 3 zu
verwenden, so dass keinerlei invasive Verfahren durchgeführt zu werden brauchen,
außer
möglicherweise
für das
Kontrastmittel. In allen Fällen
wird die Wärmebehandlung
unter Ausnutzung der Temperaturabhängigkeit des verstärkten Magnetresonanzsignals
gesteuert, um den Wärmebehandlungsprozess
zu steuern und zu beenden.
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Bei
der durch den Wärmebehandlungsoszillator,
Laser oder fokussierten Ultraschall bewirkten gewebezerstörenden Wärmebehandlung
kann es sich um Ablation handeln. Alternativ könnte Hyperthermie eingesetzt
werden. Dieses Verfahren ist der Ablation ähnlich. Technisch gesehen handelt
es sich um das Gleiche, außer
das die Wärmebehandlung über längere Zeit
mit einer niedrigeren Temperatur, typischerweise 41 bis 44 °C, durchgeführt wird,
so dass die gleiche Ausrüstung
und die gleichen Verfahren verwendet werden können. Klinisch gesehen erkennt
es, dass Krebszellen empfindlicher auf Erwärmung reagieren als normale
Zellen.
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Obwohl
es sich bei dem Kernmagnetresonanzgerät um ein Magnetresonanz-Bildgebungsgerät handelt,
lässt sich
die Erfindung auch auf Kernmagnetresonanz für Spektroskopie anwenden, und
obwohl das Gerät
in Bezug auf die Untersuchung von menschlichem Gewebe beschrieben
wurde, lässt sich
die Erfindung auf die Untersuchung von anderem tierischen Gewebe
oder unbelebten Materialien anwenden.
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Der
Magnet könnte
ein Dauermagnet, ein widerstandsbehafteter Elektromagnet oder ein
supraleitender Elektromagnet sein.
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Text in der
Zeichnung
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1
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- ESR detector – ESR-Detektor
- Heat treatment – oscillator
Wärmebehandlungsoszillator
- ESR oscillator – ESR-Oszillator
- Injector control – Injektorsteuerung
- Coil signal processing – Spulensignalverarbeitung
- Heat treatment control – Wärmebehandlungssteuerung
- NMR control – NMR-Steuerung
- Monitor – Monitor