iMPI: humano portátil | Cable DC Inc.

Scientific Reports volumen 13, número de artículo: 10472 (2023) Citar este artículo

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Las intervenciones endovasculares mínimamente invasivas se han convertido en una herramienta importante para el tratamiento de enfermedades cardiovasculares como la cardiopatía isquémica, la enfermedad arterial periférica y el accidente cerebrovascular. La fluoroscopia de rayos X y la angiografía por sustracción digital se utilizan para guiar con precisión estos procedimientos, pero están asociadas con la exposición a la radiación de los pacientes y el personal clínico. La obtención de imágenes de partículas magnéticas (MPI) es una tecnología de imágenes emergente que utiliza campos magnéticos variables en el tiempo combinados con trazadores de nanopartículas magnéticas para obtener imágenes rápidas y altamente sensibles. En los últimos años, experimentos básicos han demostrado que el MPI tiene un gran potencial para aplicaciones cardiovasculares. Sin embargo, los escáneres MPI disponibles comercialmente eran demasiado grandes y costosos y tenían un campo de visión (FOV) pequeño diseñado para roedores, lo que limitó la investigación traslacional adicional. El primer escáner MPI de tamaño humano diseñado específicamente para imágenes cerebrales mostró resultados prometedores, pero tenía limitaciones en cuanto a la intensidad del gradiente, el tiempo de adquisición y la portabilidad. Aquí, presentamos un sistema MPI intervencionista portátil (iMPI) dedicado a intervenciones endovasculares en tiempo real sin radiación ionizante. Utiliza un novedoso enfoque de generador de campo con un FOV muy grande y un diseño abierto orientado a aplicaciones que permite enfoques híbridos con angiografía convencional basada en rayos X. La viabilidad de una angioplastia transluminal percutánea (PTA) guiada por iMPI en tiempo real se muestra en un modelo de pierna dinámico realista de tamaño humano.

Las enfermedades cardiovasculares (ECV) son la principal causa de mortalidad mundial y un importante contribuyente a la discapacidad1. Las intervenciones endovasculares mínimamente invasivas se han convertido en una parte importante del tratamiento de pacientes con ECV, como cardiopatía isquémica, enfermedad arterial periférica o accidente cerebrovascular2,3,4. Se realizan procedimientos intervencionistas que utilizan catéteres y alambres guía, por ejemplo, para reabrir vasos obstruidos o disolver coágulos de sangre. Las intervenciones mínimamente invasivas guiadas por imágenes normalmente no requieren anestesia general ni grandes incisiones, lo que las hace mucho más seguras para los pacientes que la cirugía.

La rápida evolución de las intervenciones endovasculares está impulsada por métodos de imagen sofisticados con alta resolución temporal y espacial, así como por el desarrollo de instrumentos intervencionistas específicos. La fluoroscopia de rayos X y la angiografía por sustracción digital (DSA) son actualmente las modalidades de imagen estándar para estos procedimientos. Sin embargo, los métodos basados en rayos X están asociados con la exposición a la radiación para los pacientes y el personal clínico. Además, se utilizan medios de contraste que contienen yodo, que potencialmente pueden causar daños agudos a los riñones5.

La obtención de imágenes con partículas magnéticas (MPI) es una técnica de imágenes experimental emergente que no implica radiación ionizante ni medios de contraste nefrotóxicos6. A diferencia de las modalidades de imágenes clínicas establecidas, como la tomografía computarizada (TC), la resonancia magnética (MRI) y los rayos X, la MPI es una modalidad de imágenes basada en trazadores. MPI utiliza campos magnéticos para detectar la distribución espacial de agentes trazadores compuestos de nanopartículas magnéticas (MNP). El concepto de MPI se basa en la respuesta de magnetización no lineal de esas MNP a campos magnéticos variables en el tiempo. Los trazadores intravasculares basados en MNP pueden visualizar la vasculatura sin fondo como en DSA y se han utilizado como agentes de contraste para resonancia magnética en humanos7,8. MPI presenta imágenes rápidas y sensibles con una alta relación señal-ruido (SNR)9 y no tiene atenuación de profundidad en tejidos humanos10. Por razones técnicas, los escáneres MPI eran esencialmente sistemas grandes y estacionarios para animales pequeños con campos de visión (FOV) pequeños de sólo unos pocos centímetros en cada dimensión11,12. Las aplicaciones en el campo de las ECV se han limitado hasta el momento a estudios preclínicos iniciales de fantasmas13,14,15,16,17,18,19,20.

La ampliación de los escáneres MPI al tamaño humano sigue siendo un desafío a pesar de los avances en los enfoques de hardware11,21,22,23,24. Recientemente, se propuso un primer escáner MPI de tamaño humano dedicado a aplicaciones cerebrales, que demostró una ampliación con gradientes de campo magnético de hasta 0,25 T/m sin refrigeración sofisticada25. Para lograr una mayor resolución espacial, es necesario aumentar la intensidad del gradiente del campo magnético. Esto conlleva un mayor consumo de energía, lo que aumenta las demandas sobre la regulación de la temperatura del sistema y puede dar como resultado una mayor tasa de absorción específica (SAR) y estimulación del nervio periférico (PNS)26,27.

Otro desafío importante de MPI es la visualización en tiempo real, que es crucial para las intervenciones cardiovasculares. Hasta la fecha, muchas características técnicas necesarias para las intervenciones guiadas por MPI en tiempo real se han demostrado con escáneres preclínicos13. Estos incluyen detección de alta sensibilidad de MNP9,28, altas resoluciones espaciales29,30 para codificación rápida e imágenes (in vivo) en 2D31,32 y 3D14, así como reconstrucción y visualización rápida de datos con tiempos de latencia inferiores a 100 ms33. Las latencias de visualización de los tipos de escáneres comunes suelen ser superiores a 2 s34, lo que de facto excluiría las aplicaciones clínicas en tiempo real. Sin embargo, recientemente, las mejoras técnicas en el hardware del escáner y los algoritmos de reconstrucción de imágenes permitieron la angioplastia transluminal percutánea (ATP) guiada por MPI in vitro y la colocación de stent en tiempo real15,16.

El principal obstáculo para la traducción de intervenciones preclínicas a intervenciones clínicas guiadas por imágenes y para el uso de MPI a escala humana ha sido la falta de un escáner con un tamaño de orificio y un campo de visión suficientes que funcionen con visualización en tiempo real. El próximo paso crucial hacia posibles intervenciones endovasculares guiadas por MPI en un entorno clínico sería el desarrollo de escáneres MPI de tamaño humano exclusivos. Un escáner de este tipo debería proporcionar velocidad de visualización en tiempo real, alta sensibilidad y resolución espacial para una guía precisa del instrumento y visualización de estructuras vasculares, garantizando al mismo tiempo un buen acceso al paciente y teniendo en cuenta las limitaciones de SAR y PNS.

Aquí, presentamos un escáner MPI intervencionista portátil de tamaño humano (iMPI) diseñado para intervenciones endovasculares en tiempo real de extremidades humanas. El diseño del generador de campo combina el esquema de codificación de línea libre de campo (FFL) altamente sensible35 con una matriz de gradiente lineal dinámico rápido (dLGA)36,37 que permite obtener imágenes en tiempo real de FOV muy grandes. En fantasmas de vasos humanos realistas impresos en 3D, el escáner iMPI visualizó diferentes patologías vasculares, como aneurismas y estenosis. La angiografía en tiempo real y la ATP guiada por imágenes fueron factibles. Una 'ventana de rayos X' dedicada en la configuración del escáner MPI permitió obtener imágenes simultáneas con un sistema DSA/fluoroscopia convencional.

El concepto iMPI sigue un diseño minimalista que utiliza tres cadenas de transmisión independientes para la generación de imágenes de proyección 2D rápidas utilizando un esquema de codificación de línea libre de campo (FFL)35 como se muestra en la Fig. 1a. Dos pares de bobina-silla superpuestos en configuración Helmholtz (CH1 y CH2) que funcionan a una frecuencia de f1 = f2 = 60 Hz y un cambio de fase de 90 grados, generan una línea libre de campo que viaja a lo largo del eje de simetría (Fig. 1b). Esta generación dinámica de FFL sigue el enfoque de onda viajera, que combina tanto la generación de un esquema de codificación (FFP o FFL) como su movimiento a lo largo de un eje del escáner36,37. Un par adicional de solenoides (CH3) que funcionan con una frecuencia de f3 = 2480 Hz dirige el FFL a lo largo de una trayectoria sinusoidal a través del FOV deseado generando proyecciones 2D (plano x – z) de la distribución de MNP (Fig. 1c, d).

Bosquejo del concepto de escáneres MPI compactos de tamaño humano que utilizan una línea libre de campo (FFL). (a,b) Dos pares de bobinas de silla se accionan con una frecuencia f1 = f2 = 60 Hz y un cambio de fase de 90 grados, lo que da como resultado un FFL que se desplaza a lo largo del eje de simetría del escáner. (c) Se utilizan dos bobinas de solenoide adicionales en configuración Helmholtz (CH3) para el desplazamiento FFL dentro del plano X-Y. (d) Al ejecutar CH3 con una frecuencia f3 ≫ f1, el FFL se dirige a lo largo de una trayectoria sinusoidal a través del FOV generando proyecciones 2D.

El tamaño del escáner se eligió para permitir el escaneo de un muslo humano. Con un diámetro interior de aproximadamente 20 cm y un área FOV en forma de tubo elíptico (longitud de aproximadamente 25 cm, diámetro menor de aproximadamente 10 cm y diámetro mayor de aproximadamente 20 cm), el escáner iMPI ensamblado proporciona una intensidad de gradiente de hasta 0,36 T/m (0,25 T/m al 70% de la potencia del sistema) y visualización en tiempo real con un máximo de 8 fotogramas por segundo. Los campos magnéticos generados alcanzan una amplitud máxima de aproximadamente 35 mT (70 mT pp), que está en el límite de estimulación del PNS para la frecuencia deseada26 (ver sección PNS y SAR). El consumo de energía de aproximadamente 14 kW puede producir un aumento crítico de la temperatura durante la obtención de imágenes continuas. Esto se puede solucionar aumentando el ciclo de trabajo y/o disminuyendo la intensidad del gradiente (consulte la sección consumo de energía). Se eligió el diseño del escáner iMPI para que fuera portátil y liviano, con aproximadamente 10 kg (aproximadamente 8 kg de cobre, 1,2 kg de PLA (ácido poliláctico) y 0,8 kg de resina epoxi).

Para determinar la sensibilidad del escáner iMPI se utilizó una muestra puntual (tapa Eppendorf) llena con 1 ml de Perimag diluido (concentración de hierro 8,5 mg/ml, Micromod Partikeltechnologie GmbH, Alemania) en pasos 1:50 (3,1 µmol Fe). Se midieron 1:100 (1,5 µmol Fe), 1:200 (765 nmol Fe), 1:400 (383 nmol Fe) y 1:800 (191 nmol Fe) (tiempo de adquisición de datos único de 50 ms, parámetros del escáner: corrientes ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A). Después del proceso de reconstrucción (se especifican más detalles en la sección del método), para cada dilución, la posición de la muestra de Eppendorf se pudo reconstruir claramente de forma repetitiva para cada dilución (ver Fig. 2). Esta concentración de hierro estaba muy por debajo de los requisitos para el límite de dosis de 200 mg Fe (2,5 mg Fe por kg para una persona de 80 kg)38. El mapa SNR muestra el límite de detección en la quinta banda armónica superior (5 × f3 + 2 × f1).

Resultados de mediciones en serie de masa de hierro que muestran las imágenes reconstruidas de adquisiciones de imágenes (50 ms) para diferentes cantidades de masa de hierro diluidas en 1 ml de agua llena en una muestra puntual (tapa Eppendorf). La concentración de cepa del trazador usado (Perimag) fue de 8,5 mg/ml de hierro y se diluyó en pasos de 1:50 a 1:800 o de 3,1 µmol Fe a 191 nmol Fe respectivamente. A diluciones más altas, aparecen algunos pequeños artefactos de imagen en el borde del FOV, que son el resultado del enfoque de reconstrucción matricial basado en imágenes. El gráfico de la derecha muestra la intensidad de la señal a 12.520 Hz.

En la figura 3 central, se muestra una fotografía de ambos instrumentos cruciales para la PTA guiada por imágenes, un alambre guía y un catéter con balón, modificados con material visible MPI (se especifican más detalles en la sección del método). A modo de demostración, ambos instrumentos se midieron en condiciones de tiempo real con 4 imágenes por segundo (tiempo de adquisición de datos único de 50 ms, parámetros del escáner: corrientes ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A). Las imágenes reconstruidas de los instrumentos después de un solo disparo se muestran en la Fig. 3a, b derecha.

Los instrumentos visibles de MPI visualizados dentro del escáner iMPI: (a) muestran la reconstrucción de la guía convencional modificada con un marcador y (b) la reconstrucción del balón modificado preparado con dos marcadores. La foto del medio muestra los instrumentos modificados con un material visible MPI. La SNR obtenida permitió la visualización en tiempo real sin promediar.

En estos experimentos, las patologías vasculares se visualizaron en modelos vasculares realistas mediante la inyección de un agente trazador (se especifican más detalles en la sección del método). Con fines de demostración, se visualizaron diferentes fantasmas de vasos mediante imágenes en tiempo real. La Figura 4 muestra un vaso normal (a), un aneurisma (b) y una estenosis (c). La Figura 4d muestra una pseudoestenosis debido a un artefacto de reconstrucción. Los datos se adquirieron con un tiempo de adquisición de datos único de 50 ms y parámetros del escáner utilizando corrientes de ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A.

Fantasmas de vasos con diferentes patologías vasculares. Fotografía y visualización iMPI de (a) un fantasma de vaso regular, (b) un aneurisma y (c) una estenosis (grado de estenosis 70%). (d) Muestra una pseudoestenosis resultante de un artefacto de reconstrucción. Todas las muestras se llenaron con Perimag (concentración de hierro de 8,5 mg/ml) y se midieron en condiciones de tiempo real.

El sistema MPI debe proporcionar no sólo la capacidad de rastrear y visualizar los instrumentos necesarios sino también todos los pasos de la angiografía. Esto requiere un funcionamiento rápido y robusto con alta sensibilidad. Además, la visualización en tiempo real con diferentes materiales (MPI39 multicolor) puede resultar un desafío debido al uso de diferentes parámetros de reconstrucción para diferentes materiales. En la Fig. 5, se muestran varios pasos del procedimiento de intervención, incluida la inyección de un bolo de agente trazador en el fantasma de estenosis (angiografía) antes (Fig. 5, primera fila) y después de la dilatación con balón (Fig. 5, cuarta fila). Todos los datos se adquirieron en tiempo real y bajo flujo pulsátil utilizando una bomba de engranajes para simular la vasculatura humana. El conjunto de datos de los marcadores de posicionamiento del globo y el proceso de inflado se reconstruyen con diferentes parámetros para visualizar los marcadores y el inflado por separado (Fig. 5 segunda y tercera filas). Todos los datos se han adquirido en condiciones realistas con 4 fotogramas por segundo (tiempo de adquisición de datos único 50 ms, parámetros del escáner: corrientes ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A) y flujo pulsátil. La bobina receptora negra (ver información detallada en la sección de métodos) proporciona un FOV con un diámetro de 11 cm y 12 cm de longitud (ver Fig. 9).

Visualización iMPI en tiempo real de un PTA guiado por MPI con 4 cuadros por segundo (tiempo de adquisición de datos único 50 ms). El campo de visión cubierto es de 11 × 12 cm2. La velocidad máxima del flujo pulsátil en el sistema de vasos experimental fue de 50 cm por segundo. (1) En un primer paso, se determinó la ubicación de la estenosis experimental (grado de estenosis 70%) inyectando un bolo de 1 ml de Perimag (concentración de hierro 8,5 mg/ml) (angiografía con partículas magnéticas, MPA). El posicionamiento del balón (2) se visualizó mediante marcadores visibles MPI colocados antes y después del balón montado en el catéter (señales ovaladas brillantes, flechas amarillas). La dilatación con balón (3) de la estenosis se realizó inflando el catéter con balón con Perimag. La reconstrucción de imágenes de (2) y (3) se realizó a partir del mismo conjunto de datos con diferentes parámetros (MPI multicontraste) y resta de datos. Finalmente, una segunda MPA (4) visualizó el tratamiento exitoso de la estenosis. Para animaciones, consulte los archivos complementarios anim_PTAX.gif.

Un hito en la aplicación en el camino hacia una posible intervención independiente guiada por iMPI es su uso en una aplicación híbrida junto con la angiografía por rayos X convencional establecida. Por lo tanto, se integró una "ventana de rayos X" en la configuración del escáner (ver bobinas receptoras en la sección de métodos). Las primeras mediciones híbridas se realizaron en un laboratorio clínico de catéteres. La Figura 6 muestra los resultados iniciales de experimentos simultáneos con rayos X (Azurion 7 M 20 Flex, Philips, Alemania) e iMPI en condiciones realistas de flujo pulsátil (pico de 50 cm/s) y reconstrucción en tiempo real de 4 fotogramas por segundo (parámetros del escáner: corrientes ICH1/2 = 110 A, ICH3 = 75 A).

Primer seguimiento simultáneo del bolo de rayos X iMPI utilizando una mezcla de Perimag y medios de contraste yodados (relación de Perimag sin diluir y agente de contraste yodado de 1:1). (a) Imagen del escáner iMPI (2) dentro del sistema de rayos X (1). Visualización simultánea en tiempo real del bolo a través de una estenosis vascular artificial en un modelo de rodilla de tamaño humano (3): (b) rayos X y (c) iMPI. (d) muestra una superposición de ambas modalidades. Para ver el vídeo, consulte el archivo complementario iMPImeetsXRay.mp4.

En este estudio se presenta un escáner MPI liviano y portátil dedicado a intervenciones cardiovasculares de extremidades a escala humana. Este novedoso concepto de generación de líneas sin campo permite el movimiento 3D real de un FFL a través del escáner sin requisitos de hardware adicionales, como el movimiento mecánico de las piezas del escáner y/o el lecho de muestra22,23,24,25. Además, la complejidad del hardware del escáner se simplifica al reducir el método de codificación a imágenes de proyección. Esto proporciona una alta flexibilidad y transportabilidad debido al número reducido de bobinas y, al mismo tiempo, ofrece una buena accesibilidad al paciente gracias a un diseño abierto. Fueron factibles la angiografía in vitro en tiempo real, el seguimiento de instrumentos endovasculares etiquetados y las intervenciones cardiovasculares experimentales, como la angioplastia transluminal percutánea (ATP) en fantasmas vasculares dinámicos. Los datos presentados se adquirieron con 4 fotogramas por segundo, que se utiliza habitualmente en la angiografía por rayos X. Dado que el tiempo de adquisición para cada cuadro fue de 50 ms y el tiempo de latencia hasta la visualización fue de aproximadamente 100 ms, son posibles hasta 8 velocidades de cuadro por segundo. Esto se encuentra en la gama de sistemas de fluoroscopia clínica40. La obtención de imágenes simultáneas con fluoroscopia de rayos X, el estándar de oro para las intervenciones cardiovasculares, fue factible, ya que el escáner iMPI opera en entornos sin protección y tiene una "ventana de rayos X" dedicada para posibles imágenes híbridas. El diseño liviano del escáner iMPI permite un montaje directo en el sistema de rayos X que proporciona imágenes multiplanares desde diferentes direcciones. Esto mejora la accesibilidad al escáner, lo cual es una ventaja fundamental de este diseño en comparación con los escáneres MPI tomográficos convencionales. Para obtener imágenes cardiovasculares, puede ser necesario visualizar un segundo plano de proyección. Para ello, el escáner iMPI podría montarse directamente en un sistema de angiografía monoplano para girarlo alrededor del paciente de forma análoga a la angiografía convencional. En principio, también serían posibles sistemas de angiografía biplano, como los que se utilizan en neurointervenciones. Aquí se instalan dos pares de unidades detectoras de tubos perpendiculares entre sí. En este caso es necesario introducir una ventana de rayos X adicional.

La ausencia de componentes de protección adicionales mejora en gran medida la accesibilidad de un paciente en el escáner. Sin embargo, el ruido de fondo externo de los componentes activos del hardware provoca una clara reducción de la SNR, especialmente en un laboratorio de cateterismo clínico. Como se sabe por los dispositivos de resonancia magnética de campo bajo, que a menudo funcionan sin técnicas de blindaje41, existen varios enfoques disponibles para la supresión activa de la interferencia electromagnética (EMI) utilizando sensores adicionales que captan el ruido de fondo ambiental, por ejemplo, EDITER42. También están disponibles las primeras implementaciones para MPI para la supresión activa de EMI, por ejemplo, las frecuencias de excitación43.

Una característica importante de los escáneres MPI es la intensidad del gradiente del campo magnético, que se correlaciona directamente con la resolución espacial23. El concepto iMPI propuesto puede proporcionar una intensidad de gradiente de aproximadamente 0,36 T/m con un consumo de energía de 14 kW (0,25 T/m a 7,5 kW: 70 % de la potencia del sistema), lo que permite una resolución espacial de aproximadamente 5 mm25. La resolución espacial de MPI es claramente menor que la resolución submilimétrica de la fluoroscopia de rayos X, pero tiene la ventaja de una señal libre de fondo basada en un trazador con una SNR alta.

El diseño de la bobina utilizada provoca una intensa generación de sonido, especialmente el canal 3 que funciona con 2480 Hz, cuando el sistema funciona con corrientes altas (parámetros del escáner: corrientes ICH1/2 = 165 A, ICH3 = 110 A). Esto se debe a que las bobinas de fabricación casera pueden vibrar bajo la enorme generación de fuerza que separa los devanados, aunque las bobinas están encapsuladas con resina epoxi. Para realizar las imágenes de este trabajo, la potencia del escáner se ha reducido a aproximadamente un 70%. Para superar este problema, las futuras bobinas deberán ensamblarse con menos devanados y encapsularse en materiales más resistentes para evitar vibraciones.

Para aumentar la resolución espacial, es necesario mejorar el hardware y el sistema de partículas aplicado. Tay et al. demostró que el uso de un nuevo tipo de sistema de partículas superferromagnéticas daba como resultado una resolución espacial diez veces mayor y una SNR44 40 veces mayor. Desde el punto de vista del hardware, el gradiente del campo magnético se puede aumentar haciendo funcionar el generador de campo con corrientes más altas o usando bobinas con más devanados. Ambos enfoques tienen sus limitaciones y requieren un diseño sofisticado de administración de energía y enfriamiento. Los enfoques de alta potencia que utilizan pulsos extremadamente cortos para la generación de gradientes de campo magnético elevados29 pueden superar parcialmente este problema. Sin embargo, en este caso el FFL podría viajar sólo una vez a lo largo del eje de simetría del escáner, lo que provocaría una baja densidad de muestreo espacial. Esto podría requerir estrategias de adquisición y procesamiento de datos más sofisticadas para generar imágenes sin procesar altamente resueltas mediante trayectorias FFL entrelazadas31,45 a lo largo de múltiples ciclos de pulso.

El concepto de onda viajera del escáner iMPI36,37 ofrece varios enfoques flexibles para mejorar la generación de señales. El uso de secuencias avanzadas que operan tipos de escáner TWMPI, por ejemplo, ajustando las fases entre CH1 y CH2, da como resultado un gradiente más alto y efectos similares a zoom en las imágenes reconstruidas30. Mediante una modulación adicional de las amplitudes del canal, se puede configurar la cobertura del área de escaneo para reducir SAR y PNS por un lado y superar el problema de atenuación de la señal en MPI46. Desde el punto de vista del hardware, la adquisición de datos en paralelo mediante la adquisición de la señal generada por múltiples FFL simultáneamente puede aumentar aún más el FOV utilizable para superar el tamaño máximo intrínseco definido por la distancia entre FFL en movimiento adyacentes del escáner presentado47.

Elegir los parámetros adecuados para operar un escáner MPI es un paso importante y puede influir sustancialmente en el rendimiento de dichos escáneres48. La relación entre las frecuencias f1 = f2 y f3, por ejemplo, influye en la uniformidad y resolución de la cobertura del FOV dentro de una ventana de tiempo dedicada. La elección de las frecuencias influye claramente en la calidad de la imagen. Por ejemplo, aumentar las frecuencias normalmente aumentará la SNR debido a una mayor inducción. Por encima de cierta frecuencia, dependiendo del material trazador utilizado, la SNR vuelve a disminuir y la resolución de la imagen puede deteriorarse notablemente debido a los tiempos de relajación finitos de Néel y Browniano de las MNP49. Existen enfoques novedosos disponibles para aumentar la resolución espacial mediante un procesamiento de datos sofisticado50. Sin embargo, si se requiere capacidad en tiempo real en sistemas MPI intervencionistas, podrían ser necesarias velocidades de datos reducidas y un procesamiento de señales simplificado33. La rápida adquisición de datos y procesamiento de señales requieren un conocimiento preciso de todos los parámetros del escáner y del sistema de partículas utilizado para obtener resultados óptimos. Esto dificulta el uso de las características mencionadas anteriormente, por ejemplo, ajuste de frecuencia y fase o ajuste de bobina, ya que es necesario realizar un seguimiento preciso de los cambios de parámetros. Mediante el monitoreo en tiempo real de la trayectoria FFL (o FFP), por ejemplo, utilizando bobinas de retroalimentación adicionales y técnicas de reconstrucción basadas en IA51, se puede mejorar la calidad de la imagen manteniendo la flexibilidad del escáner MPI.

En comparación con los estudios que utilizan escáneres de animales pequeños con un calibre más pequeño, la visualización de patologías vasculares como aneurismas y estenosis fue menos precisa. Es técnicamente imposible lograr los valores más altos de resolución espacial y temporal, sensibilidad y cobertura espacial simultáneamente. En este concepto de escáner diseñado para intervenciones vasculares, la atención se centró en la visualización en tiempo real en un diseño abierto. En estudios futuros, se podrán optimizar otros criterios, como la resolución espacial, por ejemplo, aplicando los conceptos mencionados anteriormente.

En la figura 4d, se presenta una pseudoestenosis de un segmento de vaso alineado perpendicular a la dirección del vaso principal. Las estructuras lineales alineadas en la dirección x parecen desaparecer debido al hecho de que al escanear con una línea libre de campo a lo largo de una distribución alargada y homogénea no se genera ninguna señal. Para superar este problema, la línea libre de campo podría girarse mediante la rotación mecánica del pórtico o del escáner23.

El procedimiento de una PTA experimental se realizó con éxito, de forma análoga a estudios publicados recientemente que utilizan escáneres de animales pequeños. Las aplicaciones in vivo requerirían dispositivos de intervención más sofisticados que los experimentales de este estudio52. Los componentes del cable de señalización deberían estar recubiertos con un recubrimiento de polímero hidrófilo biocompatible para garantizar una maniobrabilidad de baja fricción17.

Al igual que en la resonancia magnética, para la seguridad del paciente se deben considerar los límites de PNS y SAR26. Al disminuir el campo magnético B y la frecuencia f, el SAR también disminuye sustancialmente. Dado que la amplitud del campo magnético aumenta en sistemas de tamaño humano debido al tamaño del FOV y al gradiente de campo magnético deseado, es necesario reducir la frecuencia. Esto también tiene un efecto positivo en los valores PNS, que son más pronunciados en escáneres MPI de este tamaño de diámetro. Sin embargo, estas limitaciones parecen obstaculizar la ampliación de los escáneres MPI al tamaño humano con gradientes y frecuencias de campo magnético conocidos a partir de estudios preclínicos. Estos problemas pueden superarse mediante técnicas adicionales, como escanear áreas más pequeñas con gradientes altos, que es similar al enfoque del campo de enfoque53.

Además, hay que tener en cuenta el calentamiento de dispositivos ferromagnéticos mediante campos magnéticos alternos. Varios estudios sobre el comportamiento de calentamiento de los dispositivos endovasculares, como los stents metálicos, demostraron que, en general, es posible un uso seguro54.

Los parámetros de sensibilidad y resolución espacial dependen en gran medida de la aplicación; por ejemplo, para rastrear instrumentos etiquetados dentro de un escáner MPI, sólo se requiere una resolución espacial y una sensibilidad bajas. El instrumento se puede preparar con un punto que consiste en material altamente concentrado y la localización de un solo punto dentro del escáner MPI no requiere una alta resolución espacial55. Pero esto puede limitar el examen de vasculaturas complejas como bifurcaciones o trifurcaciones. Para visualizar el seguimiento del bolo, la sensibilidad en función de la concentración inyectada del marcador debe ser suficientemente alta. Pero la resolución espacial tiene que ser necesariamente lo suficientemente alta para clasificar las oclusiones de los vasos (estenosis). Incluso con una resolución espacial inferior al comportamiento estructural, es posible cuantificar la estenosis vascular mediante la atenuación de la señal a lo largo del vaso56. Dependiendo de la aplicación deseada, el diseño de iMPI puede cubrir diferentes escenarios que admitan máquinas de rayos X.

Los resultados de las mediciones simultáneas de iMPI y rayos X se muestran en la Fig. 6, indicando un punto de tiempo seleccionado donde el bolo viaja a través del fantasma del vaso. En la imagen de rayos X se ven fuertes artefactos lineales que resultan de la interacción entre los fuertes campos magnéticos y el detector del sistema de rayos X.

La posición de las muestras puntuales utilizadas para los experimentos en serie de dilución (Fig. 2) no influye en los resultados. Todas las imágenes se reconstruyeron utilizando la misma matriz del sistema precalculada, pero se recopilaron diferentes números de armónicos del conjunto de datos transformados de Fourier para la reconstrucción. Este proceso específico de selección de picos se realiza umbralizando picos con señales menores que SNR = 2. El gráfico de la Fig. 2 muestra el comportamiento de la señal en la primera frecuencia de banda lateral del quinto armónico superior (5 × f3 + 2 × f1 = 12,520 Hz ). La tercera banda armónica superior debería mostrar una amplitud mayor, pero para obtener imágenes es necesario capturar también al menos la siguiente banda armónica superior.

El método de reconstrucción de las imágenes utilizadas en este trabajo se basa en el enfoque matricial del sistema basado en imágenes46, que permite desacoplar el proceso de reconstrucción del hardware del escáner utilizando un proceso de cuadrícula para la generación de imágenes sin procesar como paso intermedio. Esto puede resultar útil cuando se trabaja con inestabilidades en el hardware causadas por el acoplamiento de las bobinas o para la reconstrucción y visualización en tiempo real. También se puede implementar un método de reconstrucción directa basado en Fourier utilizando información espectral para la matriz del sistema57. Al realizar la reconstrucción de la matriz del sistema, pueden aparecer múltiples artefactos en la imagen final, especialmente en los bordes. Esto se puede superar sobreexplorando el campo de visión y adaptando los parámetros matriciales del sistema58.

Limitaciones: el estudio de prueba de concepto actual tiene una serie de limitaciones. El número de ejemplos de aplicación fue pequeño, no se realizó ningún análisis cuantitativo y no hubo comparación sistemática con otras modalidades de imágenes como la angiografía basada en rayos X, la resonancia magnética intervencionista o la ecografía intravascular. No se investigaron los efectos de la orientación de los modelos de embarcaciones a lo largo de la cuadrícula ni los efectos del tamaño de las embarcaciones. Los modelos de vasos ejemplares probados no estaban a escala y eran ligeramente más grandes que los vasos humanos correspondientes, lo que podría afectar la intensidad de la señal. La calidad de la imagen en relación con el movimiento no se investigó explícitamente en este estudio, pero no pareció tener un impacto significativo durante los experimentos. Aunque el flujo de trabajo básico de la angiografía y las intervenciones convencionales podría replicarse bien, todavía no existe ningún trazador MNP intraarterial aprobado dedicado a MPI disponible en este momento. Sin embargo, existen agentes de contraste para resonancia magnética basados en MNP para uso en humanos que pueden visualizarse con MPI58. La intensidad limitada del gradiente de este tipo de escáner genera limitaciones en la resolución espacial, lo que puede afectar la precisión del diagnóstico. Dado que el principal problema aquí no es el hardware en sí, sino la limitación del PNS, los futuros sistemas de escáner deberán reducir aún más las frecuencias de excitación y los rangos de escaneo. La combinación de múltiples secuencias específicas debería optimizar el proceso de obtención de imágenes mediante el escaneo selectivo de las áreas de interés59. Una mayor flexibilidad en el diseño de las bobinas transmisoras y receptoras superará los desafíos actuales de SNR.

El sistema iMPI presentado es un concepto de escáner a escala humana para intervenciones vasculares guiadas por imágenes en tiempo real. La viabilidad de dicho sistema quedó demostrada desde las caracterizaciones iniciales del escáner hasta las intervenciones experimentales en modelos vasculares dinámicos. La posibilidad del uso híbrido simultáneo en combinación con la tecnología de rayos X estándar de oro podría acelerar la traducción al uso clínico en intervenciones vasculares para disminuir los niveles de radiación ionizante para los pacientes y el personal clínico y reducir el uso de agentes de contraste potencialmente nefrotóxicos. iMPI es particularmente prometedor para las intervenciones endovasculares sin radiación ionizante, lo que permitirá un uso más amplio de estas herramientas de tratamiento sin medidas de protección extensas en el campo de las enfermedades (cardio)vasculares.

La codificación espacial en Imágenes de Partículas Magnéticas (MPI) sigue dos principios: punto libre de campo (FFP)6 y línea libre de campo (FFL)35. Ambos enfoques tienen sus ventajas y desventajas específicas. El diseño clásico de FFP proporciona imágenes rápidas y sensibles con un FOV14 pequeño. El concepto básico de FFL se caracteriza por una sensibilidad muy alta, pero impone requisitos bastante complejos en el hardware de generación de campo, lo que limita su uso para imágenes 3D rápidas23,60. Un enfoque alternativo es el concepto MPI de onda viajera (TWMPI)37,61, que utiliza múltiples bobinas para la generación dinámica de los campos magnéticos requeridos36,37. Este enfoque flexible proporciona funciones de imágenes ajustables30 e imágenes rápidas dentro de un FOV32 grande a costa de una relación señal-ruido (SNR) más baja.

Los límites de seguridad de la tasa de absorción específica (SAR), también conocida como calentamiento de tejido, y la estimulación del nervio periférico (PNS), también conocida como magnetoestimulación, determinan los parámetros de escaneo óptimos, como la intensidad y frecuencia del campo magnético o la resolución espacial y la velocidad de escaneo, respectivamente.

El límite SAR regula la energía que se puede aplicar en el tejido (normalmente 4 W/kg)62. Depende del campo magnético y de la frecuencia (SAR escala con f2B2). Para la geometría dada y el gradiente de campo magnético deseado, se requieren amplitudes de campo magnético para CH1/2 así como para CH3 de aproximadamente 35 mT para dirigir el FFL a través del FOV. Las frecuencias elegidas para CH1/2 de f1 = f2 = 60 Hz y f3 = 2,480 Hz para CH3 provocan un SAR de aproximadamente 0,15 W/kg, que está muy por debajo del límite y permite aumentar aún más el gradiente del campo magnético si es necesario26.

Para frecuencias de accionamiento inferiores a 42 kHz, PNS es la preocupación de seguridad dominante para MPI. El SNP provoca una respuesta sensorial en el músculo, descrita como una sensación de hormigueo, pinchazo o espasmo. Se atribuye al campo eléctrico inducido a través de las neuronas debido a un campo magnético oscilante aplicado (magnetoestimulación)63. Con la ley fundamental de la magnetoestimulación (FLM) en función de la frecuencia.

Se puede calcular la amplitud máxima pico a pico del campo magnético que alcanza el límite PNS. Aquí, \(\Delta {B}_{min,pp}\) es el umbral asintótico para frecuencias que van al infinito. El tiempo de cronaxia \({\tau }_{c}\) mide el tiempo necesario para despolarizar los nervios64. Con valores experimentales para el tramo (radio de aproximadamente 6 cm) de ΔBmin,pp = 47,5 ± 7,0 mT y τc = 295 ± 56 µs26 y para la frecuencia dada de f3 = 2480 Hz, se obtiene un umbral de amplitud pico a pico de aproximadamente 80 Se puede calcular mT, que es ligeramente superior a la amplitud de 70 mT con la que se opera el hardware del escáner iMPI.

La Figura 7 describe el proceso de reconstrucción y obtención de imágenes de iMPI utilizando un FFL: Las imágenes en MPI se basan en la respuesta de magnetización no lineal de las MNP a campos magnéticos que varían en el tiempo siguiendo la teoría de Langevin6. Se genera un fuerte gradiente de campo magnético en forma de FFL y se dirige rápidamente en una trayectoria dedicada a través del FOV. Dado que la magnetización del MNP está saturada excepto en las proximidades de las áreas de cruce por cero del campo magnético (FFL), la magnetización del MNP se invierte cuando la región libre de campo del gradiente pasa cerca de ella. Este rápido cambio en la magnetización M se mide inductivamente usando una bobina receptora, lo que da como resultado la señal deseada S = dM/dt (Fig. 7a).

Desde la generación de señales hasta la reconstrucción de imágenes. (a) La magnetización de un conjunto MNP sigue la función de Langevin no lineal. Al dirigir rápidamente un fuerte gradiente de campo magnético, por ejemplo, un FFL, sobre una muestra de MNP, la magnetización se invierte en la posición del FFL y se puede medir inductivamente una señal S = dM/dt. (b) El concepto iMPI utiliza bobinas de silla y solenoides para la generación dinámica y el movimiento de una FFL (representación de superficie negra) a lo largo de una trayectoria sinusoidal dentro del plano x – z adquiriendo inductivamente el cambio de magnetización de la muestra MNP. (d) Dado que se conoce la posición del FFL, la señal de tiempo 1D se puede registrar conjuntamente y cuadricular punto por punto (línea a línea siguiendo la relación f3 a f1) en una imagen 2D que representa la proyección x – z ( imagen sin formato) de la distribución de MNP dentro del FOV. En un último paso, las letras 'iMPI' que sirven como ejemplo de distribución de MNP se pueden reconstruir en la imagen final.

El concepto iMPI propuesto utiliza el enfoque de ondas viajeras para la generación dinámica y el movimiento de un FFL a lo largo de una trayectoria sinusoidal que cubre el FOV en una imagen de proyección (plano x-z). La Figura 7b,c muestra una simulación65 de una inscripción 'iMPI', que sirve como ejemplo para la distribución de MNP. El FFL viajero se orienta a lo largo del eje y, la señal MPI se adquiere de toda la línea (FFL), lo que da como resultado una proyección ax-z. Dado que la trayectoria del FFL es bien conocida, la señal 1D se puede registrar conjuntamente y cuadricular punto por punto en una imagen 2D siguiendo la posición del FFL en el espacio generando una imagen sin formato. Esta imagen sin formato muestra la distribución de MNP convolucionada por la función de dispersión de puntos (PSF) específica del escáner57. En un paso final, la imagen de proyección se puede reconstruir utilizando la reconstrucción matricial del sistema basado en imágenes46.

El conjunto de datos 1D adquirido consta de cambios medidos inductivamente de las magnetizaciones de MNP (S = dM/dt) y debe procesarse (filtrado de software31,33,37,47) antes de la preparación de la imagen sin procesar (ver Fig. 8).

Bosquejo de los pasos necesarios para obtener una imagen completamente reconstruida: Al iniciar la secuencia, las formas de onda seleccionadas para CH1/2 y CH3 se proporcionan a los generadores de campo magnético. Para garantizar una amplitud del campo magnético libre de transitorios, la ventana de adquisición comienza con cierto retraso después de finalizar los aumentos. El conjunto de datos digitalizados se procesa y se cuadricula en una superficie 2D para crear una imagen sin procesar antes de la reconstrucción y visualización final utilizando un enfoque matricial de sistema basado en imágenes31,32,46.

Dado que se conoce la posición del FFL dentro del escáner, los datos 1D se pueden registrar conjuntamente punto por punto en una superficie 2D completando la imagen 2D línea por línea, donde cada línea representa un período completo de 1 /f3. Después de un período completo de 1/f1/2, el proceso de cuadrícula comienza nuevamente desde el principio en una posición ligeramente diferente, que depende de la proporción de f3 y f1/2. El resultado es una imagen sin procesar que consta de 4 veces (2 veces del escaneo izquierdo y derecho y 2 veces para cada signo FFL) la información MNP desde dentro del FOV convolucionada con una función de dispersión de puntos (PSF) específica57. Dado que las 4 áreas muestran la misma información, todas las áreas se pueden plegar juntas de manera adecuada para mejorar la SNR. Con un núcleo de reconstrucción apropiado, en este caso una matriz de sistema basada en imágenes, se puede calcular la imagen final54. Dado que toda la generación de imágenes sin procesar utiliza datos de tiempo procesados (filtrados por software, etc.), el ruido en las imágenes sin procesar se puede reducir filtrando selectivamente los armónicos del espectro con suficiente SNR (consulte la sección desde la señal hasta la imagen final).

La consola (unidad de control) consta de componentes de hardware y software, que proporcionan una interfaz gráfica de usuario (GUI) con software de automatización y reconstrucción y periferia de hardware adicional, como pedal y panel de entrada, para pulsar un botón de forma rápida y sencilla. control del escáner. Esto permite un control total en el sitio de transmisión desde la selección de la secuencia hasta el inicio del experimento. Además, el personal médico puede utilizar el escáner iMPI del mismo modo que los sistemas de rayos X. En el sitio de recepción, se activa la ventana de adquisición y se manejan todos los pasos del procesamiento de datos, desde la digitalización, pasando por el cuadriculado y la reconstrucción hasta la visualización en tiempo real. Para la reconstrucción de datos, se utiliza un sistema de reconstrucción matricial basado en imágenes46, que proporciona resultados sólidos de reconstrucción de imágenes en condiciones de tiempo real15,16,33. Las matrices del sistema se simularon en un paso anterior65 en función de los resultados de la calibración iMPI y se prepararon para su uso en el marco de reconstrucción para visualización en tiempo real.

La cadena de transmisión consta de tres canales (CH) (Figs. 1, 10). Dos impulsan el gradiente principal (CH1 + CH2) creando un FFL móvil a lo largo del eje de simetría a través del escáner iMPI y CH3 desvía el FFL para generar una imagen de proyección. Antes de configurar la cadena de transmisión con los componentes del filtro de alto voltaje y el gabinete del amplificador, se deben elegir adecuadamente las frecuencias para ejecutar CH1, CH2 y CH3. La elección adecuada de frecuencias aquí es f1 = f2 = 60 Hz y f3 = 2480 Hz, dependiendo de múltiples parámetros, como la limitación de SAR y PNS, la resolución temporal deseada y la cobertura de FOV. Con estos parámetros de frecuencia se deben preparar los componentes para cada canal de transmisión (filtros, red de acoplamiento, etc.). Finalmente, se realizó un desacoplamiento de canales para garantizar una operación estable a altas corrientes.

Como se indicó anteriormente, la generación de campo para la intensidad del gradiente deseada requiere una corriente alta para impulsar las bobinas de gradiente (CH1 y CH2), así como la bobina impulsora (CH3). Con corrientes para CH1/2 de ICH1/2 = 165 A cada una e ICH3 = 110 A para CH3 y una resistencia eléctrica medida de RCH1/2 = 0,5 Ω y RCH3 = 0,6 Ω, se puede estimar un consumo de energía efectivo en Peff,CH1 /2 = 1/2∙RCH1/2∙I2CH1/2≈6,6 kW y Peff,CH3 = 3,5 kW.

Para tener una idea sobre el aumento de temperatura dentro de cada medición, se pueden utilizar los siguientes cálculos para la estimación. Dado que las bobinas se componen principalmente de cobre, en el primer paso, la masa de cobre se calcula para cada bobina usando mCo = VCo∙ρCo = Awire∙lwire∙ρCo, donde Awire = π∙400∙0.052 mm2 = π mm2 es la cruz sección del alambre litz usado (Rupalit 400 × 0.1, PACK LitzWire, Alemania), lwire,CH1/2≈90 m e Iwire,CH3≈105 m son las longitudes de las bobinas y ρCo = 8.96 g/cm3 es la densidad de cobre. Usando la fórmula P∙Δt = mCo∙cCo∙ΔT, donde cCo = 0,383 J/(g∙K) es la capacidad calorífica específica del cobre y Δt = 0,06 s es el ciclo de trabajo para una sola ráfaga, y los valores calculados, el aumento de temperatura ΔT por imagen se puede estimar en ΔTCH1/2≈0,41 K y ΔTCH3 = 0,18 K.

Dado que el escáner iMPI no tiene un sistema de enfriamiento activo, a continuación se proporciona una estimación de la capacidad de enfriamiento de aire basada en convección. Usando la fórmula para la transferencia de calor Q/t = α∙A∙ΔT con las áreas del serpentín ACH1/2≈0,168 m2 y ACH3≈0,171 m2, se obtiene una diferencia de temperatura estimada ΔT = 50 K entre un serpentín calentado y la temperatura del aire, y una coeficiente de transferencia de calor αfree≈10 W/m2/K para enfriamiento por convección y αforced≈30 W/(m2∙K) para flujo de aire forzado usando un ventilador, la disminución de temperatura por segundo se puede estimar en ΔTcooling,CH1/2≈0.10 …0,30 K y ΔTenfriamiento,CH3≈0,09…0,27 K.

Por lo tanto, es posible realizar una medición continua con el escáner iMPI con una velocidad de fotogramas de aproximadamente 0,5 a 1. Al funcionar a una velocidad de fotogramas de 4, el escáner iMPI puede funcionar de forma continua hasta 45 s antes de que necesite enfriarse.

La cadena de recepción consta de múltiples filtros de señal (filtros de paso alto y paso bajo), que se personalizaron según las frecuencias de los escáneres, y un preamplificador de bajo ruido (LNA) de banda ancha personalizado. La cadena de recepción se implementó como un sistema modular que permite el uso de diferentes bobinas de recepción dedicadas a aplicaciones específicas. Utilizando una red de adaptación de impedancia adicional, se puede ajustar la resonancia de la bobina receptora (ver Fig. 10). En la Fig. 9 se muestran dos tipos diferentes de bobinas receptoras: a la izquierda, dos versiones de cuerpo rígido con diferentes diámetros que constan de cuatro bobinas cada una. Las dos bobinas exteriores se pueden ajustar para suprimir la señal de excitación (bobina de recepción gradiométrica). La bobina negra proporciona un diámetro interior de 11 cm y una longitud FOV de unos 12 cm. La bobina blanca proporciona un diámetro interior de 18 cm y una longitud FOV de unos 14 cm. Ambas bobinas proporcionan una ventana de rayos X dedicada para usarse en mediciones simultáneas de rayos X-MPI.

Se muestran dos enfoques diferentes para las bobinas receptoras: izquierda: las bobinas receptoras de cuerpo rígido con diferentes diámetros (dnegro = 11 cm, dblanco = 18 cm) proporcionan cuatro bobinas cada una para usarse como gradiómetro. Ambos proporcionan una ventana de rayos X dedicada. Derecha: una bobina receptora flexible que consta de dos bobinas de pista ensambladas sobre un material flexible.

La bobina receptora flexible que se muestra en el sitio de la derecha proporciona dos bobinas de pista de carreras (de 56 cm de largo y 7 cm de ancho) dispuestas sobre un material flexible que forma un diseño gradiométrico. Esto permite que la bobina se enrolle alrededor de la muestra para obtener una mejor relación señal-ruido.

Después del montaje del escáner iMPI, se debe implementar toda la configuración. La Figura 10 ofrece una descripción general de las piezas conectadas al escáner. La consola sirve como unidad de control que gestiona las entradas del usuario a través de una periferia adicional, como un pedal o una interfaz gráfica de usuario, generando las secuencias para accionar los generadores de campo (cadena de transmisión) y activando la adquisición de señales (cadena de recepción), así como el procesamiento de datos. (reconstrucción de imágenes) y visualización.

Descripción general de la configuración experimental de iMPI que muestra los dispositivos periféricos adicionales necesarios para operar el escáner iMPI: La consola consta de una unidad de control que maneja las entradas del usuario y coordina las secuencias para la generación de campos magnéticos, la adquisición, el procesamiento y la visualización de datos. En el lado de transmisión, un generador de ondas arbitrarias (AWG) genera la secuencia diseñada. Un gabinete AMP amplifica las señales de secuencia para campos magnéticos elevados necesarios para la codificación y la visualización fantasma. En el lado de recepción, la señal se recibe de forma inductiva mediante una bobina de recepción (rx), se filtra y amplifica mediante filtros pasivos de paso bajo y paso alto, así como amplificadores de bajo ruido (LNA), y se digitaliza mediante un convertidor analógico-digital ( CAD). Se requieren pasos adicionales de procesamiento de señales (reco) para procesar los datos antes de la visualización (vis). Se utiliza una bobina de retroalimentación adicional (FC) para monitorear los parámetros de campo del escáner.

Los instrumentos endovasculares disponibles comercialmente no mostraron ninguna señal o artefacto relevante en el escáner iMPI y tuvieron que modificarse con marcadores especiales para su visibilidad. Los métodos publicados15,16,17,20,52 para marcar instrumentos endovasculares proporcionaron muy poca señal en el caso del escáner iMPI, por lo que se adjuntó un trozo corto de alambre magnético (clip) a los instrumentos (guía hidrófila Radfocus M de 0,035 pulgadas ( Terumo, Tokio, Japón), balón Visi-Pro (37 mm, Medtronic, EE. UU.)) para este estudio (Fig. 3). Con esta modificación, la SNR fue lo suficientemente alta para la visualización en tiempo real de la guía y el balón.

Como agente trazador intravascular para visualizar patologías vasculares, así como experimentos de angiografía dinámica con inyecciones en bolo, se ha utilizado un trazador MPI experimental (Perimag Plain, diámetro hidrodinámico de 130 nm, concentración de hierro de 8,5 mg/ml (LOT:00520102–03), Micromod Partikeltechnologie GmbH, Alemania)66.

Se crearon fantasmas vasculares de tamaño humano de la región poplítea a partir de conjuntos de datos reales de TC en 3D. El uso retrospectivo de estos conjuntos de datos fue aprobado por el comité de ética local, sin necesidad de consentimiento informado. Las estructuras de los vasos se extrajeron en un primer paso utilizando un marco de construcción casera que proporcionaba una interfaz gráfica de usuario 3D fácil de usar67. Después del posprocesamiento, los modelos extraídos se prepararon para impresión 3D (Form3, Formlabs, EE. UU.) con un material flexible (resina Elastic 50A, Formlabs, EE. UU.) para simular la elasticidad vascular68. Para experimentos de angioplastia transluminal percutánea, se ha desarrollado un fantasma de estenosis ajustable para simular un tratamiento endovascular realista. El diámetro de la luz del vaso es de unos 8 a 10 mm. Por razones técnicas (manipulación del clip vascular), el vaso original tenía 10 mm de diámetro, más grande que un vaso poplíteo humano (5-6 mm). Utilizando diferentes clips para vasos, el grado de estenosis se podía ajustar desde un 70% hasta un 35% en una longitud de aproximadamente 30 mm. Los clips de los vasos se pueden retirar en una simulación de tratamiento aplicando una dilatación con balón en condiciones realistas. Las condiciones de flujo realistas se emula con una bomba de engranajes, que proporciona un flujo continuo y pulsátil.

Para obtener bolis realistas dentro del área de interés, se inyectó 1 ml de Perimag (concentración de hierro de 8,5 mg/ml) unos 50 cm antes de la muestra utilizando un tubo conectado. Después de inyectar el bolo, se utilizó agua adicional para enjuagar el marcador. Considerando un límite de dosis de 200 mg de hierro para una persona de 85 kg (2,5 mg de hierro por kg)38, la cantidad y concentración parecen ser útiles para la inyección en bolo intraarterial y el seguimiento.

Se obtuvieron fantasmas de tamaño humano de pacientes anonimizados con consentimiento informado (aprobado por la comisión de ética del Hospital Universitario de Würzburg, n.º 20210310 04). Todos los métodos se realizaron de acuerdo con las directrices y regulaciones pertinentes. El vídeo complementario muestra a los autores, el Dr. Stefan Herz y el Dr. Patrick Vogel.

El conjunto de datos de medición procesados para generar los gráficos está disponible en zenodo.org (https://doi.org/10.5281/zenodo.7146758). Los datos brutos están disponibles previa solicitud del autor correspondiente [PV].

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Agradecemos al Dr. Henrik Teller y al Dr. Cordula Grüttner de Micromod Partikeltechnology GmbH Alemania por proporcionar el sistema de partículas a Perimag y a Pure Devices GmbH por proporcionar la consola de accionamiento y el soporte técnico.

El trabajo fue apoyado por el Consejo Alemán de Investigación (DFG), números de subvención: VO-2288/1-1, VO-2288/3-1 y BE 5293/1-2. Esta publicación fue apoyada por la Publicación de Acceso Abierto. Fondo de la Universidad de Würzburg (financiación de acceso abierto habilitada y organizada por Projekt DEAL).

Departamento de Física Experimental 5 (Biofísica), Universidad Julius-Maximilians de Würzburg, Würzburg, Alemania

P. Vogel, MA Rückert, C. Greiner, J. Günther, T. Reichl, T. Kampf y VC Behr

Departamento de Radiología Diagnóstica e Intervencionista, Hospital Universitario de Würzburg, Würzburg, Alemania

TA Bley y S. Herz

Departamento de Neurorradiología Diagnóstica e Intervencionista, Hospital Universitario de Würzburg, Würzburg, Alemania

T. pelea

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PV: idea inicial, desarrollo de hardware, montaje de escáner, realización de experimentos, preparación de figuras, procesamiento de datos, suministro de software para procesamiento de datos y simulaciones, redacción del manuscrito. MAR: desarrollo de hardware, montaje de escáner, evaluación de teoría, redacción del manuscrito. CG: desarrollo de hardware, montaje de escáner. JG: preparación de muestras, realización de experimentos. TR: preparación de muestras, realización de experimentos. TK: evaluación de teoría, diseño experimental, redacción del manuscrito. TAB: idea inicial, provisión de instrumentos intervencionistas y laboratorio, gestión de recursos. VCB: idea inicial, provisión de laboratorio MPI, gestión de recursos, redacción del manuscrito. SH: idea inicial, diseño experimental, realización de experimentos, redacción del manuscrito. Todos los autores revisaron el manuscrito.

Correspondencia a P. Vogel.

PV, MAR y VCB han presentado una solicitud de patente a BayPAT relacionada con la tecnología de escáner TWMPI (número de solicitud 18165054). Los demás autores no declaran tener intereses en competencia.

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Reimpresiones y permisos

Vogel, P., Rückert, MA, Greiner, C. et al. iMPI: escáner portátil de imágenes de partículas magnéticas de tamaño humano para intervenciones endovasculares en tiempo real. Representante científico 13, 10472 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-37351-2

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Recibido: 20 de noviembre de 2022

Aceptado: 20 de junio de 2023

Publicado: 28 de junio de 2023

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

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