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Tierärztliche Hochschule Hannover
Experimentelle Untersuchungen zur MRT-Sicherheit eines neuartigen Magnetventil-Implantats zur Glaukomtherapie
in einem 3 Tesla MRT
INAUGURAL-DISSERTATION zur Erlangung des Grades einer
Doktorin der Veterinärmedizin - Doctor medicinae veterinariae -
(Dr. med. vet.)
vorgelegt von
Ann-Kathrin Bodenstein Hildesheim
Hannover 2019
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Wissenschaftliche Betreuung Univ.-Prof. Dr. rer. nat. Hermann Seifert Fachgebiet Allgemeine Radiologie und Medizinische Physik
Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover
PD Dr. med. vet. P. Wefstaedt Klinik für Kleintiere
Stiftung Tierärztliche Hochschule Hannover
1. Gutachter Univ.-Prof. Dr. rer. nat. Hermann Seifert PD Dr. med. vet. P. Wefstaedt
2. Gutachter PD Dr. Sabine Kramer
Tag der mündlichen Prüfung 05. November 2019
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„Seien wir realistisch, versuchen wir das Unmögliche“
(Che Guevara)
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Folgende Publikation ist im Rahmen der vorliegenden Arbeit entstanden und wurde zur Publikation angenommen:
Untersuchung der Wirkungen eines statischen Magnetfeldes auf ein neu- entwickeltes magnetisch-opthalmologisches Implantat in einem 3 Tesla MRT Ann-Kathrin Bodenstein, Matthias Lüpke, Christian Seiler, Frank Goblet, Stephan Nikolic, Ulf Hinze, Boris Chichkov, Claudia Windhövel, Jan-Peter Bach, Lisa Harder, Hermann Seifert
Fortschr Röntgenstr 2019; 191(03): 209-215 DOI: 10.1055/a-0690-9050
Folgende Publikation ist im Rahmen der vorliegenden Arbeit entstanden und wurde zur Publikation eingereicht:
Vergleichende Untersuchungen zu den magnetischen Kräften und dem Artefaktverhalten eines magnetisch-ophthalmologischen Implantats unter Verwendung von zwei Stahlsorten in einem 3 Tesla MRT
Ann-Kathrin Bodenstein, Matthias Lüpke, Christian Seiler, Frank Goblet, Stephan Nikolic, Ulf Hinze, Boris Chichkov, Claudia Windhövel, Jan-Peter Bach, Lisa Harder, Hermann Seifert
Eingereicht am 28.03.2019 bei der RöFo- Fortschritt Röntgenstrahlung RöFo - Manuscript ID RoeFo-3163-ER-03-2019
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Ergebnisse dieser Dissertation wurden auf folgenden Fachtagungen präsentiert:
48. Jahrestagung der deutschen Gesellschaft für medizinische Physik (DGMP)- Dresden 10.09.-13-09.2017
Evaluation of Magnetic Field Interactions, Heating and Artefacts of a new magnetic, ophthalmic implant at a 3T MRI
A. Bodenstein, M. Lüpke, C. Seiler, F. Goblet, B. Chichkov, U. Hinze, P. Wefstaedt, J.
Bach, I. Nolte, H. Seifert
64. Jahreskongress der DGK-DVG des DVG-Vet-Kongress Berlin 04.10.-07.10.2018
Untersuchungen zur MRT-Sicherheit eines metallhaltigen ophthalmologischen Implantats
A. Bodenstein, M.Lüpke, C. Seiler, F. Goblet, S. Nikolic, U. Hinze, B. Chichkov, P.
Wefstaedt, L. Harder, J. Bach, I. Nolte, H. Seifert
2. Posterpreis des DVG-Vet-Kongresses
7 Inhaltsverzeichnis
1. Einleitung ... 9
2. Literaturübersicht ... 11
2.1 Magnetresonanztomografie ... 11
2.2 MRT-Sicherheit ... 13
2.2.1 Magnetische Kräfte ... 14
2.2.2 Wärmeverhalten ... 14
2.2.3 Artefaktverhalten ... 15
2.3 Krankheitsbild Glaukom und Glaukomimplantate ... 15
3. Material und Methoden ... 19
3.1 Material ... 19
3.2 Untersuchung der magnetischen Kräfte ... 20
3.2.1 Translationskraft ... 20
3.2.2 Drehmoment ... 23
3.2.3 Überprüfung der Funktionalität der Magnetventilklappe ... 25
3.3 Untersuchung der Erwärmung der Metallplättchen ... 25
3.4 Untersuchung des Artefaktverhaltens der Metallplättchen ... 28
4. Ergebnisse ... 31
4.1 Untersuchung der Wirkungen eines statischen Magnetfeldes auf ein neu- entwickeltes magnetisch ophthalmologisches Implantat in einem 3 Tesla MRT ... 31
4.2 Vergleichende Untersuchungen zu den magnetischen Kräften und dem Artefaktverhalten eines magnetisch-ophthalmologischen Implantats unter Verwendung von zwei Stahlsorten in einem 3 Tesla MRT ... 46
4.3 Wärmeverhalten ... 62
5. Übergreifende Diskussion ... 65
6. Zusammenfassung ... 72
7. Summary ... 75
8. Literaturverzeichnis ... 77
9. Abkürzungsverzeichnis ... 84
10. Danksagung ... 85
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9 1. Einleitung
Die Magnetresonanztomografie (MRT) hat in den letzten Jahrzehnten die radiologische Diagnostik revolutioniert, was die Zahl der durchgeführten Untersuchungen eindeutig belegt. Laut Umfrage der Barmer Ersatzkasse wurden in Deutschland im Jahr 2009 rund 7,9 Mio. MRT-Untersuchungen durchgeführt (RÖNTGENGESELLSCHAFT 2019). Im Gegensatz zur Computertomografie (CT), welche auf der Schwächung von Röntgenstrahlung beruht und damit für die Darstellung von Knochenstrukturen prädestiniert ist (WOLF 2010), basiert die MRT auf der Kernspinresonanz von Wasserstoffprotonen. Damit kommt die MRT ohne ionisierende Strahlung aus. Sie ist besonders für die Darstellung von Weichteilstrukturen geeignet (SCHILD 1990; EWEN 1998). Für eine MRT- Untersuchung ist ein statisches Magnetfeld mit hoher Feldstärke notwendig (SCHICK 2005). Aufgrund dieses Magnetfeldes, welches für den klinischen Gebrauch im Bereich von 1,5 – 3 Tesla (T) liegt, und den damit verbundenen großen magnetischen Kräften (Translationskraft, Drehmoment) kann bei magnetisierbaren Objekten (z. B.
Implantaten aus Metall) im Körper des Patienten eine Dislokation oder Drehung ausgelöst werden (KELLY et al. 1986; GEFFEN et al. 2010; AYYıLDıZ et al. 2013;
MÜHLENWEG et al. 2015). Dadurch können irreversible Schäden an umliegenden Geweben entstehen (MÜHLENWEG et al. 2015). Besonders gefährdet sind hierbei Organe wie z. B. das Auge, da besonders wichtige, aber sensitive Strukturen wie die Netzhaut und der Sehnerv irreparabel geschädigt werden können (KELLY et al. 1986).
Weiterhin können Metalle Bildfehler (Artefakte) bei einer MRT-Untersuchung auslösen (LÜDEKE et al. 1985; STRAUBE et al. 2005). Die Suszeptiblitätsunterschiede zwischen dem Metall und den umliegenden Geweben führen zu Magnetfeldinhomogenitäten und damit zu Signalauslöschungen.
Im Rahmen dieser Dissertation wurde ein neu entwickeltes Implantat zur Therapie des Krankheitsbildes Glaukom untersucht. Ein Glaukom tritt als Begleiterscheinung von vielen Augenerkrankungen auf. Dafür charakteristisch ist ein erhöhter Augeninnendruck. Das neu entwickelte Implantat besteht aus einem kleinen ferromagnetischen Plättchen, welches in eine Silikonklappe eingebettet ist, und wird im Bereich der Sklera unter einem Bindehautflap eingebracht. Um ein Zuwachsen durch Fibroblasten und damit ein vorzeitiges Implantatversagen zu verhindern, wird
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die Klappe regelmäßig mithilfe eines externen Magneten geöffnet, welcher in einem optischen Kohärenztomographen (=OCT) integriert sein wird. Dieses Implantat soll später nach weiteren in vivo Tests auf die Stärke der magnetischen Kräfte sowie sein Wärme- und Artefaktverhalten beim Menschen mit Hilfe mikrochirurgischer Methoden eingesetzt werden.
Im Rahmen dieser Dissertation wurde das Implantat in vitro auf seine MRT-Sicherheit geprüft. Dafür wurden die Kräfte bzw. Drehmomente, die während einer MRT- Untersuchung auf dieses neu entwickelte Implantat ausgeübt werden, bestimmt. Des Weiteren wurde das Ausmaß der Erwärmung des Implantats gemessen und auf dieser Basis eingeschätzt, ob eine Gewebsschädigung in der Umgebung des Implantats zu erwarten ist. Außerdem wurden Art und Ausmaß der Metallartefakte untersucht und beschrieben. Zusätzlich wurde geprüft, ob der Magnetventil-Mechanismus während einer MRT-Untersuchung in seiner Funktion eingeschränkt ist oder sogar beschädigt werden könnte.
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11 2. Literaturübersicht
2.1 Magnetresonanztomografie
Die Magnetresonanztomografie (Synonym: Kernspintomographie) basiert auf der Kernspinresonanz von Wasserstoffprotonen. Im Gegensatz zur Computertomografie, welche auf der Schwächung von Röntgenstrahlen beruht, wird bei der MRT die Kombination von einem statischen Magnetfeld und Hochfrequenzimpulsen zur Anregung von Wasserstoffprotonen angewendet (NITZ 2007). Damit kommt die MRT ohne schädliche ionisierende Strahlung aus und ist besonders für die Darstellung von Weichteilstrukturen geeignet (SCHILD 1990; EWEN 1998). Die dabei entstehenden 3D-Schnittbilder spiegeln nicht wie einer Röntgen-Untersuchung die allgemeine Gewebedichte wieder, sondern die Protonendichte im Gewebe (NITZ 2007).
Als Kernspin wird der Eigendrehimpuls eines Protons bezeichnet. Da ein Wasserstoffproton einfach positiv geladen ist und spinbehaftete geladene Teilchen ein magnetisches Moment besitzen, entsteht ein messbares magnetisches Feld (NITZ 2007). Die Spins richten sich im statischen Magnetfeld (Bezeichnung B0) aus und präzedieren um dieses mit der so genannten Lamorfrequenz (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Diese Frequenz ist u.a. abhängig von der Stärke des äußeren Magnetfeldes:
Bei 1,5 T beträgt sie 63 MHz (HEALTHCARE 2015). Für die MRT-Untersuchung ist ein starkes statisches Magnetfeld notwendig (SCHICK 2005), welches in der Regel mit Hilfe einer supraleitenden zylindrischen Spule erzeugt wird. In der Längsachse der Spule befindet sich ein Tunnel, die so genannte Gantry, in die der Patient hineingefahren wird. Die Rotationsachsen der Wasserstoffprotonen im Körper des Patienten richten sich wie kleine Magnetnadeln entlang der Feldlinien des statischen Magnetfeldes aus (SCHICK 2005). Dieser Vorgang wird als Längsmagnetisierung bezeichnet (SCHICK 2005). Durch Einstrahlung eines Hochfrequenzimpulses mit entsprechender zeitlicher Länge und Frequenz (Larmorfrequenz = Resonanzfrequenz) klappen die Rotationsachsen der Wasserstoffprotonen um 90° in die Quermagnetisierung um und rotieren nun in Phase quer zu B0. In dieser Position geben sie ein magnetisches Signal ab, welches über den Vorgang der Induktion in der Empfängerspule des MRT gemessen wird (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Nach und nach klappen die Protonen wieder in ihre Ausgangslage zurück. Die dafür notwendige
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Zeit wird als T1-Relaxationszeit (= longitudinale Relaxation) bezeichnet. Dieser Vorgang läuft, je nachdem, in welchem Gewebe sich die Wasserstoffprotonen befinden, unterschiedlich schnell ab, sodass die einzelnen Gewebearten im MRT differenziert werden können (NITZ 2007; SCHMIDT u. KRAMER 2015). Die T2- Relaxationzeit (= transversale Relaxation) beschreibt, wie schnell es zur Dephasierung der Protonen kommt. Am Anfang präzedieren alle Protonenspins noch phasengleich.
Durch Inhomogenitäten des Magnetfeldes im Gewebe, die zu leicht unterschiedlichen Präzessionsfrequenzen führen, dephasieren die Spins nach und nach (NITZ 2007) und das Signal geht verloren. Das MRT-Signal ist somit von der Protonendichte, vom Magnetfeld B0 sowie von der T1- und T2-Relaxationszeit abhängig. Der Bildkontrast wird durch die T1-Gewichtung (= Repetitionszeit = TR-Zeit) und durch die T2- Gewichtung (= Echozeit = TE-Zeit) beeinflusst (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Die Repetitionszeit beschreibt die Zeit, die zwischen zwei Anregungen durch die Hochfrequenzimpulse liegt. Für die Aufnahme der Bildinformation einer Schicht muss jedes Pixel dieser Schicht Zeile für Zeile erfasst werden. Für jede Rohdatenzeile ist daher eine erneute Schichtanregung notwendig (SCHMIDT u. KRAMER 2015).
Werden die TR- und die TE-Zeit kurz gewählt, bestehen zwischen den Geweben große Unterschiede bei der Energieabgabe, sodass ein starker Kontrast bei den Geweben erzeugt wird. Wählt man also die TR- und die TE-Zeit kurz, ist die T1-Relaxation entscheidend für den Bildkontrast. Das Bild ist damit T1-gewichtet (SCHMIDT u.
KRAMER 2015). Bei einem T1-gewichteten Bild stellt sich Wasser aufgrund seiner langen T1-Zeit dunkel dar, Fett mit der kürzesten T1-Zeit dagegen hell (EWEN 1998).
Bei einer T2-Wichtung ist die Echozeit für den T2-Kontrast im MRT-Bild verantwortlich.
Sie bezeichnet die Zeit zwischen der Anregung und der Aufnahme des Echosignals (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Wird nur eine kurze TE-Zeit (< 30 ms) verwendet, ist die Dephasierung noch nicht allzu weit fortgeschritten. Der Kontrast zwischen den Geweben ist indifferent, alles wird gleich signalreich dargestellt. Ist die TE-Zeit länger (80-120 ms), kann die Dephasierung länger wirken. Das Signal verringert sich. In Geweben mit geringer T2-Zeit ist die Dephasierung schneller vorangeschritten. Das Gewebe stellt sich dunkler dar (z. B. die graue Hirnsubstanz). Die Gewebe mit einem hohen Wasseranteil stellen sich sehr hell dar, da die Dephasierung länger anhält (SCHMIDT u. KRAMER 2015).
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Um MRT-Schnittbilder zu erzeugen, benötigt man Pulssequenzen, welche durch die TR- und die TE-Zeit charakterisiert sind. Zu den wichtigsten Sequenzformen gehören die Spinecho- und die Gradientenecho-Sequenz, welche bei dieser Studie hauptsächlich verwendet wurden. Bei der Spinecho-Sequenz wird zuerst ein 90°- Anregungsimpuls und mit geringer zeitlicher Verzögerung ein 180°- Refokussierungsimpuls gesendet. Das Ziel ist es, die Echos zurückzugewinnen und zu messen, indem man durch den 180°-Refokussierungsimpuls die dephasierenden Spins wieder zurück in Phase bringt. Dadurch lässt sich ein Echo erneut detektieren (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Spinecho-Sequenzen sind deutlich unempfindlicher gegenüber Inhomogenitäten des statischen Magnetfeldes und geringer anfällig für Suszeptibilitätartefakte (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Nachteilig sind hierbei die längere Untersuchungszeit sowie die daraus möglicherweise resultierenden Bewegungsartefakte (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Die Turbospinecho-Sequenz (TSE) gleicht diesen Nachteil durch multiple 180°-Refokussierungsimpulse aus.
Außerdem ist bei dieser Sequenz die Artefaktanfälligkeit deutlich reduziert (SCHMIDT u. KRAMER 2015).
Bei der Gradientenecho-Sequenz erfolgt die Anregung durch einen 90°- Hochfrequenzimpuls. Das Echo wird durch die Umkehrung eines Gradienten aufgebaut (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Es wird ein sogenanntes Gradientenecho erzeugt, indem durch zusätzliche Gradientenimpulse die transversal dephasierenden Spins rephasiert werden (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Gradientenecho-Sequenzen zeichnen sich durch eine kurze TE- und eine kurze TR-Zeit aus und dienen damit der schnellen Bildgebung (SCHMIDT u. KRAMER 2015). Ihnen fehlt jedoch der 180°- Refokussierungsimpuls (NITZ 2007), weshalb sie sehr artefaktsensitiv sind (GRAF et al. 2003a; HEROLD et al. 2004).
2.2 MRT-Sicherheit
Zu den potentiellen Risiken für Patienten mit metallischen Implantaten im MRT gehören die potentielle Dislokation des Implantats durch magnetische Kräfte (Drehmoment, Translationskraft), die Erwärmung des Implantats durch Hochfrequenzimpulse sowie die Suszeptibilitätsartefakte mit einhergehender Störung der Bildqualität (BIBERTHALER 2009). Diese Risiken sind von den Materialeigenschaften und der Legierung des Implantats sowie dessen Form, Größe
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und Lage im Magnetfeld B0 abhängig (BIBERTHALER 2009; MÜHLENWEG et al.
2015).
2.2.1 Magnetische Kräfte
Durch das statische Magnetfeld B0 besteht die Gefahr der Anziehung bzw. der Dislokation durch die Translationskraft und das Drehmoment für metallische Implantate im Körper eines Patienten (MÜHLENWEG et al. 2015). Die Stärke der magnetischen Kräfte steigt proportional mit der Magnetfeldstärke an und wird durch die Suzeptibilitätseigenschaften des Implantats beeinflusst (MÜHLENWEG et al.
2015). Eisenhaltige Implantate sind besonders ferromagnetisch und werden äußerst stark vom Magnetfeld beeinflusst (MÜHLENWEG et al. 2015). Die Translationskraft hat ihre größte Wirkung im Bereich der Gantry, da sich dort alle Feldlinien verdichten (NITZ 2007). Im Isozentrum des Magneten dagegen wirkt keine Translationskraft, das Drehmoment jedoch ist dort maximal (NITZ 2007). Dies bewirkt, dass sich ein Objekt mit seiner Längsachse parallel zum magnetischen Feld ausrichtet (NITZ 2007). Eine Verschiebung des Implantats kann gefährlich werden und zu irreparablen Schäden führen, besonders bei sensitiven Organen wie z. B. dem Auge (KELLY et al. 1986;
MÜHLENWEG et al. 2015).
2.2.2 Wärmeverhalten
Magnetische Wechselfelder, wie sie bei den Gradientenfeldern verwendet werden, und die eingestrahlten Radioimpulse können elektrische Felder und damit zirkulierende elektrische Ströme in Implantaten induzieren. Die Implantate können wie eine Antenne auf die Radiofrequenzimpulse reagieren (MÜHLENWEG et al. 2015). Die induzierte Stromstärke steigt proportional zur Größe des Implantates an. Als Folge kann es zu lokalen Wärmekonzentrationen im Implantat kommen (MÜHLENWEG et al. 2015).
Nicht nur Implantate, sondern auch der Patient an sich kann als Leiterschleife für die elektrische Ladung dienen, indem er z.B. die Hände faltet oder sich die Waden berühren (NITZ 2007). An den Berührungsflächen kann es zu Verbrennungen kommen. Aufgrund dieser Gegebenheiten gibt es SAR-Grenzwerte. Die Abkürzung SAR steht für die spezifische Absorptionsrate in Watt pro Kilogramm Körpergewicht (NITZ 2007). Der maximal zulässige SAR-Wert bei einer Ganzkörperbelastung beträgt 2 W/kg.
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Einen besonders hohen SAR-Wert besitzt die Turbospinecho-Sequenz (TSE), da sie eine Serie von 180°-Refokussierungsimpulsen benutzt und damit mehr Energie einspeist als eine Spin-Echo-Sequenz, bei der nur ein 180°-Impuls auftritt bzw. die Gradientenecho-Sequenz, welche lediglich einen 90°-Hochfrequenzimpuls verwendet (NITZ 2007).
2.2.3 Artefaktverhalten
Metallische Implantate können bei MRT-Untersuchungen zu Bildfehlern (Artefakten) führen. Je nach Ausmaß der Artefaktbildung kann die Auswertung der Schnittbilder in der zu untersuchenden Region erschwert werden. Zur Artefaktbildung kommt es, wenn das Metall das zur Untersuchung verwendete Magnetfeld lokal stört. Dadurch verändern sich die Präzessionsfrequenzen der Wasserstoffkerne, sodass die ursprüngliche Beziehung zwischen der Frequenz und der Position der Wasserstoffkerne gestört wird. Eine genaue Ortskodierung ist dann nicht mehr möglich. Als Folge präzedieren die Protonen innerhalb eines Voxels mit unterschiedlichen Larmorfrequenzen. Dies führt zu einer raschen Dephasierung der Wasserstoffspins (LÜDEKE et al. 1985; GRAF et al. 2003a; GRAF et al. 2003b; NITZ 2007) und dadurch zu Signalauslöschungen (KLEMM et al. 2000; HEROLD et al. 2004;
SCHICK 2005; NITZ 2007). Besonders im Randbereich der Artefakte finden sich hyperintense Zonen, da es dort zu einer Überlagerung von Kernspinsignalen kommt (NITZ 2007; HARGREAVES et al. 2011). Man bezeichnet diesen Effekt als sogenanntes Pile-up Artefakt (HARGREAVES et al. 2011). Durch die Ausbildung von Artefakten kann es zu einer fehlerhaften Abbildung der Anatomie kommen, sodass die Befundung der Schnittbilder erschwert wird (NITZ 2007; HARGREAVES et al. 2011;
HEILAND 2011). Das Ausmaß der Artefakte ist von der verwendeten Messsequenz, der Orientierung des Objektes zum Magnetfeld und der Legierung des Metalls abhängig (KLEMM et al. 2000; GRAF et al. 2003a; HEROLD et al. 2004; STRAUBE et al. 2005).
2.3 Krankheitsbild Glaukom und Glaukomimplantate
Der Begriff Glaukom (Synonym: Grüner Star) bezeichnet eine Vielzahl von Augenerkrankungen, denen gemeinsam eine Schädigung des Sehnervs aufgrund eines individuell zu hohen intraokulären Augeninnendrucks zugrunde liegt
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(SACHSENWEGER et al. 2002; GREHN 2008). Das Glaukom ist nach dem Diabetes Mellitus die zweithäufigste Erblindungsursache in der westlichen Welt (LANG 2014).
Ungefähr 10 % der Bevölkerung in Deutschland über 40 Jahre haben einen erhöhten Augeninnendruck (LANG 2014). Daher ist die Früherkennung des Glaukoms eine wichtige Maßnahme innerhalb des Gesundheitswesens.
Man unterscheidet zwischen primären, welche spontan und eigenständig auftreten, und sekundären Glaukomen, die als Folge einer Augen- oder Allgemeinerkrankung auftreten (GREHN 2008). Der physiologische Augeninnendruck eines Erwachsenen liegt durchschnittlich bei 15 mmHg. Er ist entscheidend für die optische Abbildung. Bei diesem Druck wird gewährleistet, dass die Hornhautoberfläche eine glatte Wölbung zeigt, ein gleichbleibender Abstand zwischen Hornhaut, Linse und Netzhaut besteht und dass die retinalen Photorezeptoren und das Pigmentepithel sich gleichmäßig auf der faltenlos gespannten Bruch-Membran ausrichten (GREHN 2008). Der Augeninnendruck wird durch das Zusammenspiel von Kammerwasserfluss und Abflusswiderstand im Trabekelwerk erzeugt (GREHN 2008).
Entscheidend für die Pathogenese des Glaukoms ist, dass der gesteigerte Augeninnendruck durch eine Behinderung des Kammerwasserabflusses im Trabekelwerk entsteht und nicht durch eine Überproduktion von Kammerwasser, welches im Ziliarepithel gebildet wird (GREHN 2008). Das Kammerwasser gelangt vom Ziliarepithel durch die Pupille in die Vorderkammer. Dafür muss es die Iris passieren, die sich erst bei ausreichendem Druck von der Linse abheben kann.
Dadurch fließt das Kammerwasser stoßweise ab. Neben der Unterscheidung zwischen primären und sekundären Glaukomen differenziert man zusätzlich zwischen Offenwinkelblockglaukomen und Winkelblockglaukomen (GREHN 2008; LANG 2014).
Beim primären akuten Winkelblockglaukom (Synonym: Pupillarblockglaukom) verlegt das Irisgewebe das Trabekelwerk. Es kommt zu einem schmerzhaften, akuten Glaukomanfall (LANG 2014). Beim sekundären Winkelblockglaukom wird das Trabekelwerk durch Narbenbildung und Gefäßeinsprossung infolge einer vorangegangenen Erkrankung verlegt (LANG 2014). Das primäre Offenwinkelglaukom ist mit 90 % die häufigste aller Glaukomformen. Auch hier kommt es zu einer Verlegung des Trabekelwerksystems. Als mögliche Ursache wird eine genetische
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Prädisposition diskutiert (LANG 2014). Beim sekundären Offenwinkelglaukom verlegen Erythrozyten und Entzündungszellen das Trabekelwerk (LANG 2014).
Als Diagnostikmethoden werden u.a. die Palpation des Augapfels, die Messung des Augeninnendrucks mittels Tonometer sowie mittels Spaltlampe, mit welcher der vordere Augenabschnitt gut beurteilt werden kann, herangezogen (GREHN 2008;
LANG 2014).
Betroffene Patienten erleiden bei beiden Formen partielle Gesichtsfeldausfälle. Beim protrahierten Krankheitsverlauf ohne Therapie kann es im Endstadium zu einer vollständigen Erblindung kommen, da die Papillen des Sehnervs immer weiter in Mitleidenschaft gezogen werden (SACHSENWEGER et al. 2002; GREHN 2008). Zu den konservativen Behandlungsmethoden zählen die medikamentöse Therapie und die operative Form, die sogenannte Trabekulektomie. Alle Therapieformen haben gemeinsam, dass sie zielführend den Augeninnendruck senken sollen (GREHN 2008).
Als Medikamente werden hierfür Beta-Blocker, Alpha-2-Agonisten sowie Carboanhydrasehemmer eingesetzt, welche alle die Kammerwasserproduktion hemmen sollen, sowie Prostaglandinderivate, welche den uveoskleralen Abfluss verbessern (GREHN 2008).
Bei der Trabekulektomie wird ein künstliches Drainagesystem im Bereich der Lederhaut angelegt. Das Augenwasser wird dann durch die Bindehaut abgeleitet (SACHSENWEGER et al. 2002). Verläuft diese Therapie erfolglos bzw. ist sie kontraindiziert, wird der Einsatz von Drainage-Implantaten vorgeschlagen (SACHSENWEGER et al. 2002). Dabei unterscheidet man zwischen Implantaten mit und ohne Ventil (ALLEMANN et al. 2013). Das Molteno- sowie das Baervelt-Implantat sind ventillos (ALLEMANN et al. 2013). Sie verfügen über eine Polypropylenplatte bzw.
eine Silikonplatte und ein Silikonrohr, über welches das Kammerwasser abgeleitet wird. Beim Krupin- bzw. Ahmed-Implantat erfolgt der Abfluss über ein Ventilsystem (ALLEMANN et al. 2013). Sie bestehen jeweils aus einer Platte aus Silikon bzw.
Polypropylen und einem kleinen Schlauch. Das Krupin-Implantat verfügt zusätzlich über einen offenen Schlauch aus Supramid, welches mit diesem Schlauch über ein Schlitzventil verbunden ist (ALLEMANN et al. 2013). Das Ventilsystem des Ahmed- Implantats ist aus zwei Silikonmembranen aufgebaut, die sich bei einem Druck von 8 mmHg öffnen (HILLE et al. 2005).
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Alle Implantate haben gemeinsam, dass sie vom Organismus als Fremdkörper angesehen werden, worauf dieser mit einer fibrotischen Abkapselung des Implantats reagiert (THIEME 2013). Durch die Fibrosierung zeigen im ersten Jahr bereits 10 % der eingesetzten Implantate einen Funktionsausfall, während nach Jahren sogar 50 % der Implantate versagen (ALLEMANN et al. 2013).
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19 3. Material und Methoden
3.1 Material
Alle experimentellen Untersuchungen erfolgten an einem 3T MRT (Achieva 3.0T TX, Fa. Philips, Amsterdam, Niederlande) in der Klinik für Kleintiere der Tierärztlichen Hochschule Hannover (TiHo). Als mögliche ferromagnetische Plättchenmaterialien für das Magnetventilimplantat wurden zwei Stahlsorten mit unterschiedlichen magnetischen Suszeptibilitäten getestet: 1. Chrom-Nickelstahl (CrNi-Stahl X5 18 9, RECORD Metall-Folien GmbH, Mühlheim am Main, Deutschland) und 2. Eisen- Nickelstahl (weichmagnetische Eisen-Nickel-Legierung mit 70 – 80 % Nickel, Vacuumschmelze GmbH & Co KG, Hanau, Deutschland). Das Verhalten beider Stahlsorten wurde im MRT vergleichend untersucht. Zum Evaluieren der Kräfte, des Wärmeverhaltens sowie zur einfacheren Handhabung im MRT wurden von beiden Stahlsorten Plättchen mit Abmessungen zwischen 1 x 1 und 7 x 7 mm2 verwendet (Dicke der Chrom-Nickelplättchen 50 µm; Dicke der Eisen-Nickelplättchen 100 µm).
Aus den Ergebnissen dieser in vitro Messungen wurden die entsprechenden Werte für die Plättchen der Implantatsprototypen (s. Abb. 1), deren Maße deutlich kleiner sind, extrapoliert. Zusätzlich wurden zwei Prototypen des Magnetventilimplantats untersucht, die im Auge eines frischtoten Kaninchens im intraokulären Gewebe im Bereich der Sklera eingesetzt wurden. Beide Prototypen bestehen aus einem Silikongrundkörper mit einer Mikroventilklappe aus Chrom-Nickel-Stahl mit den Maßen von 0,5 x 0,5 mm2 und einer Dicke von 50 µm. Die beiden Prototypen unterscheiden sich voneinander lediglich in der Form des Silikongrundkörpers sowie der Anzahl der Fixierungspunkte im Bereich der Sklera. Prototyp 1 ist kreisförmig mit einem Durchmesser von 4 mm und wurde an drei Punkten im Auge befestigt. Der Silikongrundkörper von Prototyp 2 ist rechteckig (3 x 2 mm²) und verfügt über vier Nahtpunkte.
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Abb. 1: Rechts: Prototyp 1, kreisförmig mit einem Durchmesser von 4 mm und drei Nahtpunkten. Links: Prototyp 2, rechteckig (3 x 2 mm²) mit vier Nahtpunkten.
3.2 Untersuchung der magnetischen Kräfte 3.2.1 Translationskraft
Die Translationskraft wurde im Bereich des höchsten Feldgradienten des MRTs gemessen. Dieser liegt im Eingangsbereich der Gantry-Öffnung, da sich dort die magnetischen Feldlinien verdichten (NITZ 2007). Nach Empfehlung der American Society for Testing and Materials (ASTM) wurde die Translationskraft mittels Fadentest (ASTM F 2052) am Ort des höchsten Feldgradienten bestimmt (ASTM 2006). Dabei wird ein Objekt über einen freischwingenden Faden an einer nicht ferromagnetischen Halterung fixiert und im Bereich des höchsten Feldgradienten auf der zentralen Achse der Gantry-Öffnung positioniert. Mittels einer Winkelskala wird der dabei entstehende Auslenkungswinkel β von der Vertikalen gemessen. Im Vorfeld wurde nach der Methode von Kemper (KEMPER et al. 2005) anhand der höchsten Auslenkung (β = 90°) der Ort des größten Feldgradienten bestimmt (s. Abb. 2). Er befand sich 86 cm vom Isozentrum entfernt. Das Isozentrum ist der Mittelpunkt des Magneten (NITZ 2007). Hier ist das Magnetfeld am homogensten. Daher finden in diesem Bereich die bildgebenden Untersuchungen statt.
An diesem Ort wurde mit dem gleichen Versuchsaufbau die Translationskraft für die einzelnen Plättchen bestimmt. Mit Hilfe des Auslenkungswinkels β wurde die Translationskraft FT berechnet:
FT = FG∙ tan(β) = m ∙ g ∙ tan(β) (1)
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Dabei bezeichnet FG die Gewichtskraft, m die Masse des Stahlplättchens und g die Fallbeschleunigung (9,81 m/s2).
Abb. 2: Prinzip des Versuchsaufbaus zur Messung der Translationskräfte (Fadentest). Die Auslenkung erfolgt in Richtung des Hauptmagnetfeldes B0. Gemessen wird der Auslenkungswinkel β. Die Messapparatur befindet sich 86 cm vom Isozentrum des Magneten entfernt.
Aufgrund der geringen Masse der Plättchen (FeNi: 0,0019-0,0429 g bzw. CrNi: 0,0005- 0,0185 g) wurden Zusatzgewichte (zwischen 0,052 und 0,440 g) aus Gummi und Kunststoff an den Plättchen angebracht, um eine Auslenkung zwischen 25° und 65°
zu erzielen (s. Abb. 3). Diese Zusatzgewichte waren notwendig, da die kleinen Plättchen ansonsten einen Auslenkungswinkel von 90° zeigten, sodass keine Berechnung des Tangens und damit der Translationskraft möglich ist. Um genauere Messergebnisse zu erhalten, wurde jedes Stahlplättchen zweimal mit zwei unterschiedlich schweren Gewichten gemessen. Anschließend wurde die mittlere Translationskraft bestimmt und mit der Gewichtskraft FG verglichen.
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Abb. 3: Messung der Translationskraft mittels Fadentest. Die Abbildung zeigt den nicht-ferromagnetischen Messaufbau sowie ein Stahlplättchen mit angehängtem Zusatzgewicht (roter Plastikring).
Um die Stabilität der Nähte des Implantats zu überprüfen, wurde der Prototyp 1 in ein Auge eines unabhängig von dieser Studie euthanasierten Kaninchens eingesetzt und mittels Kraftmesser dem ca. 10.000-fachen (10 mN) der extrapolierten Kraft (berechneter Wert: 0,000981 mN) ausgesetzt. Diese Kraft wurde auf einen Faden (Vicryl Plus, 3-0) übertragen, der mittig unter dem Implantat platziert wurde. Mittels Faden und Kraftmesser wurde an dem Implantat lateral im Winkel von 0° (direkt von oben) sowie seitlich im Winkel von 45° und nasal im Winkel von 45° gezogen. Pro Winkel wurden die Fixierungsnähte der Kraft über eine Zeitdauer von 20 min ausgesetzt (s. Abb. 4). Abschließend wurden mit einem Auflichtmikroskop die Haltenähte visuell untersucht und beurteilt.
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23
Abb. 4: Überprüfung der Translationskraft mittels Kraftmesser und Vicryl- Faden. Der Prototyp 1 wurde im Auge eines frisch toten Kaninchens im Bereich der Sklera implantiert.
3.2.2 Drehmoment
Die Evaluierung des Drehmomentes erfolgte ebenfalls im statischen Magnetfeld nach der international etablierten Methode (SHELLOCK u. KANAL 1998; KANGARLU u.
SHELLOCK 2000; SOMMER et al. 2004). Dafür wurden die Stahlplättchen einzeln auf eine Winkelskala im Isozentrum des Magneten gelegt und in 45°-Schritten zur Richtung von B0 ausgerichtet (s. Abb. 5). Die Rückbewegung in die Richtung von B0
wurde anhand eines 5-Punkte-Schemas von zwei Beobachtern für jedes Stahlplättchen qualitativ analysiert (s. Tab. 1).
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Tab. 1: Qualitative Bewertung des Drehmoments anhand der 5-Punkte Graduierung nach Sommer et al. (SOMMER et al. 2004).
Grad 0 Kein Drehmoment Testobjekt richtet sich nicht nach B0 aus Grad 1 Geringgradiges
Drehmoment
Testobjekt ändert seine Ausrichtung, aber keine Angleichung an die Richtung von B0
Grad 2 Mittelgradiges Drehmoment
Testobjekt richtet sich langsamer aus, nach und nach erfolgt eine Angleichung des Testobjekts an die Richtung von B0
Grad 3 Höhergradiges Drehmoment
Testobjekt bewegt sich schnell und flüssig mit einer vollständigen Angleichung an die Richtung von B0
Grad 4 Hochgradiges Drehmoment
Testobjekt gleicht sich mit einer schnellen und sofortigen Bewegung an die Richtung von B0 an
Abb. 5: Winkelskala mit einem Stahlplättchen im Zentrum zur Evaluierung des Drehmoments nach der Methode von Sommer et al. 2004.
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3.2.3 Überprüfung der Funktionalität der Magnetventilklappe
Im Bereich des höchsten Feldgradienten und im Bereich des Isozentrums des MRTs wurde visuell mittels einer Lupe (Brennweite f = 5 cm) und einer MRT-kompatiblen Lichtquelle überprüft, ob es zu einem spontanen Öffnen der Magnetventilklappe kommt (s. Abb. 6).
Abb. 6: MRT-kompatible Lichtquelle (links) und Lupe (Brennweite f = 5 cm) (rechts).
3.3 Untersuchung der Erwärmung der Metallplättchen
Die Untersuchung der Erwärmung der drei größten Stahlplättchen beider Stahlsorten im MRT orientierte sich an den Vorgaben der ASTM-Richtlinie F2182-11a (ASTM 2011). Dafür wurden T1- und T2-gewichtete Untersuchungssequenzen (Spinecho, Turbospin und GRASE, s. Tab. 2) mit einer spezifischen Absorptionsrate (SAR-Wert) von mindestens 1,5 W/kg und einer durchschnittlichen Akquisitionsdauer von 15 min verwendet (s. Tab 2).
Jedes Stahlplättchen wurde mittig in ein Reagenzglas (Rotilabo-Reagenzgläser aus Kunststoff) gelegt, das mit 1 ml Polyacrylicacid (PAA, Produkt-Nummer 436364, Aldrich Chemical Company Inc. Milwaukee, WI, USA) gefüllt war. Anschließend
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wurden die Reagenzgläser in passende Bohrungen eines Polystyrolblocks gesetzt (s.
Abb. 7). Um den Einfluss der Stahlplättchen auf die Wärmeentwicklung bestimmen zu können, blieb ein Röhrchen ohne Stahlplättchen (Referenzprobe). Zur Anpassung an die Raumtemperatur wurde der gesamte Versuchsaufbau 24 Stunden vor Beginn der Messungen in den MRT-Untersuchungsraum gebracht. Die Raumtemperatur und die Temperatur des Stahlplättchens wurde vor und nach jeder Sequenz mit einem digitalen Thermometer (GMH 3330, Fa. Greisinger Electronic) direkt am Stahlplättchen mit einem Thermoelement (NiCr-Ni, Drahtfühler, Durchmesser 1 mm, GTF 300 GS, Fa. Greisinger Electronic) gemessen. Außerdem wurde die Oberflächentemperatur des PAA mit einer IR-Kamera (VarioCAM hr, Fa. INFRATEC, Dresden, Deutschland) gemessen. Mit auf dem Thermogramm war ein Referenzkörper abgebildet, um die von der IR-Kamera gemessenen absoluten Temperaturen korrigieren zu können. Für jede Probe wurde die Temperaturdifferenz zwischen den Messungen vor und nach dem MRT-Scan bestimmt und mit den Ergebnissen der Referenzprobe verglichen. Hierzu wurden bei der Auswertung der IR-Bilder mit der Software IRBIS 3 (Fa. INFRATEC, Dresden, Deutschland) ROIs (= Region of Interest) auf der Oberfläche des PAAs definiert und ausgewertet (s. Abb. 8). Es erfolgte eine Abschätzung der erweiterten Messunsicherheit (PESCH 2004) der Temperaturdifferenz aus den Messunsicherheiten ui der Einzelmessungen (IR-Messwerte) mit Hilfe von Gl. (2).
𝑢 = 𝑘 ∙ √𝑢𝑉2 + 𝑢𝑁2 + 𝑢𝑅𝑃𝑉2 + 𝑢𝑅𝑃𝑁2 (2)
Dabei bezeichnet u die Messunsicherheit der Messwerte vor dem Scan (𝑢𝑉2) und nach dem Scan (𝑢𝑁2) sowie der Referenzprobe vor (𝑢𝑅𝑃𝑉2 ) und nach dem Scan (𝑢𝑅𝑃𝑁2 ). Für den Erweiterungsfaktor k wurde ein Wert von 2 eingesetzt (PESCH 2004). Als Messunsicherheit der IR-Messwerte wurde deren Standardabweichung vom Mittelwert verwendet (PESCH 2004). Für die Messwerte des Thermoelements wurde eine Messunsicherheit ui der Einzelmessung von 0,1 °C geschätzt, so dass sich unter Verwendung von Gl. (2) eine erweiterte Messunsicherheit u von 0,4 °C für die Temperaturdifferenzen ergibt.
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Abb. 7: Versuchsaufbau zur Untersuchung der Erwärmung der Metallplättchen im MRT. Aufsicht auf vier mit Polyacrylsäuregel gefüllte Reagenzgläser, davon drei mit Stahlplättchen (1 - 3) und eines ohne Stahlplättchen (Kontrolle X).
Abb. 8: IR-Bild mit der Oberflächentemperaturverteilung der Probenröhrchen, aufgenommen mittels der IR-Kamera (VarioCAM hr, Fa. INFRATEC, Dresden). Oberhalb des Styroporblocks befindet sich der runde Referenzkörper.
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Tab. 2: Parameter der Spinecho- (SE-), GRASE- und Turbospinecho- (TSE) Sequenz.
MRT- Sequenz
TR (ms)
TE
(ms) Matrix Slice (mm)
Total slices
SAR
(W/kg) NSA FOV Plane Flip (°)
Voxel [mm³]
Aquisition- Time [min]
T1 SE
shortest
11 152
x150 2 68 < 1,5 3 150x150x
150 trans 90 1x1x1 21:39
T2 GRASE
shortest
80 152
x144 2 57 <1,5 12 150x150x
150 trans 90 1x1x1 16:05
T2 TSE
shortest
80 152
x150 2 68 < 1,5 8 150x150x
150 trans 90 1x1x1 20:38
TR= Repetitionszeit; TE= Echozeit; NSA= Number of Signal Averages; FOV= Field of View; SAR= spezifische Absorptionsrate
3.4 Untersuchung des Artefaktverhaltens der Metallplättchen
Für die Untersuchungen des Artefaktverhaltens während der MRT-Bildgebung wurde von jeder Stahlsorte ein Plättchen mit der Größe von 1 x 1 mm2 zusammen mit einem Referenzkörper in ein Gelatine-Phantom (Dr. Oetker GmbH, Bielefeld, Deutschland;
13,5 g pro Liter Wasser) eingegossen. Die Gelatine wurde zuvor zusätzlich mit Kontrastmittel versetzt (5 mmol/L Gd-DTPA, Dotarem von Guerbet GmbH, Sulzbach/Taunus, Deutschland). Der Referenzkörper bestand aus drei 3,5 cm langen Nylon-Stäben (Durchmesser 0,6 mm), die orthogonal zusammengefügt wurden, sodass sie ein Koordinatensystem aufspannten. Die Stahlplättchen wurden so in diesem Koordinatensystem platziert, dass sie bei der Position (2 cm; 2 cm; 2 cm) in Relation zum Referenzkörper lagen (s. Abb. 9). So wurden insgesamt drei Phantome hergestellt: Eines mit dem CrNi-Plättchen, eines mit dem FeNi-Plättchen und eines enthielt nur den Referenzkörper (Referenzphantom). Alle drei Phantome wurden jeweils mit einer Gradientenecho- und einer Spinecho-Sequenz (Parameter, s. Tab. 2) in allen drei Schnittebenen (coronal, sagittal, transversal) gescannt. Zudem wurde jedes Mal die Phasen- und Frequenzkodierrichtung getauscht (=SWAP). Außerdem wurden die Phantome für jeden Scan quer, längs und hochkant zur Richtung von B0
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positioniert. Mit dem Bildbearbeitungsprogramm ImageJ (RASBAND 1997-2016) wurde beim Referenzphantom, an der Position des Stahlplättchens die mittlere Signalintensität (Referenzintensität) bestimmt und mit der Signalintensität der anderen beiden Phantome mit Stahlplättchen verglichen. Als Artefakt wurde der Bereich definiert, dessen Signalintensität um mehr als 30 % von der Referenzintensität abwich.
Die Größe des Artefaktes wurde über das Ausmessen des Durchmessers charakterisiert (s. Abb. 10).
Abb. 9: Phantom mit Nylon-Referenzkörper und Stahlplättchen in der Mitte (dunkler Punkt auf dem Kreuz im Zentrum des Phantoms).
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Abb. 10: Ausmessen des Durchmessers des Artefaktes mittels ImageJ, nachdem der Artefakt-Bereich definiert wurde. Der rote Teil markiert den Bereich, in dem die Signalintensität innerhalb von ±30 % der Referenzintensität liegt.
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31 4. Ergebnisse
4.1 Untersuchung der Wirkungen eines statischen Magnetfeldes auf ein neu- entwickeltes magnetisch ophthalmologisches Implantat in einem 3 Tesla MRT
Ann-Kathrin Bodenstein, Matthias Lüpke, Christian Seiler, Frank Goblet, Stephan Nikolic, Ulf Hinze, Boris Chichkov, Claudia Windhövel, Jan-Peter Bach, Lisa Harder, Hermann Seifert
Fortschr Röntgenstr 2019; 191(03): 209-215 DOI: 10.1055/a-0690-9050
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1. Einleitung
Die Magnetresonanztomografie (MRT) wird in der Diagnostik für die Darstellung von Weicht- eilstrukturen verwendet. Während einer MRT-Untersuchung können ferromagnetische Mate- rialien im Körper des Patienten zu einer potentiellen Gefahr für diesen werden. Aus der ho- hen magnetischen Feldstärke kann eine Bewegung des Implantates resultieren, wodurch irreversible Schäden an sensiblen Organen wie dem Auge verursacht werden können [1].
Die Risiken und physikalischen Wechselwirkungen von ferromagnetischen Objekten im MRT wurden vielfach in der Literatur beschrieben [2-6]. Im Rahmen dieser Studie soll das Verhal- ten eines in der Entwicklungsphase befindlichen Implantates in einem 3 T-MRT untersucht werden. Dieses Implantat dient primär der Therapie des Krankheitsbildes Glaukom und wird in einer vorher präparierten Skleratasche im Auge positioniert. Es besteht aus einem Sili- kongrundkörper, in den eine Mikroventilklappe geschnitten ist, die ein ferromagnetisches Plättchen enthält. Zwischen der Klappe und dem Grundkörper besteht ein kleiner Spalt, durch den ein konstanter Abfluss von Kammerwasser erreicht wird, wodurch die Entstehung eines überhöhten Augeninnendruckes verhindert werden soll. Mit Hilfe eines externen Mag- neten wird die Klappe regelmäßig geöffnet, um dem Anheften von Fibroblasten vorzubeu- gen. Die Fibrosierung und der damit verbundene Verschluss ist häufig eine Ursache für den Funktionsausfall von konventionellen Glaukom-Drainage-Implantaten [7] [8].
Aufgrund des verbreiteten klinischen Einsatzes der MRT ist es von großer Wichtigkeit, die MRT-Tauglichkeit neuer Implantate zu überprüfen. Aus diesem Grund werden in der Studie in vitro die magnetischen Kräfte, die auf das Implantat wirken, untersucht.
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2. Material und Methoden
2.1 Material
Alle Versuche wurden am 3 T MRT (Philips, Achieva 3.0T TX) durchgeführt. Es wurden zwei Prototypen ex-vivo untersucht, die im Auge eines frischtoten Kaninchenkopfes im Bereich der Sklera eingesetzt wurden. Beide Prototypen bestehen aus einem Silikongrundkörper mit einer Mikroventilklappe aus Chrom-Nickel-Stahl mit den Maßen von 0,5 x 0,5 mm2 und einer Dicke von 50 µm. Die beiden Prototypen unterscheiden sich voneinander bezüglich ihrer Form sowie der Anzahl der Nahtpunkte, mit denen das Implantat im intraokulären Gewebe im Bereich der Sklera fixiert wird. Prototyp 1 ist kreisförmig mit einem Durchmesser von 4 mm und wurde an drei Punkten im Auge befestigt. Der Silikongrundkörper von Prototyp 2 ist rechteckig (3 x 2 mm²) und verfügt über vier Nahtpunkte.
Vor den Untersuchungen an den Implantatsprototypen wurden die Eigenschaften der Mikro- ventilklappen in-vitro ermittelt. Da sich ein Metallplättchen mit einer Größe von 0,5 x 0,5 mm2 nur unter großen Schwierigkeiten im MRT handhaben lässt, wurden 10 isolierte Metallplätt- chen aus einem Chrom-Nickel-Stahl mit einer Dicke von 50 µm und Grundflächen zwischen 1 x 1 und 8 x 8 mm2 bei den Versuchen verwendet (s. Tab. 1). Aus den Ergebnissen dieser Messungen wurden die entsprechenden Werte für die Implantatsprototypen extrapoliert.
34
2.2 Methoden
2.2.1 Messung der Translationskraft
Um die Translationskraft auf die Metallplättchen zu messen, wurde der standardisierte Fa- dentest der ASTM F 2052 [9] verwendet. Dafür wurde ein Plättchen über einen freischwin- genden Faden an einer nicht ferromagnetischen Halterung fixiert und im Bereich der maxi- malen induzierten Magnetkraft auf der zentralen Achse des MRTs positioniert (s. Abb. 1a und 1b). Dieser Bereich wurde nach der Methode von Kemper [10] am statischen Magnetfeld ermittelt. Er befindet sich 86 cm vom Isozentrum des Magneten entfernt. Der Auslenkungs- winkel β in Richtung der vertikalen z-Linie des Magnetfeldes wurde mittels Fadens anhand einer Winkelskala abgelesen. Aus dem jeweils gemessenen Auslenkungswinkel wurde für jedes Metallplättchen die Translationskraft FT in z-Richtung (Magnetfeldrichtung) entspre- chend
𝐹𝑇 = 𝐹𝐺∙ 𝑡𝑎𝑛(𝛽) = 𝑚 ∙ 𝑔 ∙ 𝑡𝑎𝑛(𝛽) (1)
berechnet. Dabei bezeichnen FG die Gewichtskraft, m die Masse des Metallplättchens, g die Fallbeschleunigung (9,81 m/s2) und β den Auslenkungswinkel in Relation zur Vertikalen.
Die Implantate wurden zusätzlich mit Gewichten aus Gummi bzw. Kunststoff beschwert, die zwischen 0,052 g und 0,440 g wogen, um einen Auslenkungswinkel zwischen 25° und 65° zu erzielen. Jedes Metallplättchen wurde zweimal mit zwei unterschiedlich schweren Gewichten gemessen. Anschließend wurde die mittlere Translationskraft bestimmt und mit der Ge- wichtskraft FG verglichen.
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Tab. 1: Übersicht zu den Eigenschaften der Metallplättchen.
Nr. des MP
Seiten- längen
[mm2]
m [mg]
FG
[mN]
1 8 x 8 23,90 0,234
2 7 x 7 18,50 0,181
3 6 x 6 13,90 0,136
4 5 x 5 9,30 0,0912
5 4 x 4 5,80 0,0569
6 3 x 3 3,30 0,0324
7 2 x 2 1,10 0,0108
8 1,5 x 1,5 0,70 0,00687 9 1,25 x 1,25 0,50 0,00491
10 1 x 1 0,40 0,00392
111 0,5 x 0,5 0,10 0,000981
(MP - Metallplättchen, m - Masse, FG - Gewichtskraft).
1extrapolierte Werte bei Metallplättchen 11
Abb. 1a): Schematische Darstellung des Versuchsaufbaus zur Bestimmung der Translationskraft [10]. Die Auslenkung erfolgt in Richtung des Magnetfelds B0 (z- Richtung).
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Abb 1b): Versuchsaufbau zur Bestimmung der Translationskraft: Stativ aus Holz mit einem Winkelmesser aus Papier sowie der Fadenaufhängung aus Kunststoff.
Das Metallplättchen (mit rotem Pfeil gekennzeichnet) und das Zusatzgewicht (Gummiring) sind am Faden befestigt.
2.2.2 Bestimmung des Drehmoments
Die Bestimmung des Drehmoments M erfolgte nach einer international etablierten Methode [11-13] ebenfalls im statischen Magnetfeld. Eine laminierte Winkelskala wurde waagerecht im Isozentrum des Magneten positioniert. Anschließend wurde jedes Metallplättchen einzeln auf der Skala platziert und in die Positionen 45°, 90°, 135°, 180°, 225°, 270° und 315° zu B0
gebracht (s. Abb. 2). Zwei Beobachter analysierten, wie sich jedes Metallplättchen wieder zum Magnetfeld B0 ausrichtete. Diese Bewegung wurde nach einer 5-Punkte-Graduierung nach Sommer et al. [11] qualitativ bewertet (s. Tab. 3).
37
Abb. 2: Laminierte Winkelskala mit einem auf 45° ausgerichteten Metallplättchen. Diese Winkelangabe bezieht sich auf den Winkel zwischen der Richtung der Markierung, die mittig auf einer der Seiten des Plättchens angebracht wurde, und der Richtung des Magnetfeldes B0.
Tab. 3: Qualitative Bewertung anhand der 5-Punkte Graduierung [11].
Grad 0 Kein Drehmoment Keine Ausrichtung des Testobjekts zu B0
Grad 1 Geringgradiges Dreh- moment
Änderung der Ausrichtung des Testobjekts, aber keine Angleichung an B0
Grad 2 Mittelgradiges Drehmo- ment
Langsame Ausrichtung, nach und nach erfolgt eine Angleichung des Testobjekts an B0 Grad 3 Höhergradiges Drehmo-
ment
Schnelle und flüssige Bewegung des Testob- jekts mit einer vollständigen Angleichung an B0
Grad 4 Hochgradiges Drehmo- ment
Das Testobjekt gleicht sich mit einer schnellen und sofortigen Bewegung an B0 an
2.2.3 Überprüfung der Funktionalität der Magnetventilklappe
Um die Funktionsfähigkeit der Implantatsprototypen (s. Kap. 2.1) nachzuweisen wurde das Öffnen der Klappe bei beiden Prototypen jeweils mit einem Neodym-Magneten (magnetische Flussdichte von 0,5 T bei 1 mm axialem Abstand, 0,26 T bei 5 mm Abstand) visuell mittels Auflichtmikroskops überprüft. Dieser wurde sehr nahe an die Magnetventilklappe gehalten
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(Abstand ca. 1 mm). Um zu kontrollieren, ob es zu einer unbeabsichtigten Öffnung der Klap- pe im MRT kommt, wurde dies anhand des im Auge eines Kaninchenkopfes implantierten Prototyps 1 getestet. Der Kopf wurde an verschiedenen Stellen sowohl im Bereich der Gant- ry als auch im Isozentrum des MRT platziert. Mit einer Lupe (Brennweite f = 5 cm) und einer MRT-kompatiblen Lichtquelle wurde das Verhalten der Klappe beobachtet.
2.2.4 Überprüfung der Haltekräfte an den Fixierungsnähten des Implantates
Um die Stabilität der Fixierungsnähte zu überprüfen, wurde der Prototyp 1 im Auge eines frischtoten Kaninchens unter Verwendung eines Kraftmessers einer Kraft von 10 mN ausge- setzt. Dabei wurde ein Faden (Vicryl Plus, 3-0) mittig unter das Implantat platziert. Mittels Faden und Kraftmesser wurde an dem Implantat lateral im Winkel von 0° (direkt von oben) sowie seitlich im Winkel von 45° und nasal im Winkel von 45° gezogen. In jeder Position wurde das Implantat der Kraft für 20 min ausgesetzt. Anschließend wurden die Haltenähte visuell mit einem Auflichtmikroskop untersucht und beurteilt.
3. Ergebnisse
3.1 Translationskraft und Drehmoment
Die für 10 Metallplättchen (MP) berechnete Translationskraft FT lag zwischen 0,0354 mN (MP 9) und 2,37 mN (MP 1) (s. Tab. 2). Die Translationskraft nahm mit steigender Größe der Plättchen zu und war in der Regel fast 10-mal so groß wie die Gewichtskraft FG (s. Abb. 3).
Bei der Untersuchung der Drehmomente zeigten die quadratischen Plättchen unabhängig von ihrer Größe eine Ausrichtung mit einer Außenkante parallel zum Magnetfeld B0 (s. Tab.
2). Die Plättchen 1 bis 5 zeigten eine schnelle und sofortige Ausrichtung in Bezug zu B0
(Score 4). Die Plättchen 6 bis 10 zeigten eine weniger schnelle Bewegung im Vergleich zu den Plättchen 1 bis 5 zu ihrer Vorzugsrichtung (Score 3).
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Abb. 3: Translationskraft FT in Abhängigkeit von der Gewichtskraft FG für die 10 Metall- plättchen in 3T-MRT (Steigung der Ausgleichsgerade: 9,62; Bestimmtheitsmaß R2: 0,99).
Tab. 2: Übersicht zu Gewichtskräften, Translationskräften und Drehmomenten der unter- suchten Metallplättchen im 3 T MRT.
Nr. des MP
FG
[mN]
FT
Mittelwert [mN]
σFT
[mN] FT/ FG M
Score
1 0,234 2,37 0,21 10,1 4
2 0,181 1,72 0,32 9,47 4
3 0,136 1,26 0,20 9,21 4
4 0,0912 0,722 0,04 7,92 4
5 0,0569 0,505 0,04 8,87 4
6 0,0324 0,298 0,05 9,20 3
7 0,0108 0,0791 0,04 7,32 3
8 0,00687 0,0491 0,03 7,15 3
9 0,00491 0,0354 0,02 7,21 3
10 0,00392 0,0562 0,04 14,3 3
111 0,000981 0,00981 / 10 /
(MP - Metallplättchen, FG - Gewichtskraft, FT - Translationskraft, σFT - Standardabweichung vom Mittelwert (FT), M - Drehmoment).
1extrapolierte Werte bei Metallplättchen 11
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3.2 Funktionalität der Magnetventilklappe
Die Klappen von Prototyp 1 und Prototyp 2 öffneten sich bei der Annäherung des Neodym- Magneten an das Implantat (Abstand Magnet - Implantat: ca. 1 mm). Bei der Überprüfung der Beeinflussung der Klappe von Prototyp 1 im MRT öffnete sich diese weder im Bereich des höchsten Feldgradienten (≤ 17 T/m [14]) noch im Isozentrum.
3.3 Haltekräfte der Fixierungsnähten des Implantates
Bei der anschließenden mikroskopischen Untersuchung waren keine Veränderungen an den Fixierungspunkten und am Skleragewebe erkennbar.
4. Diskussion
In dieser Studie wurde ein neuartiges magnetisches ophthalmologisches Implantat auf seine MRT-Sicherheit bezüglich der magnetischen Translationskräfte und Drehmomente unter- sucht. Die Stärke der Kräfte bzw. Drehmomente ist abhängig von dem Magnetfeldgradien- ten, unter Umständen von der Magnetisierbarkeit (= magnetische Suszeptibilität ) des Mate- rials, von der Magnetfeldstärke B0, von der Masse und Position des Implantates im Magnet- feld und der Implantatgeometrie [15]. Ferromagnetische Metalle wie Eisen, Kobalt und Nickel zeichnen sich durch eine hohe Suszeptibilität aus (z.B. Eisen Fe ≈ 105) und gelten deshalb als „MRT-unsicher“, da sie im Magnetfeld großen Kräften ausgesetzt sind. Auch ihre Legie- rungen und viele Stahlsorten sind ohne genaue Kenntnis ihrer Suszeptibilität zunächst als unsicher einzustufen [16].
4.1 Translationskraft
Die maximale Translationskraft wird dort erreicht, wo das Produkt aus Magnetisierung und Feldgradient sein Maximum erreicht. Dieser Ort liegt im Bereich der Gantry-Öffnung, da dort zum einen die Feldstärke so groß ist, dass das Material bereits eine gesättigte Magnetisie- rung aufweist, und zum anderen durch die Divergenz der Feldlinien ein großer Feldgradient
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vorliegtund der Feldgradient gegen Null geht. Die Translationskraft nimmt daher mit Annähe- rung an die Gantry-Öffnung zu, erreicht im Bereich der Öffnung ein Maximum und ver- schwindet innerhalb des MRT, da dort ein homogenes Magnetfeld vorliegt. Daher ist der Pa- tient der größten Translationskraft beim Passieren der Magnetöffnung ausgesetzt [10]. Für die untersuchten Metallplättchen unterschiedlicher Größe ergab sich ein linearer Zusam- menhang zwischen ihrer Gewichtskraft und ihrer Translationskraft. Dies zeigt auch, dass alle Plättchen die gleiche Zusammensetzung von Chrom und Nickel besitzen. Jedes Metallplätt- chen ist einer Translationskraft ausgesetzt, die ca. 10-mal größer als die eigene Gewichts- kraft ist. Der verwendete Fadentest ist eine etablierte Methode, um die Translationskraft zu bestimmen [2,17-19]. Ohne Zusatzgewicht zeigten die Metallplättchen Auslenkungswinkel von ca. 90°.
Bei einem Auslenkungswinkel von 90° ist aufgrund des Tangens in Gleichung (1) keine Be- rechnung der Translationskraft möglich. Deshalb wurden die Metallplättchen mit nichtmagne- tischen Gewichten beschwert, um einen Auslenkungswinkel von unter 65° zu erzielen [10,20,21]. Um die Messgenauigkeit zu verbessern, wurden die Messungen zweimal mit un- terschiedlichen Gewichten durchgeführt [22]. Nach den ASTM-Richtlinien werden Objekte als
„MRT-unsicher“ eingestuft, die einen Auslenkungswinkel von mehr als 45° aufweisen [9,10].
Der Grund dafür ist, dass bei diesen Objekten, die durch das statische Magnetfeld wirkende Kraft größer ist, als die auf das Objekt wirkende Gravitationskraft [10,22]. Bei der Bewertung dieser Aussage ist zu berücksichtigen, dass das Implantat später im Auge durch Nähte fest fixiert sein wird. Laut Mühlenweg et al. nimmt mit zunehmendem Implantationsalter ( > 6 Mo- nate) das Dislokationsrisiko aufgrund von Narbenbildung ab [16]. Auch nach einer mikrochi- rugischen Versorgung der Sklera reagiert diese nach einigen Monaten mit Vernarbung [23].
Da auf die Implantate eine sehr hohe Translationskraft wirkt, die deutlich über der eigenen Gewichtskraft liegt, sollte in dem in Kap. 2.2.4 beschriebenen Versuch mittels eines simulier- ten „Worst-Case-Szenario“ überprüft werden, ob die Haltenähte und das Silikon die Transla- tionskraft kompensieren können. Das Metallplättchen von Prototyp 1 hat ein Gewicht von 0,1
42
mg. Durch Extrapolieren der Werte in Tab. 2 erhält man eine Translationskraft von 0,01 mN.
Der verwendete Kraftmesser zog mit einer Kraft von 10 mN aus unterschiedlichen Winkeln jeweils für 20 Minuten an dem Implantat. Insgesamt wurden die Nähte dem tausendfachen der berechneten Kraft ausgesetzt. Da bei der anschließenden mikroskopischen Untersu- chung keine Veränderungen an der Position und den Nähten feststellbar waren, kann man davon ausgehen, dass das Implantat während einer MRT-Untersuchung nicht disloziert wird und sowohl die Fäden als auch das Gewebe der Kraft standhalten. Allerdings lässt sich bei dieser Methode nicht eindeutig sagen, ob es nicht doch durch die Zugkraft auf histologischer Ebene zu kleinen Schäden oder garzur Induktion vonEntzündungen kommen kann.
4.2 Drehmoment
Die stärksten Drehmomente sind im Isozentrum des Magnetfeldes eines MRT zu erwarten, wo das Magnetfeld am homogensten ist und die Bildgebung erfolgt [10]. Abhängig von der Größe der Metallplättchen lag der Score des Drehmomentes zwischen 3 und 4 (vgl. Tab. 2), d. h. die Diagonalen der Plättchen orientierten sich mit einer schnellen und unverzögerten Bewegung parallel zu B0. Der Score des Drehmomentes nahm mit kleiner werdenden Ab- messungen der Plättchen ab (vgl. Tab. 2). Ein Grund dafür sind die mit kleineren Abmessun- gen der Plättchen einhergehenden kleineren magnetischen Momente [16]. Die Reibungskräf- te zwischen Plättchen und der Untersuchungsoberfläche nahmen nicht in gleicher Weise ab, so dass die Reibungskräfte bei kleineren Plättchen einen stärkeren Einfluss hatten und somit das resultierende Drehmoment verringerten [11]. Die Bestimmung des Drehmoments gestal- tete sich methodisch als schwierig, da es kein einheitliches Verfahren zur Quantifizierung des Drehmoments für sehr kleine Objekte gibt. In dieser Studie wurde daher nur eine qualita- tive Beurteilung des Drehmoments durch zwei unabhängige Beobachter anhand einer 5- Punkte-Graduierung durchgeführt, welche speziell für kleine Objekte entwickelte wurde [10- 13,24,25]. Im Gegensatz zur Translationskraft ist es beim Drehmoment schwierig, einen obe- ren Sicherheitsgrenzwert zu definieren [11]. Während die Translationskraft linear mit der
