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用于平面样品中磁性颗粒成像的频率混合磁检测扫描仪

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DOI：

10.3791/53869

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2016年6月9日

 ,  ,  ,  ,  , 
1Advanced Vision System Research Section, Electronics & Telecommunication Research Institute (ETRI), 2Intelligent Cognitive Technology Research Department, Electronics & Telecommunication Research Institute (ETRI), 3Peter Grünberg Institute (PGI-8), Forschungszentrum Jülich

本文内容

摘要

采用平面频率混合磁检测技术研制了一种用于平面样品中磁性颗粒成像的扫描仪。该技术通过双频激励，记录颗粒非线性无滞回磁化产生的磁互调响应，可用于对薄层生物样品进行二维成像。

摘要

本文介绍了一种用于对平面样品进行磁性颗粒成像（MPI）的平面频率混合磁检测（p-FMMD）扫描仪的构建方法。该装置由两个磁测量探头组成，分别安装在U形支架两臂上，并位于样品的两侧。样品局部暴露于一个包含两个不同频率成分的磁激励场中：一个较强的组分约为77 kHz，另一个较弱的场为61 Hz。超顺磁性颗粒的非线性磁化特性会引发互调产物的产生。通过解调电子系统，记录作用于磁非线性颗粒上的高频与低频磁场的某一选定和频分量。与传统的MPI扫描仪不同，p-FMMD无需对整个样品施加强磁场，因为频率混合仅在局部发生。因此，样品的横向尺寸仅受限于扫描范围和支持结构。然而，样品的高度决定了空间分辨率，在当前装置中该分辨率被限制在2 mm以内。作为示例，我们展示了从两种样品获得的20 mm × 25 mm p-FMMD图像：一种是硅醇基质中直径为1 µm的磁赤铁矿颗粒，另一种是氨基硅烷基质中粒径为50 nm的磁铁矿颗粒。结果表明，这种新型MPI扫描仪可用于薄层生物样品的分析以及医学诊断应用。

引言

磁性纳米颗粒（MNP）在分子生物学和医学领域已得到广泛应用， 即用于生物分子和单个细胞的操作1，用于选择性地标记目标实体以进行检测，2, 3 用于染色质调控，4 用于 mRNA 分离和癌症治疗。5 由于其超顺磁特性，它们在医学成像中尤为有用。例如，可作为磁共振成像（MRI）的对比剂或示踪剂，或用于基于超导量子干涉仪（SQUID）探测器的磁化率成像。 2, 6 超顺磁性纳米颗粒对具有抗磁性或顺磁性的人体不同组织可产生良好的对比度。7 因此，这些颗粒可方便地用于对人体部位进行医学成像，具有相对较高的空间分辨率和灵敏度。8

Gleich 和 Weizenecker9 提出的磁粒子成像（Magnetic Particle Imaging, MPI）技术利用了磁性粒子磁化特性的非线性。在零磁场或弱偏置磁场下，由于磁性纳米粒子（MNP）具有较大的磁化率，其对频率为 f 的交流激励信号的响应较强。特别是，粒子磁化的非线性特性会产生频率为 n·f 的谐波信号（n = 2, 3, 4 …）。而在高偏置磁场下，由于粒子已达到磁饱和状态，其谐波响应显著减弱。在 MPI 技术中，样品整体处于磁化状态，仅存在一条无磁场线（field-free line, FFL）或一个无磁场点（field-free point, FFP）。只有位于该线或点附近的粒子才会对样品的非线性响应产生贡献。通过移动 FFP 并结合适当的接收线圈，Gleich 和 Weizenecker 获得了空间分辨率达到 1 mm 的 MPI 图像。

为了获取磁性纳米粒子（MNP）空间分布的信息，通常采用两种方法：一种是相对于样品机械移动传感器，另一种是利用电磁铁移动聚焦场线（FFL）或聚焦场点（FFP）2, 3。在后一种情况下，需要采用谐波空间磁粒子成像（harmonic-space MPI）3 或 X-space MPI10, 11, 12 等图像重建技术。磁粒子成像的空间分辨率由激发线圈和检测线圈的卷积特性以及磁场梯度的特性共同决定。这使得图像重建算法能够获得优于本征分辨率的成像效果，而本征分辨率由拾取线圈的尺寸与间距以及由麦克斯韦方程组决定的磁场分布所确定。

MPI 扫描仪通常由一个用于磁化整个样本的强磁体、一个用于在样本中可控移动 FFL 或 FFP 的线圈系统、一个高频激发线圈系统，以及一个用于接收样本非线性响应信号的检测线圈系统组成。FFL/FFP 在样本体积内持续移动，同时记录来自该未饱和样本区域的谐波响应。为避免样本难以置入扫描仪的问题，Gräfe 等人已展示了一种单侧 MPI 扫描仪。 等13然而，这会以降低性能为代价。当样本被磁体和线圈完全包围时，可获得最佳结果。由于除FFL/FFP区域外，样本需被完全磁化，该技术需要使用带有水冷系统的较大且较强的磁体，从而导致MPI系统较为笨重和沉重。

我们的方法基于超顺磁性颗粒非线性磁化曲线的频率混频效应14。当超顺磁性颗粒暴露于两个不同频率（f1 和 f2）的磁场时，会产生代表线性组合 m·f1 + n·f2（其中 m、n 为整数）的和频信号。研究表明，这些频率成分的出现高度依赖于颗粒磁化曲线的非线性特性15。换句话说，当磁性纳米颗粒样品同时受到频率为 f2 的驱动磁场和频率为 f1 的探测磁场作用时，颗粒会产生频率为 f1 + 2·f2 的响应磁场。若无磁性非线性的样品存在，该和频信号将不会产生，因此该方法具有极高的特异性。我们将此方法称为"频率混频磁检测"（FMMD）。实验已证实，该技术在颗粒浓度上可实现超过四个数量级的动态范围14。

与典型的磁粒子成像（MPI）仪器不同，平面频率混合磁检测（p-FMMD）方法无需将样品磁化至接近饱和状态，因为和频分量 f1 + 2·f2 在零静态偏置场时达到最大值14。因此，无需使用强而笨重的磁体。事实上，测量探头的外部尺寸仅为 77 mm × 68 mm × 29 mm。作为对比，MPI装置通常尺寸以米计7。然而，该方法的缺点是当前设置下仅适用于最大厚度为 2 mm 的平面样品。样品必须相对于双面测量探头进行扫描。虽然可通过重构实现对更厚样品的检测，但需以牺牲空间分辨率为代价。

基于该频率混合磁性检测（FMMD）技术，我们提出了一种用于平面样品的特殊MPI探测器，即所谓的"平面频率混合磁检测"（p-FMMD）扫描仪。其原理最近已被发表17。在本研究中，我们重点介绍该技术的方法学，并提供构建此类扫描仪及执行扫描操作的详细实验方案。已有研究表明，MPI可用于心血管或癌症成像等医学诊断目的16, 18, 19。因此，我们认为这种新型MPI扫描仪可广泛应用于多种潜在领域，例如，用于测量组织切片中磁性颗粒的分布。

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方案

1. 设计平面 FMMD 测量头

  1. 选择测量头的线圈方案。根据图1选择一种配置，该配置由位于样品上方的两个拾取线圈和下方的两个拾取线圈组成，排列顺序为（-，+，+，-），样品位于两个（+）线圈之间的中心位置。符号表示绕线方向，即，（+）代表顺时针，（-）代表逆时针。因此，拾取线圈的灵敏度在样品厚度方向上几乎保持均匀。
    1. 放置激励线圈，使得激励线圈在拾取线圈中直接感应的信号相互抵消，以防止前置放大器饱和，并实现对样品的最大灵敏度。也可设计其他满足这些基本设计原则的配置。
  2. 确定最大样品厚度。此处使用2 mm。
    1. 选择拾取线圈的直径和长度，使其接近最大样品厚度。此处选择内径为2 mm，绕线高度为1.7 mm时，平均直径为3.7 mm。线圈宽度为4 mm。
    2. 选择拾取线圈的导线直径和绕线匝数，使所有拾取线圈的总阻抗大致匹配前置放大器的输入阻抗。此条件对检测频率有所限制。例如，当运算放大器的最佳输入阻抗为1,100 Ω时，四个拾取线圈均采用0.08 mm直径的漆包铜线绕制600匝，总串联电阻为95.3 Ω，总电感为1.9 mH，得到总阻抗为919 Ω。
  3. 制备高频激励线圈17，使样品位置处的磁场理想值约为0.5 mT。例如，若线圈内半径为3.8 mm，宽度为8.5 mm，则使用0.1 mm直径导线绕制476匝。在此设置下，在f1 = 76,550 Hz时实现了0.4 mT的磁场。
  4. 制备低频激励线圈17，使样品位置处的磁场约为5 mT。例如，若线圈内半径为5 mm，宽度为8.5 mm，则使用0.12 mm直径导线绕制2,000匝。该装置在f2 = 61 Hz时产生5 mT的磁场。

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图1. p-FMMD装置的示意图。两个测量探头通过电子方式相互连接，样品置于两个探头之间的空间中。检测线圈（+）用于测量样品信号，反向绕制的检测线圈（-）作为参考，以消除高频激励线圈产生的直接场。Amp — 前置放大器，x — 混频器，LPF — 低通滤波器，DAQ — 数据采集系统。请点击此处查看此图的放大版本。

2. 构建测量头

  1. 构建 p-FMMD，使两组激发和检测线圈分别位于样品的上方和下方。每组线圈包括一个低频驱动线圈、一个高频激发线圈，以及一个由两个反向绕制的拾取线圈组成的轴向梯度仪构型的差分检测线圈。
    1. 设计时应允许至少一个激发线圈相对于差分检测线圈进行调节，以便能够抵消高频激发对检测线圈的直接感应。例如，将激发线圈安装在螺纹结构上，使其相对于检测线圈可调节位置。p-FMMD 的示意图见图 1。图 2展示了该装置的技术图纸和实物照片。线圈的详细参数列于表 1中。
  2. 将两组线圈以同轴方式安装在样品的上下方，并固定于刚性支架上，参见图 1和图 2。确保两组线圈之间无相对振动。
  3. 通过向相应的激发线圈组施加高频激发电流，调节它们之间的相对位置，并同时使用示波器或锁相放大器等设备，在检测线圈组处测量该频率下的检测信号，从而调节测量头的高频平衡。
    1. 将直接感应电压调节至几毫伏的低水平，即实现超过 1,000 倍的直接感应抑制。通过观察激发电流与检测电压之间的相位偏移来确定可调范围的极限。在最佳调节状态下，感应电压相对于直接感应产生 90° 的相位偏移。

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图2. p-FMMD探头的技术图纸与实物照片。 左上方为垂直平面的剖面图，左下方为水平平面的剖面图，右侧为绕制线圈前打开状态的探头实物照片。1 - 铝制支撑架，2 - 检测线圈骨架，3 - 可旋转上下移动的激励线圈螺纹骨架，4 - 样品支撑板，5 - 铝制端盖，6 - 样品限位支撑，7 - x 方向限位块，8 - y 方向限位块。进行扫描时，6 - 8 部件需拆除。p-FMMD探头尺寸为 77 mm × 68 mm × 29 mm。请点击此处查看该图的放大版本。

3. 设置测量电子设备

  1. 配置激发部分，包括用于低频驱动线圈和高频激发线圈的两个振荡器及功率放大器。
    1. 设置低频驱动部分，包括低频振荡器和功率放大器 f2计算放大器的功率，使其向驱动线圈提供足够的电流，以产生约 5 mT 的磁场。此处使用直接数字频率合成（Direct Digital Synthesis, DDS）芯片作为可编程振荡器，采用高速缓冲器作为功率放大器。
    2. 设置高频激励部分，包括用于高频的振荡器和功率放大器 f1. 设置功率放大器，使其输出所需电流，以便在激励线圈中产生约 0.5 mT 的磁场。采用 DDS 芯片和高速缓冲器分别作为振荡器和功率放大器。
  2. 配置检测部分，包括前置放大器和用于从高频解调的第一混频器 f1，一个中频放大器和滤波器，以及第二个混频器，用于从两倍低频信号中解调·f2，以及一个最终滤波器和输出驱动器。或者，使用两个锁相放大器来实现检测电子系统。
    1. 设置前置放大器阶段。根据检测线圈的阻抗和增益-带宽积选择输入端的运算放大器（OP）。按照参考文献10中的说明，考虑该运算放大器的指定电压噪声和电流噪声，进行噪声优化。第一级应选用高速低噪声运算放大器，放大倍数约为100。后续级对性能影响较小，但需确保输出信号仍处于电压范围内。 即， 未因过载而失真。此处使用低噪声结型场效应管输入型运算放大器，放大倍数为4.3倍。
    2. 设置第一级解调阶段，将放大后的信号与高频信号相乘 f1使用模拟乘法器芯片，并通过第二个独立的直接数字频率合成（DDS）芯片提供参考信号，以实现解调时的可调相位。或者，使用锁相放大器作为前置放大器（3.2.1）、第一级解调器（3.2.2）以及高频信号发生器（3.1.2）。
    3. 设置中间放大和滤波阶段。实施低通滤波器，使得在2处的信号频率·f2 在不受干扰的情况下通过，而虚假的高频成分在 f1 和 2·f1 被有效抑制。选择合适的中频放大倍数，例如选用两个通用型运算放大器，总放大倍数约为100。
    4. 设置第二级解调阶段，将滤波并放大后的信号与两倍的低频信号相乘·f2使用一个模拟乘法器芯片，并通过第四个独立的直接数字频率合成（DDS）芯片提供参考信号，以实现解调时的可调相位。或者，使用能够进行二次谐波解调的锁相放大器作为中间放大器（3.2.3）、二次谐波处的第二解调器（3.2.4）以及低频信号发生器（3.1.1）。
    5. 设置最终的放大和滤波阶段。实施低通滤波器，使扫描频率处的信号频率无衰减通过，同时滤除4处的杂散高频成分·f2 被有效抑制。根据所需的输出电压范围选择合适的最终放大倍数。使用两个通用型运算放大器，总放大倍数约为10。

4. 设置二维扫描仪

  1. 安装二维扫描仪，使其运动平面与线圈的轴线垂直。
  2. 控制二维扫描仪，并同步采集测量电子设备的输出电压，以利用用Python编程语言编写的一个自制脚本获得平面样品的FMMD信号的二维图像。

5. 准备样品

  1. 使用直径为50 nm和100 nm的磁铁矿颗粒，以及直径为1 µm、浓度为25.0 mg/ml的磁赤铁矿颗粒。将磁性颗粒溶于水中，用磁铁分离并弃去上清液，以洗涤溶液。重复该步骤三次。用蒸馏水将磁性颗粒溶液稀释至原浓度的十分之一。
  2. 使用活检打孔器从吸水性 blotting 纸上打下直径为2.0 mm的纸片，制备纸 pellet 样品。将纸片浸入不同浓度的磁珠溶液中30秒，随后在空气中自然干燥。此处使用的颗粒为100 nm粒径，浓度分别为0.04、0.2、1、5和25 mg/ml。
  3. 制备尺寸为2.0 mm × 18.0 mm的硝酸纤维素膜样品。将膜浸入未稀释的直径1 µm颗粒溶液中。制备两个样品：一个为将膜均匀浸泡；另一个则通过将膜两端分别浸入不同浓度的磁珠溶液中，形成浓度梯度（图5）。
  4. 使用体积为10 µl、外径400 µm、长度40 mm的毛细管制备样品。将未稀释的50 nm直径颗粒溶液填充至毛细管中。另准备一支微管，加入20倍稀释的溶液（将100 µl未稀释溶液与1.9 ml水混合）。

6. 执行二维 FMMD 扫描

  1. 根据样品的平面尺寸 a × b 选择扫描区域。在扫描软件中输入相应数值。
  2. 选择步进方向。通常选择两个平面尺寸中较短的一个作为步进方向，记为 b，因为这样所需的步数更少，从而减少了加速和减速阶段的次数。
  3. 选择扫描速度 v，需考虑低通滤波导致的信号衰减，参见讨论部分。将速度调整至 1 到 7 mm/sec 之间的合适值，并在扫描软件中输入该数值。
  4. 选择步进距离 Δb，需注意该距离不必远小于可达到的空间分辨率；同时考虑总扫描时间 t，其至少为 t = a/v·b/Δb+1)。在软件中输入步进距离。
  5. 将样品安装到二维扫描仪上，并使用胶带将其固定在塑料板上。

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图3. p-FMMD测量装置示意图。 样品通过胶带固定在由电机驱动平台（左侧）移动的塑料载体上，然后在p-FMMD探头（右侧）中进行扫描。请点击此处查看此图的放大版本。

  1. 按下开始按钮执行扫描。扫描的 图5 和 6 覆盖一个20.0 mm（x 轴 × 25.0 mm (y 轴）区域， 即，沿其扫描六条25 mm长的轨迹 y 轴，以4.0 mm为步长 x 方向，以1.0 mm/sec的台速进行扫描，总扫描时间约为2分钟。

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图4. 扫描软件的图形用户界面。 在此处输入扫描参数。按下红色按钮开始测量。

7. 图像处理

  1. 使用 Python 编写的自定义脚本将原始数据转换为矩阵形式。将整个扫描的原始数据连同额外值一起记录为两列逗号分隔值（CSV）格式文件。额外的一列用于标识在步进运动期间采集的对应数据。该脚本在额外列值每次变化时对原始数据列进行分段，并剔除步进运动期间的数据段。然后通过将剩余的连续数据段排列为矩阵的行或列来构建最终矩阵，并将该矩阵写入 CSV 格式文件。
    注意：本研究中的 p-FMMD 图像由 Python 脚本生成。分别累积使用 Python 的 matplotlib 库中的 pyplot.contour 函数和 pyplot.imshow 函数来生成等高线和背景颜色。

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结果

图5a展示了内层双差分检测线圈在样品平面内随坐标x和y变化的计算灵敏度分布。该分布通过反向方法计算得出：确定由全部四个检测线圈在中心平面内各点(x, y)产生的磁场叠加结果。反过来，这决定了检测线圈在每个点处对磁矩的灵敏度。计算过程中将线圈近似为高度可忽略的长线圈。因此，图5a中所示的灵敏度分布代表了扫描平面内的灵敏度图，即所谓的点扩展函数（PSF）。类似地，图5b展示了灵敏度随轴向坐标z和径向坐标r（r2 = x2 + y2）的变化关系，从而给出了测量头狭缝内灵敏度的垂直映射。原点x = 0和y = 0位于检测线圈的正中心。上下两个检测线圈中心之间的间距为2 mm。线圈参数列于表1

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讨论

该测量技术利用了超顺磁性颗粒磁化曲线的非线性特性。双侧测量探头同时向样品施加两个不同频率的磁激励场：一个低频（f2）分量用于使颗粒达到磁饱和，另一个高频（f1）探测场用于测量其非线性磁响应。具体而言，入射场的各次谐波（m·f1 和 n·f2）以及和频信号（m·f1 + n·f2，其中 m、n 为整数）均会被产生。这些互调产物由差分绕制的拾取线圈检测。参考线圈由于远离样品，不会接收到这些信号，其作用是抑制直接感应的高频激励信号，否则该信号将使前置放大器饱和。因此，由超顺磁性材料产生的微弱和频信号得以被测量和量化。在读出电子系统中，仅对和频为 f1 + 2·f2 的互调产物进行解调，因为这是在无静态偏置场条件下最强的非线性分量。研究表明，该技术可实现快速处...

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披露

作者无任何利益冲突需要披露。

致谢

这项工作由 ICT R 资助&D 计划，韩国信息通信技术部/韩国信息通信技术促进署（资助编号：B0132-15-1001，下一代成像系统的开发）

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材料

本文使用的材料清单
姓名公司目录编号评论
磁性颗粒 "SiMAG Silanol"Chemicell (http://www.chemicell.com)1101-5磁性二氧化硅颗粒的水分散液，磁赤铁矿，直径 1 µm
磁性纳米颗粒 "fluidMAG-Amine"Chemicell (http://www.chemicell.com)4121-5磁性纳米颗粒的水分散液，磁铁矿，直径 50 nm
微量管 10 µlHirschmann Laborgeräte (http://www.hirschmann-laborgeraete.de/?sc_lang=en)容积 10 µl，外径 400 µm，长度 40 mm
硝酸纤维素膜 Biodyne BThermo Scientific (http://www.thermoscientific.com)77016Biodyne B 尼龙膜，0.45 µm，8 cm × 12 cm
DDS 芯片 AD9834Analog Devices (http://www.analog.com)AD983420 mW 功率，2.3 V 至 5.5 V，75 MHz 完整 DDS
运算放大器 AD829Analog Devices (http://www.analog.com)AD829高速、低噪声视频运算放大器
模拟乘法器 MPY634Texas Instruments (http://www.ti.com)MPY634宽带宽精密模拟乘法器
高速缓冲器 BUF634Texas Instruments (http://www.ti.com)BUF634250 mA 高速缓冲器
运算放大器 OPA627Texas Instruments (http://www.ti.com)OPA627精密高速 Difet(R) 运算放大器
运算放大器 TL072Texas Instruments (http://www.ti.com)TL072双通道低噪声结型场效应管输入通用运算放大器
锁相放大器 SR830Stanford Instruments (http://www.thinksrs.com)SR830100 kHz 数字信号处理锁相放大器
XYZ 电动平台Sciencetown, Incheon, Korea (http://mkmsll.en.ec21.com/)
洁净室擦拭纸Seoul Semitech Co (http://www.seoulsemi.com)CF-909尺寸 2.0 mm × 18 mm

参考文献

  1. Tseng, P., Judy, J. W., Di Carlo, D. Magnetic nanoparticle-mediated massively parallel mechanical modulation of single-cell behavior. Nat meth. 9 (11), 1113-1119 (2012).
  2. Borgert, J., et al. Fundamentals and applications of magnetic particle imaging. J. Cardiovasc. Comput. Tomogr. 6 (3), 149-153 (2012).
  3. Buzug, T. M., et al. Magnetic particle imaging: introduction to imaging and hardware realization. Z. Med. Phys. 22 (4), 323-334 (2012).
  4. Kanger, J. S., Subramaniam, V., van Driel, R. Intracellular manipulation of chromatin using magnetic nanoparticles. Chromosome Res. 16 (3), 511-522 (2008).
  5. Magnetic Nanoparticles: From Fabrication to Clinical Applications. Thanh, N. T. K. , CRC press. Boca Raton. ISBN: 978=1439869321 (2012).
  6. Saritas, E. U., et al. Magnetic Particle Imaging (MPI) for NMR and MRI researchers. J. Magn. Reson. 229 (4), 116-126 (2012).
  7. Goodwill, P. W., et al. X-space MPI: magnetic nanoparticles for safe medical imaging. Adv. Mater. 24 (28), 3870-3877 (2012).
  8. Yim, H., Seo, S., Na, K. MRI Contrast Agent-Based Multifunctional Materials: Diagnosis and Therapy. J Nanomat. 2011 (2011), (2011).
  9. Gleich, B., Weizenecker, J. Tomographic imaging using the nonlinear response of magnetic particles. Nature. 435 (7046), 1214-1217 (2005).
  10. Rahmer, J., Weizenecker, J., Gleich, B., Borgert, J. Analysis of a 3-D system function measured for magnetic particle imaging. IEEE Trans. Med. Imaging. 31 (6), 1289-1299 (2012).
  11. Goodwill, P. W., Conolly, S. M. Multidimensional x-space magnetic particle imaging. IEEE Trans. Med. Imaging. 30 (9), 1581-1590 (2011).
  12. Goodwill, P. W., Konkle, J. J., Zheng, B., Saritas, E. U., Conolly, S. M. Projection x-space magnetic particle imaging. IEEE Trans. Med. Imaging. 31 (5), 1076-1085 (2012).
  13. Gräfe, K., et al. An Application Scenario for Single-Sided Magnetic Particle Imaging. Biomed. Tech. 57, Suppl. 1 (2012).
  14. Krause, H. -J., et al. Magnetic particle detection by frequency mixing for immunoassay applications. J. Magn. Magn. Mater. 311 (1), 436-444 (2007).
  15. Meyer, M. H. F., et al. Francisella tularensis detection using magnetic labels and a magnetic biosensor based on frequency mixing. J. Magn. Magn. Mater. 311 (1), 259-263 (2007).
  16. Finas, D., et al. Detection and distribution of superparamagnetic nanoparticles in lymphatic tissue in a breast cancer model for magnetic particle imaging. Biomed. Tech. 57, Suppl. 1 (2012).
  17. Hong, H., Lim, J., Choi, C. -J., Shin, S. -W., Krause, H. -J. Magnetic particle imaging with a planar frequency mixing magnetic detection scanner. Rev. Sci. Instr. 85 (1), 013705(2014).
  18. Haegele, J., et al. Toward cardiovascular interventions guided by magnetic particle imaging: First instrument characterization. Magn. Reson. Med. 69 (6), 1761-1767 (2012).
  19. Haegele, J., et al. Magnetic particle imaging: visualization of instruments for cardiovascular intervention. Radiology. 265 (3), 933-938 (2012).
  20. Goodwill, P. W., Lu, K., Zheng, B., Conolly, S. M. An x-space magnetic particle imaging scanner. Rev. Sci. Instrum. 83 (3), 033708(2012).
  21. Lampe, J., et al. Fast reconstruction in magnetic particle imaging. Phys. Med. Biol. 57 (4), 1113-1134 (2012).
  22. Yim, H., Seo, S., Na, K. MRI Contrast Agent-Based Multifunctional Materials: Diagnosis and Therapy. J Nanomat. 2011 (2011), (2011).

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