Deze masterproef handelt over het gebruik van ijzeroxide partikels bij moleculaire MRI en werd geschreven in het kader van de opleiding tot Master of Medecine in de Geneeskunde. Om tot dit werk te kunnen komen, heb ik kunnen rekenen op de hulp van enkele personen die ik hierbij zou willen bedanken.
Vooreerst wil ik mijn promotor, Dr. Benedicte Descamps, en co-promotor, Prof. Dr. Karel Deblaere, bedanken voor de fijne samenwerking en in het bijzonder voor hun adviezen, ideeën en opbouwende feedback.
Verder gaat mijn dank ook uit naar mijn vrienden en medestudenten voor de niet aflatende steun en al de mooie momenten die we tijdens onze studie al mogen beleven hebben.
Maar in het bijzonder wil ik mijn ouders bedanken die me steeds met raad en daad bijgestaan hebben. Zij hebben me niet enkel de kans gegeven om deze studie aan te vangen, maar waren ook een hele steun bij het doorlopen ervan.
Eveline De Brucker Gent, 6 december 2016
ii
2. Inhoudstafel
1. Voorwoord ... i
2. Inhoudstafel ... ii
3. Samenvatting ... 1
4. Inleiding ... 2
4.1. Situering ... 2
4.2. MRI toestel ... 2
4.3. Basisprincipes van beeldvorming met MRI ... 3
4.3.1. Magnetisatie ... 3
4.3.2. Excitatie ... 4
4.3.3. Relaxatie ... 5
4.3.3.1. T1-relaxatie ... 6
4.3.3.2. T2*-relaxatie ... 7
4.4. Kenmerken van MRI ... 8
4.4.1. Signaalcodering ... 8
4.4.2. Pulssequentie ... 9
4.4.2.1. Spin echo beeldvorming ... 10
4.4.2.2. Gradiënt echo beeldvorming ... 11
4.4.3. Beeldcontrast ... 11
4.4.3.1. T1-contrast ... 11
4.4.3.2. T2-contrast ... 12
4.4.3.3. Protondensiteitscontrast ... 12
4.5. Contraststoffen ... 12
4.5.1. Contraststoffen voor T1-gewogen beelden ... 13
4.5.2. Contraststoffen voor T2-gewogen beelden ... 13
4.6. Moleculaire MRI of mMRI ... 15
5. Doelstelling ... 15
6. Methodologie ... 16
7. Resultaten - discussie ... 17
7.1. Kenmerken en synthese van ijzeroxide partikels ... 17
7.1.1. Kenmerken van ijzeroxide partikels ... 17
7.1.1.1. Grootte en superparamagnetisme ... 17
7.1.1.2. Klaring en biocompatibiliteit ... 20
iii
7.1.1.3. Relaxiviteit ... 24
7.1.2. Synthese van uniforme ijzeroxide partikels ... 28
7.2. Toepassingen van ijzeroxide partikels ... 30
7.2.1. Celdetectie, labeling en tracking van cellen ... 30
7.2.2. Zenuwstelsel ... 36
7.2.3. Vasculair stelsel ... 38
7.2.4. Oncologie ... 40
7.3. Beschouwing ... 43
8. Referentielijst ... 45
1
3. Samenvatting
MRI is een beeldvormende techniek die de laatste jaren een steeds belangrijkere plek inneemt binnen de klinische praktijk. Ondanks de uitstekende weergave van de weke delen en de hoge spatiale resolutie, is het in sommige situaties toch wenselijk om het weefselcontrast lokaal of specifiek te verhogen. Naast gadolinium-gebaseerde contraststoffen, kan hiervoor ook gebruik gemaakt worden van ijzeroxide partikels.
Deze ijzeroxide partikels beschikken over een kern met superparamagnetische eigenschappen en geven in een extern magnetisch veld aanleiding tot een verminderde signaalsterkte op T2 -gewogen beelden en een versterkt signaal op T1-gewogen beelden. Ze kunnen dus aangewend worden als ‘negatieve contraststoffen’ voor het maken van T2-gewogen beelden, maar ook als
‘positieve contraststoffen’ voor het bekomen van T1-gewogen beelden. Bovendien kunnen de deeltjes nog verder gemodificeerd worden door de aanhechting van antilichamen, proteïnen of andere structuren. Dit laat niet enkel toe om de circulatieduur en de biocompatibiliteit van de deeltjes te optimaliseren, maar maakt ook targeting van specifieke cellen en weefsels mogelijk.
De mogelijke toepassingen van de magneetdeeltjes gaan van het labelen en tracken van cellen tot het visualiseren van organen, bloedvaten en inflammatoire processen. Zo kunnen ijzeroxide partikels helpen bij de vroegtijdige detectie van atherosclerose, orgaanrejectie, inflammatoir darmlijden en de ziekte van Alzheimer. Daarnaast kunnen de deeltjes ook aangewend worden binnen de oncologie voor het opsporen van tumoren in de lever, de milt, het beenmerg en de lymfeknopen.
Toch is het gebruik van de ijzeroxide partikels momenteel eerder beperkt tot het opsporen van biomoleculaire ziektemerkers en het aantonen van letsels in de lever en lymfeknopen. Omwille van hun geringe afmetingen zijn de magneetdeeltjes immers moeilijk te karakteriseren voor wat betreft hun fysicochemische eigenschappen en is het niet eenvoudig om te voorspellen hoe hun effecten en stabiliteit in vivo zullen zijn. Verder onderzoek naar de farmacokinetiek en de farmacodynamiek van de ijzeroxide partikels is dus aangewezen om de verdere overgang naar de klinische praktijk mogelijk te maken.
2
4. Inleiding
4.1. Situering
Beeldvormende technieken nemen de laatste jaren een steeds belangrijkere plek in binnen de klinische praktijk. Ze worden gebruikt om diagnosen te stellen, preoperatief beelden te maken en de evolutie van ziektebeelden te volgen. De meest gebruikte technieken zijn MRI (Magnetic Resonance Imaging), CT (Computed Tomography) en echografie (1, 2). In dit werk zal dieper ingegaan worden op de basisprincipes van beeldvorming met MRI en hoe het gebruik van ijzeroxide partikels kan bijdragen tot een hogere sensitiviteit en hogere specificiteit van deze beeldvormingsmodaliteit.
MRI is een niet-invasieve beeldvormingsmethode die ook nog tal van andere voordelen biedt.
Vooreerst wordt geen gebruik gemaakt van ioniserende stralen, maar van elektromagnetische velden in het radiofrequente gebied, waar tot op heden nog geen gevaar voor de patiënt van bekend is. Daarnaast is MRI ook bekend omwille van de hoge spatiale resolutie van het beeld en de uitstekende weergave van de weke delen. Bovendien kan MRI niet één, maar verschillende fysiologische parameters in beeld brengen waardoor de techniek een belangrijke mate van flexibiliteit vertoont (1-9).
Uiteraard zijn er ook nadelen verbonden aan MRI zoals een hoge kostprijs, de gevoeligheid aan allerlei beeldartefacten, de lange duur per onderzoek en de beperkte sensitiviteit van gebruikte probes. Daarnaast zijn er nog patiëntafhankelijke contra-indicaties zoals de aanwezigheid van een pacemaker, een metaalfragment in het oog, ferromagnetische clips (zoals gebruikt bij operaties), … Bij extreem onrustige of angstige patiënten is het soms noodzakelijk om hen te sederen om eventuele bewegingsartefacten te voorkomen (1-4).
4.2. MRI toestel
Het MRI toestel bestaat uit een aantal onderdelen. Het eerste onderdeel is de hoofdmagneet. De patiënt bevindt zich centraal in deze grote magneet die een homogeen statisch magneetveld zal creëren met een veldsterkte B0 van typisch 1,5-3T (tesla) in de klinische setting (2). Naast de primaire magneet, is er ook nood aan gradiëntmagneten. Deze zullen secundaire magnetische velden teweegbrengen met een specifiek verloop volgens een welbepaalde lichaams-as (x, y of z of een combinatie ervan). Door deze gecontroleerde verstoring van het primair magnetisch veld in de verschillende assen, krijgt ieder punt van het lichaam als het ware een ‘coördinaat’
mee, wat later noodzakelijk zal blijken om de verworven signalen te coderen (2, 10).
3
Om bij MRI een signaal te ontvangen, dient het weefsel van interesse eerst geëxciteerd te worden. Deze excitatie gebeurt door het aanleggen van radiofrequente golven via spoelen (RF-spoelen). Eens de spoelen het gegenereerde MRI signaal opgevangen hebben, wordt dit signaal versterkt en onderworpen aan post processing programma’s om uiteindelijk het gewenste beeld te reconstrueren (2).
4.3. Basisprincipes van beeldvorming met MRI
Klassieke beeldvorming met MRI berust op verstoring van de kernspin van waterstofatomen door het uitzenden van radiofrequente golven via de RF-spoelen en de detectie van de energie-veranderingen die daarmee gepaard gaan (1, 2). Atomen kunnen slechts kernspin vertonen als ze in hun kern over een ongepaard proton of neutron beschikken. Bij een even aantal neutronen en/of protonen, zal paarvorming immers de magnetische effecten tegenwerken (6, 10).
Aangezien waterstofatomen (de 1H isotopen) na tritium (3H)de tweede meest gevoelige kernen hebben en frequent voorkomen in menselijke weefsels, worden deze het frequentst gebruikt (9, 11). In principe kan echter ook gebruik gemaakt worden van andere atomen die kernspin vertonen, zoals fluor (19F), fosfor (31P), xenon (129Xe) en nog enkele andere (9, 10).
4.3.1. Magnetisatie
De waterstofatomen in de weefsels van het menselijk lichaam zijn in normale omstandigheden niet in rust. De kernen van deze atomen - voor waterstof bestaan deze slechts uit 1 proton - maken allemaal een draaiende beweging om hun eigen as. Door deze draaiing van de protonen, die geladen deeltjes zijn, ontstaan kleine magneetveldjes met magnetische dipoolmomenten.
Deze dipoolmomenten hebben allemaal een willekeurige richting, maar als het weefsel in een extern magnetisch veld gebracht wordt, zullen de dipoolmomenten zich volgens een precessie-beweging oriënteren in de richting van het magneetveld met veldsterkte B0 en een toestand van minimale energie trachten te bereiken. Er is een populatie protonen waarvan de spin parallel aan het extern magnetisch veld gericht is en een populatie waarvan de oriëntatie antiparallel is.
Een proton met een antiparallelle spin heeft een hogere energie-inhoud dan een proton met een parallelle spin. Aangezien het weefsel tracht een toestand van minimale energie te bereiken, zal de verhouding van deze protonenpopulaties in het voordeel zijn van die met een parallelle spin.
De frequentie waarmee de protonen draaien en via de precessiebeweging deze nieuwe oriëntatie aannemen, wordt de Larmorfrequentie genoemd (f).
𝑓 = 𝛾𝐵0
4
Hier staat γ voor de gyromagnetische ratio - wat een constante is voor een specifieke spin - en B0 voor de veldsterkte van het magneetveld (1, 2, 6, 8-10). Deze constante bedraagt 42,6 MHz/T voor waterstof. Bij applicatie van een extern magnetisch veld met een veldsterkte B0 van 1,5T bedraagt de Larmorfrequentie dus 63,9 MHz (10).
De richting van het magnetisch veld is bij MRI bij conventie volgens de lengteas van de patiënt (z-as). Als al de dipoolmomenten zich volgens de z-as georiënteerd hebben, wordt gesproken van longitudinale magnetisatie (M0). De netto-magnetisatie van het weefsel is op dat moment gelijk aan de som van alle dipoolmomenten van de protonen die deel uitmaken van dat weefsel.
Zoals eerder al werd aangehaald, zijn er zowel parallelle als antiparallelle spins waarvan de meesten elkaar door paarvorming opheffen zodat per miljoen waterstofkernen slechts enkele ongepaarde spins overblijven. Dit maakt dat de longitudinale magnetisatie, die dezelfde richting heeft als B0, vrij gering is (9, 10). Toch zal bij MRI-beeldvorming getracht worden de geringe magnetisatie van weefsels te manipuleren via excitatie van de weefsels (10).
4.3.2. Excitatie
Na het bereiken van de longitudinale magnetisatie volgens de z-as door blootstelling van het weefsel aan het statisch magnetisch veld, kan overgaan worden tot de excitatie. Excitatie houdt in dat via RF-spoelen een radiofrequente golf met een frequentie gelijk aan deze van de Larmor-frequentie naar het weefsel gestuurd wordt. De waterstofatomen absorberen deze toegevoegde energie - een verschijnsel dat resonantie genoemd wordt - en hun dipoolmomenten zullen een nieuwe evenwichtspositie bereiken via een precessiebeweging. Dit nieuw evenwicht met een hogere energie-inhoud dan volgens B0, is afhankelijk van de toegediende puls. Het toevoegen van energie via radiofrequente golven staat immers gelijk aan blootstelling van het weefsel aan een aangepast magneetveld (B1). Als een 90°-RF-puls gegeven wordt, zullen de
Figuur 1 Een weefsel in rust vertoont geen netto magnetisatie. In een extern magneetveld oriënteren de dipool-momenten van de protonen zich (anti)parallel aan het magnetisch veld. (Hendrick RE. 1994) (10)
5
momenten zich via een precessiebeweging richten in een vlak loodrecht - of transversaal - op de lengteas van het lichaam (xy-vlak). Er wordt dan gesproken van transversale magnetisatie (Mxy). Bij het stoppen van de radiofrequente puls valt de energietoevoeging en het effect ervan op het magneetveld weg en is er enkel nog blootstelling aan het statisch veld. De spins zullen opnieuw via een precessieweging hun oorspronkelijke evenwichtsstand volgens B0 innemen.
Dit terugvallen naar de oorspronkelijke positie met een lager energielevel heet ‘relaxatie’ (1, 2, 6, 9, 10). Hierbij komt energie vrij onder de vorm van radiofrequente golven die ter hoogte van de spoelen gedetecteerd worden als een magnetische flux. Deze veranderende flux geeft in de spoelen aanleiding tot een wisselstroom met dezelfde Larmorfrequentie. Dit signaal wordt gecodeerd opgeslagen en vervolgens vertaald zodat er finaal een beeld op de monitor verschijnt.
Het signaal vangt aan onmiddellijk na het wegvallen van de excitatie en dooft snel uit door de relaxatie-processen. Dit sinusoïdaal uitdovend signaal wordt het Free Induction Decay signaal of FID-signaal genoemd waarvan de amplitude evenredig is met de resterende transversale magnetisatie op het moment van registratie (2, 10).
4.3.3. Relaxatie
De 2 relaxatieprocessen worden weergegeven als exponentiële functies. Deze functies beschrijven het verloop van de longitudinale en transversale magnetisatie tijdens de relaxatie en hebben elk een welbepaalde tijdsconstante, respectievelijk de T1 en T2*. Wanneer de magnetisatie van het weefsel terugvalt naar de rusttoestand volgens de z-as, neemt de longitudinale magnetisatie opnieuw toe en is er een afname van de transversale magnetisatie in het xy-vlak. Deze processen grijpen gelijktijdig plaats, maar berusten op andere mechanismen en hebben een verschillende duur (1, 2, 8, 9).
Figuur 2 Het toedienen van een radiofrequente puls zorgt ervoor dat de longitudinale magnetisatie (A) zich via een precessiebeweging tot in het transversale vlak beweegt (B). Bij het wegvallen van de puls wordt een wisselstroom geregistreerd (C). (Hendrick RE. 1994) (10)
6 4.3.3.1. T1-relaxatie
De T1-relaxatie beschrijft het opnieuw toenemen van de longitudinale magnetisatie bij herstel van de rusttoestand volgens de longitudinale as. Dit proces wordt ook spin-rooster relaxatie genoemd en treedt op door afgifte van energie aan de omgeving (1-3, 6, 8, 9). De waarde van de magnetisatie volgens de z-as kan genormaliseerd worden tot een waarde tussen -1 en 1 (2).
De longitudinale tijdscontante T1 is de tijd nodig om 63% van de longitudinale magnetisatie te herwinnen ten opzichte van de evenwichtswaarde (9).
De snelheid waarmee de energie aan de omgeving afgegeven wordt, is sterk afhankelijk van de aard van het weefsel. Deze afgifte gaat vlotter voor protonen in vet dan voor protonen in een kleine molecule zoals water. Daarom kan de T1-waarde variëren van een aantal milliseconden voor vet tot ruim een seconde voor sterk waterhoudende weefsels zoals grijze stof (6, 10). De T1-waarden nemen bovendien ook toe bij het aanleggen van een sterker statisch veld (10).
Het verloop van de T1-relaxatie kan beschreven worden met een exponentiële functie (12):
𝑀𝑧 = 𝑀0(1 − 𝑒−𝑡 𝑇⁄1)
Figuur 3 (a) De dipoolmomenten zijn georiënteerd volgens de richting van het magneetveld. (b) De magnetisatie gaat naar het transversaal vlak onder invloed van een radiofrequente puls en opnieuw naar longitudinaal bij het wegvallen van deze puls. (c) Verloop van de longitudinale magnetisatie in functie van de tijd. (d) Verloop van de transversale magnetisatie in functie van de tijd. (Lee N. 2012) (9)
7 4.3.3.2. T2*-relaxatie
De T2*-relaxatie beschrijft de afname van de transversale magnetisatie bij het stoppen van de RF-puls en wordt ook wel de spin-spin relaxatie genoemd. Dit fenomeen treedt op door het defaseren van de spins in een weefselstukje. Dit wil zeggen dat de spins niet langer onderling mooi gealigneerd - of ‘in fase’ - zijn, maar opnieuw een willekeurige oriëntatie aannemen (1, 2, 6). Deze mate van coherentie kan weergeven worden als een waarde tussen 0 en 1 (2). De transversale tijdsconstante T2* is de tijd waarbij slechts 37% overblijft van de transversale magnetisatie die bereikt werd na de 90°-puls (9). Deze defasering is zowel afhankelijk van intrinsieke als van extrinsieke factoren. De intrinsieke factoren zijn de minieme verschillen in de ruimtelijke en de chemische omgeving van de verschillende protonen binnen eenzelfde voxel, die leiden tot kleine variaties in resonantiefrequentie. Deze verschillen zijn eigen aan het weefsel en zijn irreversibel. Naast deze weefseleigen variaties in resonantiefrequentie, ontstaan er ook kleine afwijkingen door het aanleggen van magnetische velden en gradiënten. Een extern magneetveld gaat gepaard met een zekere mate van inhomogeniteit die ook zijn weerslag heeft op de weefsels die eraan worden onderworpen. Bepaalde excitatietechnieken, zoals het creëren van een spin echo, kunnen deze extrinsieke factoren elimineren waardoor de relaxatie in het transversale vlak enkel nog berust op de intrinsieke kenmerken van het weefsel - in dat geval wordt gesproken van T2-relaxatie. Aangezien er hierbij minder factoren bijdragen tot de defasering van de protonen, zal dit minder snel verlopen dan de T2*-relaxatie. De T2*-waarde zal dus steeds kleiner zijn dan of gelijk aan de T2-waarde (2, 10). Deze waarden zullen ook kleiner zijn voor protonen in grotere moleculen dan protonen in water, aangezien protonen in een grotere molecule meer interageren en sneller uit fase raken (10).
Het verloop van de T2*-relaxatie kan beschreven worden met een exponentiële functie (12):
𝑀𝑥𝑦= 𝑀0𝑒−𝑡 𝑇⁄ 2
Figuur 4 Grafische weergave van transversale relaxatie waaruit blijkt dat de T2*-relaxatie sneller is dan de T2 -relaxatie. (Hendrick RE. 1994) (10)
8 4.4. Kenmerken van MRI
4.4.1. Signaalcodering
Zoals eerder aangehaald, wordt bij MRI-beeldvorming de patiënt in een magneetveld met veldsterkte B0 gebracht, wat leidt tot alignering van de spins volgens de lengteas van de patiënt, de z-as. Wanneer het weefsel geëxciteerd wordt via een 90°-puls, zullen de spins kantelen naar het transversale vlak en een precessiebeweging maken rond de z-as. Deze precessiebeweging geeft in de spoelen aanleiding tot een signaal dat gebruikt zal worden om het beeld te construeren. Het probleem is dat op de hierboven beschreven manier het niet geweten is van waar het signaal precies afkomstig is. Hiervoor zal gebruik gemaakt worden van gradiënten (2, 6, 10).
De eerste stap in het coderen van het signaal bestaat erin een gradiënt aan te leggen in het magnetisch veld volgens de z-as. Door deze lineaire gradiënt in de veldsterkte, zal zich eveneens een lineaire gradiënt instellen in de Larmorfrequentie waarmee de protonen hun precessiebeweging uitvoeren. Wanneer bij excitatie een radiofrequente golf met een zekere frequentie door het weefsel gestuurd wordt, zullen bijgevolg enkel de protonen met de overeenkomstige Larmorfrequentie kantelen naar het xy-vlak en zo aanleiding geven tot een signaal. Er zal dus slechts een ‘snede’ van het weefsel geëxciteerd kunnen worden (2, 6, 10).
Om te weten van waar in deze ‘snede’ het signaal precies komt, zullen echter ook een x- en y-coördinaat aan het signaal gekoppeld moeten worden. Dit gebeurt door de fasecodering en het aanleggen van frequentiebanden. Alvorens het signaal uit het weefsel opgevangen wordt via de spoelen, wordt kortstondig een gradiënt aangelegd in de y-as. De precessiebeweging van de protonen in een strook met een iets grotere veldsterkte zal een beetje versnellen waardoor na afleggen van de gradiënt er een faseverschil zal bestaan tussen de verschillende stroken. Op het moment dat het signaal gecapteerd wordt, wordt de gradiënt volgens de x-as aangelegd. Deze gradiënt zorgt voor veranderingen in de resonantiefrequentie naargelang de positie op de x-as.
Dit proces waarbij achtereenvolgens een gradiënt wordt aangelegd in de y- en de x-richting, wordt een aantal keer doorlopen totdat de geselecteerde ‘snede’ als het ware volledig opgedeeld is in ‘weefselblokjes’ of voxels. Op basis van de fase-verschuiving en de frequentie van het gecapteerde signaal kan nu exact bepaald worden van waar in het geëxciteerde vlak het signaal afkomstig is (2, 6, 10). Deze analyse van de signalen en omzetting ervan tot een beeld op de monitor gebeurt via een twee- of driedimensionele Fourier transformatie (2, 6, 7, 10).
9 4.4.2. Pulssequentie
MRI is een veelzijdige beeldvormingstechniek waarbij verschillende methoden bestaan om een beeld te bekomen, naargelang wat men wenst te zien. Hiervoor worden verschillende schema’s gebruikt waarbij het exciteren van het weefsel en het uitlezen van het signaal heel specifiek geprogrammeerd wordt. Dit geheel wordt beschreven in de pulssequentie. Afhankelijk van de aard van de pulsen en tijd ertussen, kunnen dus verschillende sequenties onderscheiden worden (1, 2, 6, 7, 10).
De voornaamste parameters die een rol spelen in deze pulssequenties zijn de repetitietijd (TR) en de echotijd (TE). De repetitietijd is de tijd die verstrijkt tussen twee excitatiepulsen. Deze TR is belangrijk voor beelden die gebaseerd zijn op verschillen in T1. Stel twee weefsels die in rust eenzelfde longitudinale magnetisatie hebben, maar een andere T1-constante. Als men na de excitatie van deze beide weefsels lang genoeg wacht, zullen ze ongeacht hun T1-waarde allebei opnieuw hun maximale longitudinale magnetisatie bereiken. Bij de volgende excitatiepuls zal de transversale magnetisatie en bijgevolg ook het uitgezonden signaal voor beide weefsels even groot zijn. Op dat moment is er weinig T1-contrast. Als TR ingekort wordt, zal op het moment van de volgende excitatie het weefsel met de langste T1-waarde minder hersteld zijn en een beperktere transversale magnetisatie vertonen dan het andere weefsel. Door het verkorten van de TR kan het T1-contrast dus verhoogd worden (1, 2, 6, 7, 9, 10).
Figuur 5 Illustratie van de assen bij MRI beeldvorming. De z-as is bij conventie volgens de lengteas van de patiënt.
De x- en y-as bepalen dus het transversale vlak.
(https://encrypted-tbn0.gstatic.com/images?q=tbn:ANd9GcQmEyox4h8anvMMV8sAmsO3NzluQN0QBED9MnCai92MOXuG0zDW_g)
10
De echotijd geeft aan hoe lang het duurt om een signaal (een ‘echo’) te verkrijgen na de excitatie door de initiële 90°-RF-puls. Voor eenzelfde TE zal weefsel met een korte T2-waarde minder
De echotijd geeft aan hoe lang het duurt om een signaal (een ‘echo’) te verkrijgen na de excitatie door de initiële 90°-RF-puls. Voor eenzelfde TE zal weefsel met een korte T2-waarde minder