MASTER OF MEDICINE IN DE GENEESKUNDE

MASTER OF MEDICINE IN DE GENEESKUNDE

MASTER OF MEDICINE IN DE GENEESKUNDE

This page is not available because it contains personal information.

Ghent University, Library, 2021.

i

1. Voorwoord

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 dipool-

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):

𝑀_𝑧 = 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):

𝑀_𝑥𝑦= 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 signaal genereren dan weefsel met een hogere T2-waarde. Een lage T2-constante wijst immers op een snelle defasering. Deze snelle defasering van spins zorgt ervoor dat de transversale magnetisatie nagenoeg volledig verdwenen is op het moment van signaalcaptatie waardoor het FID-signaal beperkt is. Een voldoende lange TE kan deze verschillen in defasering benadrukken en leiden tot een verhoging in het T2-contrast. Bij te lange TE daarentegen, zullen alle weefsels op het moment van het signaal volledig gerelaxeerd zijn, wat het contrast opnieuw beperkt (1, 2, 9, 10).

4.4.2.1. Spin echo beeldvorming

Bij spin echo beeldvorming (SE) wordt eerst een 90°-RF-puls gegeven. Door deze puls kantelen de spins van de protonen naar het xy-vlak waar ze allemaal in fase een precessiebeweging rond de z-as maken. Deze maximale transversale magnetisatie leidt tot een eerste sterk FID-signaal.

Dit signaal neemt echter snel af in sterkte door T2* verval. Men kan stellen dat de dipolen nog steeds een precessiebeweging maken in dezelfde richting, maar aan verschillende snelheden.

Om het verlies aan signaalsterkte tegen te gaan, kan na de eerste radiofrequente puls nog een tweede RF golf toegediend worden die de dipolen 180° zal doen kantelen, namelijk een 180°- RF-puls die op het tijdstip TE/2 wordt gegeven. Dit heeft als gevolg dat de precessie nu in de omgekeerde richting gaat, maar vooral dat de dipolen weer in fase bewegen. Deze refasering zorgt voor een tweede signaal, de ‘echo’, alvorens het eerste signaal volledig uitgedoofd is. Het echosignaal is echter niet zo sterk als het initiële signaal - het is immers nog onderhevig aan T2- relaxatie - en is uiteraard ook onderworpen aan een defasering die desgewenst weer omgekeerd kan worden door een nieuwe 180°-RF-puls te geven.

Figuur 6 Belang van het correct instellen van de repetitietijd en echotijd bij T1- en T2-gewogen beelden.

(http://www.revisemri.com/images/t1differences.gif en http://www.revisemri.com/images/t2differences.gif)

11

Door deze SE techniek kunnen extrinsieke oorzaken van defasering weggenomen worden. Het T2 verval door intrinsieke factoren kan niet tegengegaan worden (2, 6, 7, 10).

4.4.2.2. Gradiënt echo beeldvorming

Zoals de term reeds doet vermoeden, berust gradiënt echo beeldvorming op het aanleggen van gradiënten in het magnetisch veld volgens de verschillende lichaamsassen. Het principe werd eerder al besproken bij ‘signaalcodering’. Door het schakelen met gradiënten in de x-, y- en z- as wordt het weefsel opgedeeld in kleine ‘weefselblokjes’ of voxels die elk een specifiek signaal uitzenden na de excitatie met de initiële 90°-RF-puls. Ook hier worden Fourier transformaties gebruikt om de gecapteerde signalen te reconstrueren tot een beeld op de monitor (2, 6, 10).

4.4.3. Beeldcontrast 4.4.3.1. T1-contrast

T1-gewogen beelden berusten op verschillen in de T1-waarden van weefsels. Deze verschillen kunnen geaccentueerd worden door in de pulssequenties de tijd tussen de excitatiepulsen te verkorten m.a.w. door een inkorting van de TR. Voor twee weefsels met eenzelfde longitudinale magnetisatie in rust, maar met een verschillende T1-waarde, zal een verkorting van de TR een toename van het T1-contrast veroorzaken. Bij een lange TR kunnen beide weefsels opnieuw de maximale longitudinale magnetisatie bereiken en vertonen ze bij de volgende puls een gelijke transversale magnetisatie en dus ook dezelfde signaalsterkte. Bij een korte TR zal het weefsel met de langste T1 niet volledig hersteld zijn en bij de volgende puls een geringere transversale magnetisatie en signaalsterkte vertonen dan het weefsel met de kortere T1-waarde (1, 2, 6, 7, 9, 10). Voor MRI-beelden gebaseerd op T1-contrast zal men dus kiezen voor een korte TR, meestal minder dan 500 ms. Ook de echotijd of TE is bij T1-gewogen beelden kort om de invloed van T2 te vermijden (1, 2, 7, 9, 10).

Figuur 7 Grafische voorstelling van de pulsen die toegediend worden bij spin echo beeldvorming en de daaruit volgende signalen zoals ze gecapteerd worden door de spoelen. (Scherzinger AL. 1985) (7)

12 4.4.3.2. T2-contrast

T2-gewogen beelden berusten op verschillen in de T2-waarden van weefsels. Deze verschillen in T2-waarden komen sterker tot uiting bij een langere echotijd of TE. Deze echotijd geeft aan hoe lang het duurt om na een 90°-RF-puls een signaal te verkrijgen. Bij een constante TE zal een weefsel met een kortere T2-waarde minder signaal genereren omdat op het moment van de registratie de transversale magnetisatie al grotendeels of volledig verdwenen is. Als de TE onvoldoende lang is, is de relaxatie op het moment van de registratie gering en bestaat er weinig contrast tussen de weefsels door de beperkte verschillen in signaalsterkte. De TE mag echter ook niet te lang zijn, anders zijn alle weefsels volledig gedefaseerd en is er niet langer een signaal. Bij T2-gewogen beelden wordt de TE meestal ingesteld op meer dan 60 ms en deze wordt gecombineerd met een lange TR om T1-effecten te vermijden (1, 2, 8, 9).

4.4.3.3. Protondensiteitscontrast

Wanneer een lange TR gecombineerd wordt met een korte TE, worden zowel de T1- als de T2- contrasten geminimaliseerd. De signaalsterkte is in deze beelden afhankelijk van de densiteit van de protonen in het bestudeerde voxel, daarom wordt van protondensiteitsbeelden gesproken (2, 6, 9). De beelden vertonen minder contrast dan T1- of T2-gewogen beelden en worden dan ook minder frequent aangevraagd (2). Toch zijn er indicaties waarbij protondensiteitsbeelden verkozen worden. Zo zijn protondensiteitsbeelden superieur ten opzichte van CT-beelden voor wat betreft het onderscheid tussen grijze en witte stof in het centraal zenuwstelsel (2, 6).

Echotijd (TE) Repetitietijd (TR)

T1-contrast kort kort

T2-contrast lang lang

Protondensiteitscontrast kort lang

4.5. Contraststoffen

Er werd reeds eerder vermeld dat MRI een beeldvormingstechniek is met verschillende voordelen zoals het feit dat er geen nood is aan ioniserende stralen en het niet-invasieve karakter van de techniek. Ook de hoge spatiale resolutie en goede weergave van de weke delen worden vaak aangehaald als pluspunten (1-8). De sensitiviteit van MRI is hoog, maar toch beperkt in vergelijking met nucleaire beeldvorming. Om die reden werden verschillende contraststoffen ontwikkeld die aangewend kunnen worden bij MRI. De werking van deze contraststoffen is afhankelijk van hun chemische samenstelling die hieronder besproken wordt (3, 8, 9).

13

4.5.1. Contraststoffen voor T1-gewogen beelden

Voor het versterken van het contrast in T1-gewogen beelden wordt gebruik gemaakt van probes met paramagnetische eigenschappen. Dit wil zeggen dat de probes een metaalion bevatten met een permanent magnetisch moment door de aanwezigheid van ongepaarde elektronen in de atoomstructuur. Toch is er geen magnetisatie in de afwezigheid van een extern magneetveld (1, 3, 7, 13-15).

Het frequentst gebruikte metaalion is gadolinium (⁶⁴Gd³⁺), dat door zijn lange T1-constante ten opzichte van andere weefsels zorgt voor een sterker signaal op T1-beelden. De gadolinium- verbindingen worden intraveneus toegediend en worden vaak aangewend om arteriën beter in beeld te brengen (1, 3, 5, 7, 8). Naast gadolinium worden ook andere metaalionen zoals mangaan (²⁵Mn²⁺) of dysprosium (⁶⁶Dy³⁺) gebruikt die eveneens zorgen voor versterking van het T1-signaal, daarom worden ze ‘positieve contraststoffen’ genoemd (3, 5, 8, 14-16). In ongebonden staat zijn de metaalionen echter vrij toxisch. Om die reden worden ze gebonden aan chelerende liganden die hun toxiciteit beperken, zoals DTPA of di-ethyleentriaminepenta- azijnzuur (3, 5, 7).

4.5.2. Contraststoffen voor T2-gewogen beelden

SPIONs (superparamagnetic iron-oxide nanoparticles) zijn een eerste voorbeeld van een T2- contrastmiddel. De kern van deze partikels bestaat uit een ijzeroxide (zoals Fe3O4 of Fe2O3) of een samenstelling van ijzer en mangaan (3, 13, 15, 17-19). Net als bij T1-contraststoffen ontstaat een permanent magnetisch moment door de aanwezigheid van ongepaarde elektronen, maar dit magnetisch moment is aanzienlijk groter dan bij T1-contrastmiddelen. Daarom wordt van super- paramagnetisme gesproken (3, 9, 14, 15). In de afwezigheid van een extern magneetveld is hier eveneens geen magnetisatie (3, 9, 13-15). Een polymeer omhulsel rond de kern verhindert de aggregatie van de partikels en bestaat meestal uit dextraan, citraat of polyethyleenglycol (3, 5, 15, 19-21). De kenmerken van het kapsel en het superparamagnetisme dragen samen met de deeltjesgrootte en de gevoeligheid voor een magnetische omgeving bij tot de effectiviteit van de partikels (13, 22).

14

Als SPIONs in een extern magnetisch veld gebracht worden, induceren ze kleine magnetische veldjes die de relaxatie van de protonen in de omliggende watermoleculen verstoren. Dit leidt tot een snellere spin-spin relaxatie met een verkorten van T2- en T2*-constanten. De versnelde transversale relaxatie geeft op zijn beurt aanleiding tot een vermindering van de signaalsterkte bij T2-gewogen beelden; dit donkereffect op het beeld verklaart waarom deze stoffen ‘negatieve contraststoffen’ genoemd worden (3, 8, 9, 14, 16-20, 23-25). Dit negatief contrasteffect wordt als nadelig beschouwd aangezien het soms moeilijk te onderscheiden is van andere oorzaken van een hypo-intens signaal zoals een bloeding, calcificatie of metaaldepositie in het lichaam (3, 9). Toch vormen de SPIONs een waardig alternatief voor gadolinium-chelaten omwille van hun superparamagnetisme, hoge relaxiviteit, biologische afbreekbaarheid, lage toxiciteit en chemische stabiliteit (3, 5, 9, 17, 18). De hoge relaxiviteit houdt in dat reeds met een beperkte hoeveelheid contrastmiddel een belangrijk verschil in relaxatietijd bekomen kan worden. De relaxiviteit is afhankelijk van de chemische samenstelling, oppervlaktekenmerken en grootte van de partikels (3, 8, 18, 20, 26).

Andere T2-contrastmiddelen zijn de ferrieten waarbij een ijzeratoom in de kern van het partikel vervangen wordt door een ander transitiemetaal zoals mangaan (Mn), koper (Cu) of nikkel (Ni) (3, 9, 14). Van deze ferrieten geeft MnFe2O4 het sterkste contrast waardoor het aangewend kan worden als ultragevoelige probe die bovendien niet toxisch is bij de concentraties die gebruikt worden voor beeldvorming (3, 9, 18).

Ten slotte kunnen ook legeringen gebruikt worden om het contrast van T2-beelden te versterken.

Niet alle combinaties zijn echter even geschikt als contrastmedium. Zo moeten de partikels

Figuur 8 SPIONs onderworpen aan een extern statisch magneetveld induceren in dit magneetveld inhomogeniteit door hun eigen kleine magneetveldjes. Deze veldjes verstoren de relaxatie van de protonen in de omliggende watermoleculen en versnellen de T2-relaxatie met een hypo-intens (donker) effect op het beeld tot gevolg.

(Shokrollahi H. 2013) (3)

15

bestaande uit legeringen met kobalt (Co) of platinum (Pt) gestabiliseerd worden door coatings om de toxiciteit van deze ionen te beperken (3, 9, 15, 27).

4.6. Moleculaire MRI of mMRI

Moleculaire MRI houdt in dat MRI-technieken aangewend worden om op een niet-invasieve manier en met een hoge sensitiviteit de biologische processen in het lichaam in beeld te brengen.

Aangezien de specificiteit van MRI doorgaans beperkt is, wordt hiervoor gebruik gemaakt van contraststoffen die specifieke moleculen of cellen kunnen opsporen. Het vroegtijdig aantonen van moleculaire merkers van ziekte of bepaalde celtypes kan bijdragen tot een snellere diagnose van ziektebeelden. Zo kan mMRI bijvoorbeeld gebruikt worden om amyloïde plaques vast te stellen bij de ziekte van Alzheimer. Gecombineerd met kennis van biomoleculaire en genetische kenmerken die de effectiviteit van een behandeling bij een specifiek persoon bepalen, zal deze vroegtijdige detectie hopelijk leiden tot een meer individu-gerichte behandeling door therapie in toenemende mate af te stemmen op het profiel van de patiënt en zo een betere prognose te bekomen (5, 14-16). Bovenstaande toepassing in de ziekte van Alzheimer zal samen met andere toepassingen verder besproken worden bij ‘toepassingen van ijzeroxide partikels’.

5. Doelstelling

Zoals eerder al aangehaald werd, is MRI een techniek die gepaard gaat met een hoge spatiale resolutie en een uitstekende weergave van de weke delen. Dit maakt dat er doorgaans geen nood is aan extern toegediende contraststoffen aangezien de radioloog verschillende fysiologische parameters in beeld kan brengen naargelang wat hij wenst te zien. In sommige situaties kan het echter wenselijk zijn om het weefselcontrast lokaal of specifiek te verhogen. Hierbij kan een beroep gedaan worden op gadolinium-gebaseerde contraststoffen die het contrast in T1- gewogen beelden verhogen of op contraststoffen die een effect hebben op T2-gewogen beelden.

Een voorbeeld van een dergelijke contraststof zijn de ijzeroxide-partikels. Door labelen van of endocytose van deze partikels kan beeldvorming met een hogere specificiteit en sensitiviteit bekomen worden en kan men spreken van mMRI (moleculaire MRI) dat het onderwerp vormt van deze thesis. De masterproef tracht een beeld te scheppen van deze partikels en hun eigenschappen om vervolgens mogelijke preklinische en klinische toepassingen ervan te bespreken. Hierbij wordt ook aandacht besteed aan gevaren en beperkingen van deze techniek, contra-indicaties en dergelijke.

16

6. Methodologie

Voor dit literatuuronderzoek werd in de eerste plaats gebruik gemaakt van de database Pubmed.

Omdat besloten werd het werk aan te vangen met een beschrijving van de basisprincipes van MRI, werd eerst gezocht naar artikels die deze basistechnieken duidelijk toelichtten. Met oog op het vinden van een Nederlandstalig basisartikel werd in de zoekmachine Google moleculaire beeldvorming en MRI ingegeven. Zo werd het eindwerk ‘Moleculaire en Functionele Beeldvorming met Magnetische Resonantie Beeldvorming (MRI)’ van Sebastiaan Vermeulen voor de Universiteit Gent gevonden. Na het lezen van de inleiding van dit werk, die eveneens handelde over de basis van MRI, werd besloten via de sneeuwbalmethode referenties te zoeken die ook geschikt zouden kunnen zijn voor dit literatuuronderzoek. In Pubmed werd "magnetic resonance imaging"[Majr] AND "basic principles"[All Fields] gecombineerd met de filter full text om enkel die artikels te weerhouden waarvan een volledige versie beschikbaar was. Na screening van de titels en abstracts, werden enkele Engelstalige artikels weerhouden die handelden over de basisprincipes van MRI.

Het grootste deel van de artikels voor uiteindelijk gebruik in de sectie ‘resultaten’ werd gevonden door middel van de eerder algemene zoekterm “magnetic resonance imaging"[Majr]

AND "contrast media"[Majr]. Om het aantal resultaten in te perken werden ook de filters full text en review aangewend en werd de taalselectie ingesteld op Nederlands, Engels, Frans en Duits. Een selectie werd gemaakt op basis van screening van de titels en abstracts. Uiteindelijk werden toch enkel de Engelstalige artikels weerhouden. Omdat de thesis specifiek handelt over het gebruik van ijzeroxide partikels bij MRI, werd ook de combinatie "magnetic resonance imaging"[Mesh] AND "ferrosoferric oxide"[Mesh] gebruikt als zoekopdracht. Een van de artikels die via deze zoekterm gevonden werd, was ‘Development and application of endothelium-targeted microparticles for molecular magnetic resonance imaging’. Dit artikel werd me eerder al ter beschikking gesteld door de promotor en co-promotor aangezien deze review niet gratis online te vinden is. De inhoud gaf reeds een goed beeld over de kenmerken van micropartikels en hoe deze de binding aan hun doelwit kunnen beïnvloeden.

Bij de zoektocht naar artikels die zeer goed aanleunden bij het onderwerp van deze thesis, werd ook gezocht naar verwante artikels door te zoeken in de secties cited by en similar articles.

Na selectie van artikels in Pubmed, werd ook gebruik gemaakt van Web of Science. Via deze database werd zowel gekeken naar het aantal citaties bij een welbepaald artikel als naar de impactfactor van het tijdschrift waarin het verscheen. Deze cijfers dienden niet zozeer om

17

artikels te verwerpen, maar wel om in te schatten welke waarschijnlijk de meest waardevolle informatie zouden bevatten. Hierbij werd wel rekening gehouden met de subjectiviteit van de impactfactor aangezien deze op verschillende manieren door de uitgevers en de actualiteit van de topics beïnvloed kan worden.

Vervolgens werden de artikels doorgelezen, gaande van de meer algemene artikels naar artikels die specifiek toegespitst waren op een specifiek deelonderwerp. Naarmate er meer toepassingen en kenmerken van de partikels aan bod kwamen, werden soms ook specifiekere zoekopdrachten opgesteld om bepaalde aspecten verder uit te diepen. Voorbeelden hiervan zijn de zoektermen

"Viscosity"[Mesh] en "Cell Tracking"[Mesh] die telkens gecombineerd werden met de term

"Ferrosoferric Oxide"[Mesh]. Bovendien werd ook bij deze zoekopdrachten steeds de filter full text gebruikt teneinde de resultaten die enkel een abstract bevatten uit te sluiten.

Onderstaande tabel geeft weer hoeveel resultaten de respectievelijke zoektermen opleverden in Pubmed.

7. Resultaten - discussie

7.1. Kenmerken en synthese van ijzeroxide partikels 7.1.1. Kenmerken van ijzeroxide partikels

7.1.1.1. Grootte en superparamagnetisme

Superparamagnetische ijzeroxide partikels vormen een klasse van contraststoffen voor MRI waarbij de grootte van de partikels kan variëren van een aantal nanometers tot verschillende micrometers (19). Volgens de toenemende diameter wordt er een onderscheid gemaakt tussen (4, 9, 14, 16, 19, 20, 28):

 ESION (extremely small iron-oxide nanoparticles) met een diameter van < 4 nm

Zoekterm Resultaten in Pubmed

"magnetic resonance imaging"[Majr] AND "basic principles"[All Fields]

197 en 151 na inschakelen van full text

“magnetic resonance imaging"[Majr] AND "contrast media"[Majr].

7891 en 698 na inschakelen van full text, review, English, French, German en Dutch

"magnetic resonance imaging"[Mesh] AND

"ferrosoferric oxide"[Mesh

2189 en 130 na inschakelen van full text, review, English, French, German en Dutch

"viscosity"[Mesh] AND "ferrosoferric oxide"[Mesh] 22 en 18 na inschakelen van full text

"cell Tracking"[Mesh] AND "ferrosoferric oxide"[Mesh]

129 en 126 na inschakelen van full text

18

 VSOP (very small iron-oxide particles) met een diameter van 3-4 nm

 MION (monocrystalline iron-oxide nanoparticles) met een diameter van 15-20 nm

 USPIO (ultrasmall superparamagnetic iron-oxide) met een diameter van 20-40 nm

 SSPIO (standard superparamagnetic iron-oxide) met een diameter van 40-150 nm

 MPIO (micron-sized particles of iron-oxide) met een diameter van 1-5 µm

Deze partikels zijn opgebouwd uit een kristallijne kern die eventueel nog omhuld wordt door een coating. De kern bestaat meestal uit magnetiet (Fe3O4) of maghemiet (Fe2O3) (13-15, 17, 19, 27-30). Aangezien de eigenschappen van deze twee ijzeroxiden zeer gelijkend zijn en maghemiet via oxidatie kan ontstaan uit magnetiet, is het vaak moeilijk om een onderscheid te maken tussen beiden (14).

De kristalstructuur van magnetiet is een inverse spinelstructuur waarin zowel Fe²⁺- als Fe³⁺- kationen voorkomen. De anionen zijn hier gerangschikt volgens een kubisch vlak-gecentreerd stelsel. Dit wil zeggen dat de zuurstof-anionen zich bevinden op de hoekpunten van de kubussen en in het midden van ieder vlak (9, 13, 14, 31). De kubische structuur die gevormd kan worden met 32 zuurstof-anionen wordt een eenheidscel genoemd. Binnen een dergelijke eenheidscel zijn er 8 tetraëdrische punten waar een kation omringd wordt door 4 zuurstof-anionen. Deze worden bij magnetiet allemaal ingenomen door Fe³⁺. Bovendien zijn er ook nog 16 octaëdrische punten waar het centraal kation omgeven is door 6 zuurstof-anionen. Deze octaëdrische sites in de kristalstructuur worden afwisselend ingenomen door Fe³⁺ en Fe²⁺ (9, 14, 31).

De magnetische spins van de ijzerionen op de tetraëdrische sites hebben allen dezelfde richting.

Deze richting is antiparellel aan die van de magnetische spins van de ijzerionen op octaëdrische

Figuur 9 (a) Deze figuur toont de inverse spinel structuur van magnetiet. De kleine groene sferen zijn zuurstof- anionen en de grote rode en gele sferen stellen respectievelijk de tetraëdrische en octaëdrische ijzerionen voor. (b) Ruimtelijke voorstelling van tetraëdrische sites (rood) waarbij een ijzerion omgeven wordt door 4 zuurstofanionen en octaëdrische sites (geel) waarbij een ijzerion omgeven wordt door 6 zuurstofanionen. (Friák, M. 2007) (31)

19

sites. Aangezien de 8 tetraëdrische sites en 8 van de 16 octaëdrische sites ingenomen zijn door Fe³⁺-ionen en deze magnetische spins elkaar neutraliseren, wordt het magnetisch moment van magnetiet bepaald door de aanwezigheid van ongecompenseerde Fe²⁺-ionen (9, 14, 31). De kristalstructuur van maghemiet is analoog aan deze van magnetiet, maar bij maghemiet worden de tetraëdrische sites ingenomen door Fe²⁺ en is het resulterend magnetisch moment afhankelijk van de ongecompenseerde Fe³⁺-ionen (14).

Ondanks deze kristalstructuur vertonen maghemiet en magnetiet doorgaans geen magnetisatie in de afwezigheid van een extern magneetveld. De verklaring hiervoor is te vinden in de aanwezigheid van domeinen of Weiss gebieden in grotere kristallen, zoals geïllustreerd is in figuur 10 (9, 14, 16). De grootte van deze Weiss gebieden kan variëren, maar is meestal in de grootteorde van 10-100 nanometer (9, 14). Binnen een dergelijk Weiss gebied verlopen de spins parallel, maar de richting van de spins is niet voor alle gebieden hetzelfde, waardoor ze elkaar neutraliseren en er in rust geen spontane magnetisatie is (9, 14, 16). Wanneer de kristallen in een extern magneetveld gebracht worden, richten alle spins zich volgens het magneetveld en zal er magnetisatie van het materiaal optreden. Bij het wegvallen van deze magnetische stimulus, zullen de spins in de verschillende Weiss gebieden echter opnieuw een andere oriëntatie aannemen en gaat de magnetisatie verloren. (9, 14). Deze opsplitsing van het kristal in domeinen is een spontaan proces om de magnetostatische energie die ontstaat ten gevolge van de niet-gecompenseerde ijzer-ionen te beperken in rust (9).

Partikels die kleiner zijn dan een Weiss gebied vertonen een collectieve spin van alle ionen. Die partikels kunnen in bepaalde omstandigheden een permanent magnetisch moment vertonen in de afwezigheid van een extern magneetveld (9, 13, 14, 27). Het al dan niet aanwezig zijn van permanente magnetisatie in deze deeltjes is afhankelijk van de balans tussen anisotrope en thermische energie (9, 14, 17, 27, 32).

Anisotrope energie zorgt ervoor dat het magnetisch moment van de deeltjes een welbepaalde voorkeursrichting aanneemt, de zogenaamde anisotrope as (32). De richting van deze as is

Figuur 10 In rust hebben de spins van de verschillende Weiss gebieden een andere oriëntatie. Bij een toenemende sterkte van het extern magneetveld, nemen de spins dezelfde oriëntatie aan en verdwijnen deze Weiss gebieden.

(https://en.wikipedia.org/wiki/Magnetic_domain)

20

afhankelijk van de samenstelling en kristallografische structuur van het magnetisch materiaal.

Zo kunnen binnen eenzelfde kristal verschillende anisotrope assen bestaan (14). Er bestaat een recht evenredig verband tussen de partikelgrootte en de anisotrope energie die in het partikel schuilt. Kleine deeltjes zijn daarom minder onderhevig aan anisotrope energie (27).

Thermische energie geeft aanleiding tot fluctuaties in het magnetisch moment van een deeltje.

Als de thermische energie in een partikel voldoende hoog is, zal het magnetisch moment tussen de verschillende anisotrope assen schommelen en niet langer een statisch gegeven zijn (14). De energie die nodig is om het magnetisch moment uit evenwicht te brengen, wordt ook wel de blocking- of transitietemperatuur (TB) genoemd en wordt gegeven door de volgende formule:

𝐾 =^25𝑘_𝑉^𝐵𝑇𝐵 of 𝑇_𝐵= _25𝑘^𝐾𝑉

𝐵

In deze formule is TB de transitietemperatuur, K de magnetische anisotropie constante, V het volume van het partikel en kB de Boltzmannconstante die het verband aangeeft tussen energie en temperatuur (9, 17). Bij het bereiken van de transitietemperatuur TB krijgen de nanopartikels superparamagnetische eigenschappen (9, 13, 17, 32). Dit houdt in dat het magnetisch moment vanaf dan wisselt tussen de verschillende mogelijke anisotrope assen en er geen sprake meer is van permanent magnetisme. Wanneer dergelijke partikels in een extern magneetveld gebracht worden, vertonen ze een sterke magnetisatie. Bij het uitschakelen van het magneetveld, worden de partikels opnieuw volledig gedemagnetiseerd (9, 13, 15, 16, 30).

Kenmerken van de kernen van ijzeroxide partikels die aangewend worden bij MRI zijn dus erg verschillend van de kenmerken van grote kristallen magnetiet of maghemiet. De grootte van de deeltjes is dus bepalend voor hun (magnetische) eigenschappen en heeft bovendien ook een invloed op de klaring en de relaxiviteit van de deeltjes. Dit wordt hieronder besproken.

7.1.1.2. Klaring en biocompatibiliteit

In vergelijking met de paramagnetische contraststoffen die voornamelijk gebruikt worden voor het maken van T1-gewogen beelden, vertonen superparamagnetische contraststoffen een groter magnetisch moment als ze in een extern magneetveld gebracht worden. Voor deze stoffen volstaat dus een lagere dosis om een contrast te bekomen (3). De wijze van toediening van deze contrastmiddelen is afhankelijk van de grootte van de partikels en wat in beeld gebracht moet worden. Meestal worden ijzeroxide partikels intraveneus toegediend, zeker indien het USPIOs betreft (14, 15). Er zijn echter ook enkele SSPIOs op de markt die bestemd zijn voor oraal gebruik (14, 33). Hun afmetingen schommelen meestal tussen de 300 nm en 3,5 µm (15, 16).

21

Deze oraal toegediende middelen worden gebruikt om het gastro-intestinaal stelsel in beeld te brengen (7, 33). Om metabolisatie van de partikels te vermijden, worden ze voorzien van een onoplosbaar en niet biologisch afbreekbaar omhulsel (14, 19). Zo is ferumoxsil (Gastromark^® en Lumirem^®) een oraal toegediend middel voor gastro-intestinale toepassing. Het bestaat uit deeltjes met een diameter van meer dan 300 nm die omgeven zijn door een dunne laag inerte siliconen die metabolisatie ervan tegengaan (3, 16, 33-36). Deze oraal toegediende middelen worden onder andere aangewend om op niet-invasieve wijze een cholangiopancreaticografie te verrichten via MRI of om eventuele anatomische afwijkingen in de darmen op te sporen (19).

Ondanks hun veilig profiel en bewezen effectiviteit, worden deze ijzeroxide partikels niet zo frequent gebruikt (33).

De frequentst gebruikte toedieningswijze van ijzeroxide partikels is nog steeds de systemische toediening door middel van een intraveneuze injectie (14, 15). Van alle mogelijke materialen die bestaan om magnetisch beïnvloedbare partikels te creëren, is magnetiet een van de meest bestudeerde voor wat betreft toxiciteit, metabolisatie, biocompatibiliteit en farmacokinetische eigenschappen na systemische toediening. Uit deze onderzoeken is gebleken dat magnetiet niet alleen een zeer lage tot verwaarloosbare toxiciteit heeft, maar ook een excellente relaxiviteit en biocompatibiliteit (3, 9, 13, 16, 17, 21, 37-40). Magnetische partikels vervaardigd uit magnetiet kunnen in principe het ontstaan van reactive oxygen species in het organisme bevorderen en leiden tot verminderde celproliferatie tot zelfs celdood (39, 41). Bij diagnostische hoeveelheden van 20-50 mg zijn deze effecten echter niet typisch. Een dergelijke hoeveelheid ijzer is immers erg klein in vergelijking met de gemiddelde ijzervoorraad van 4 g in het menselijk lichaam (16, 18, 19, 39, 41, 42). In zeldzame gevallen kunnen er wel klachten optreden van rugpijn, hoofdpijn, lage bloeddruk of allergische reacties (40). Het toxiciteitsprofiel van de ijzeroxides is dus over het algemeen erg gunstig. Daarom vormen ze ook een goed alternatief voor contraststoffen op basis van gadolinium bij patiënten met een beperkte nierfunctie. Bij deze patiënten bestaat er immers een risico op nefrogene systemische fibrose bij het toedienen van gadolinium (3, 19, 43-45).

De halfwaardetijd van ijzeroxide partikels in de bloedbaan is afhankelijk van verschillende factoren zoals de grootte, coating en lading van de partikels. Ook de toegediende dosis contrast speelt een rol in de circulatieduur van de deeltjes (9, 28, 36, 46). Doorgaans hebben de partikels een halfwaardetijd van enkele minuten voor deeltjes groter dan 40 nm tot uren voor de kleinere deeltjes. Voor sommige toepassingen is dit echter te kort en wordt gebruik gemaakt van rode bloedcellen beladen met magneetdeeltjes of wordt de opname van de partikels door de lever

22

tegengegaan door voor de injectie van het contrast een vetachtige substantie zoals Intralipid^® toe te dienen. Dit product kan de opname van partikels tot 50% verminderen en de circulatietijd gevoelig verlengen. Dit is interessant in situaties waarin de ijzeroxide partikels gebruikt worden om andere structuren dan de lever in beeld te brengen (13, 36, 46-50).

De grootte van de magnetische partikels is een van de voornaamste factoren die bepaalt hoe en hoe snel de deeltjes uit het lichaam verwijderd worden (3, 9). Hierbij kan onderscheid gemaakt worden tussen ijzeroxide partikels die groter zijn dan 40 nm (SSPIOs en MPIOs) en de partikels die kleiner zijn dan 40 nm (USPIO).

SSPIOs en MPIOs worden vrij snel en op niet-specifieke wijze opgenomen door de monocyten, macrofagen en oligodendrogliale cellen van het reticulo-endotheliaal systeem (RES) en zo verwijderd uit de bloedbaan (9, 13, 15, 22, 28, 40, 48, 51-53). Dit maakt dat de grotere partikels een halfwaardetijd hebben van slechts enkele minuten in onze bloedbaan (13, 48). De snelheid van opname door deze cellen neemt bovendien toe naarmate de diameter van de partikels groter wordt (4, 22). Grotere deeltjes worden immers sneller geopsoniseerd (beladen met component) en geklaard door het RES (3, 28, 29). De partikels komen vooral terecht ter hoogte van de lever, de milt, het beenmerg en in mindere mate de lymfeknopen (14-16, 19, 51, 54-56).

Na de opname in de macrofagen worden de deeltjes lysosomaal afgebroken (9, 51, 57). Het ijzer uit de kern wordt onder de vorm van hemosiderine en/of ferritine gerecycleerd om aan de lichaamsvoorraad ijzer toegevoegd te worden (9, 19, 29, 40, 51, 58). Het ijzer uit de kern wordt gebruikt bij de hematopoëse en voor het aanvullen van het ijzer dat via de feces verloren gaat door afschilfering van epitheliale cellen in de gastro-intestinale tractus (9, 13, 36, 40). De afbraak en klaring van het coating-materiaal kan variëren, maar gebeurt voor dextraan vooral renaal (36, 40, 58).

De hierboven besproken niet-specifieke opname van de grotere SPIOs door het RES maakt het mogelijk om via MRI klinisch en preklinisch diagnoses te stellen (19). Zo beschikken tumorale cellen niet over een RES en kunnen ze bijgevolg geen magnetische partikels opnemen. Hun relaxatietijd zal dus niet beïnvloed worden, waardoor ze onderscheiden kunnen worden van de gezonde weefsels (3, 14, 19). In zieke weefsels zullen de deeltjes immers geen aanleiding geven tot verlies in signaalintensiteit, waardoor het contrast met het gezond weefsel versterkt wordt (3, 19). Zo kunnen onder andere primaire en secundaire leverletsels in beeld gebracht worden (19, 28).

23

USPIOs en VSOPs zijn kleiner dan de SSPIOs en MPIOs en hebben vaak een hydrofiele mantel.

Hierdoor worden ze minder snel herkend en opgenomen door macrofagen in lever en milt (16, 28). De halfwaardetijd van deze partikels kleiner dan 40 nm is bijgevolg langer dan die van de grotere partikels. Doordat deze kleine deeltjes langer in de bloedbaan aanwezig zijn, kunnen ze specifiek gebruikt worden om de circulatie in beeld te brengen en verhoogt bovendien de kans dat ze in de diepere weefsels kunnen penetreren om ook daar voor contrast te zorgen (14, 28, 54). Toch is de halfwaardetijd slechts in de grootteorde van minuten tot uren (36, 46). Voor het maken van een angiografie moet het bloed verzadigd zijn met contrast. Dit is echter moeilijk bij dergelijke halfwaardetijden (20). Om de relatief korte circulatietijd van ijzeroxide partikels te omzeilen, kunnen ze toegediend worden onder vorm van rode bloedcellen aangezien deze een biologisch halfleven hebben van ongeveer 3 maanden (50). Het laden van rode bloedcellen dient echter in een laboratorium te gebeuren aangezien ze de SPIOs niet spontaan opnemen (20, 59). De VSOPs met hun diameter kleiner dan 5 nm, kunnen zelfs door de glomeruli en worden dus renaal geklaard (9, 13, 60). De ideale diameter van partikels voor systemische toediening is bijgevolg 10-100 nm. Klein genoeg om massale opname door de macrofagen te vermijden en groot genoeg om niet te snel renaal geklaard te worden (13).

Een tweede belangrijke factor die een rol speelt in de klaring van ijzeroxide partikels, is het al dan niet coaten van de partikels (4). Naakte partikels (i.e. een ijzeroxide kern zonder mantel) vertonen de neiging om na toediening te agglomereren (13, 15, 61, 62). Deze neiging tot aggregatie van de partikels kan verklaard worden door magnetische interacties en van der Waals krachten tussen de deeltjes (20, 28, 63). Ook de adsorptie van plasmaeiwitten uit de bloedbaan draagt bij tot de clustervorming (13, 15). Naarmate de cluster groter wordt, zal deze sneller geklaard worden via het RES (4, 64). Als het aggregaat te groot wordt, is zelfs embolisatie van de vaten mogelijk (13, 15, 61). Er is dus nood aan voldoende kleine partikels die door een goed surfactant beschermd worden (61). Het coaten van de ijzeroxide deeltjes beschermt niet alleen

Figuur 11 (A) MRI beeld zonder toegevoegd contrast. Er zijn geen duidelijke letsels te zien in de lever. (B) MRI beeld na contrasttoediening. Aangezien de tumorcellen niet beschikken over een RES, nemen ze geen ijzeroxide partikels op. Ze zijn goed te onderscheiden van gezond leverparenchym dat door contrastopname een verminderde signaalintensiteit heeft. (Hofmann-Amtenbrink M. 2010) (15)

24

tegen ongewenste aggregatie, maar ook tegen de oxidatie van de kern (4, 13, 20, 63). Zo kan het omhullen van de kern met dextraan of een coat van polymeren helpen om de partikels langer te laten circuleren. Op deze manier komen meer deeltjes terecht ter hoogte van het doelwitorgaan (64).

Niet enkel de coating op zich, maar ook de lading van de coat speelt een rol in de herkenning door macrofagen en bijgevolg ook in de klaring van de deeltjes (65). SPIOs met een neutraal oppervlak worden minder snel geopsoniseerd en geklaard dan partikels met een sterk ionisch omhulsel. Ook een hydrofiele mantel werkt beschermend tegen opname door de macrofagen.

Hydrofobe coatings hebben daarentegen een beduidend korter halfleven (9, 28, 29, 48, 66).

Tot slot kan ook de toegediende dosis contrast een invloed hebben op de halfwaardetijd van de deeltjes in het lichaam. Naarmate de toegediende dosis hoger wordt, neemt ook de circulatietijd van sommige partikels toe. Zo kunnen SPIOs met een silica coating op dosis-afhankelijke wijze een cytotoxisch effect uitoefenen op de macrofagen die instaan voor hun klaring en bijgevolg de verdere klaring vertragen. De dosis-afhankelijkheid van de halfwaardetijd is echter minimaal in vergelijking met de invloed die de deeltjesgrootte, lading en coating hebben (20, 22, 29).

Uit het bovenstaande kan geconcludeerd worden dat er veel verschillende factoren de klaring van de ijzeroxide deeltjes in het lichaam beïnvloeden. Wanneer er om een bepaalde reden nood is aan seriële beeldvorming, is het belangrijk dat de deeltjes lang genoeg circuleren om een goed beeld te kunnen maken, maar anderzijds ook voldoende snel geklaard worden om bij de volgende beelden geen aanleiding te geven tot aspecifieke contrasteffecten (4). Een goede kennis van de contrastmiddelen en hun eigenschappen is dus noodzakelijk.

7.1.1.3. Relaxiviteit

De relaxiviteit r is een parameter die aangeeft in welke mate een contrastmiddel in staat is om de relaxatie van weefsels te beïnvloeden en wordt bepaald door de verandering in relaxatie te delen door de concentratie van de toegediende contraststof. Dus hoe hoger deze waarde, hoe minder contraststof nodig is om een effect te bekomen (3, 14, 20). In vergelijking met paramagnetische contrastmiddelen zoals gadolinium, beschikken de superparamagnetische ijzeroxide partikels over een hogere molaire relaxiviteit en wordt er dus een sterker contrast bekomen met dezelfde hoeveelheid contrastmiddel (3).

Het contrast dat bekomen wordt bij gebruik van SPIOs, is een indirect contrast. Hiermee wordt bedoeld dat het niet zozeer de contraststof zelf is die in beeld gebracht wordt, als wel de effecten van deze contraststof op omliggende weefsels (16). Wanneer SPIOs onderworpen worden aan

25

een extern magneetveld, induceren ze immers op hun beurt kleine magnetische veldjes die het groter veld verstoren en zorgen voor inhomogeniteit. Deze heterogeniteit verstoort de spins van protonen in de nabije omgeving van de partikels. Er bestaat immers een dipolaire interactie tussen de proton spins enerzijds en de magnetische momenten van de SPIOs anderzijds. Deze interactie zorgt ervoor dat de protonen sneller uit fase raken en de transversale relaxatie versneld wordt. De daaruit volgende verkorting van de T2- en T2*-relaxatietijd leidt tot een verminderde signaalsterkte in T2- en T2*-beelden (3, 9, 14-16, 19, 22-24, 36, 67-69). Dit hypo-intens signaal, dat veroorzaakt wordt door ijzeroxide partikels, heeft geleid tot de term ‘negatieve contraststof’

(3, 8, 9, 14, 16-20, 23-25).

Anderzijds leidt het versneld defaseren van protonen ook tot een kortere longitudinale relaxatie.

Dit zorgt dan weer voor een sterker signaal op T1-gewogen beelden, wat erop wijst dat sommige ijzeroxide partikels ook aangewend kunnen worden als ‘positieve contraststoffen’ (3, 5, 8, 9, 14-16, 19, 22-24, 67-69). Zo kunnen USPIOs met hun hoge longitudinale relaxiviteit en relatief lange halfwaardetijd aangewend worden om angiografieën te maken en het bloedvolume van tumoren te bepalen op T1-gewogen beelden (14, 19, 28, 36).

De relaxiviteit van de superparamagnetische partikels is afhankelijk van verschillende factoren zoals de grootte van de deeltjes, de mate van clustering en de oppervlaktekenmerken. Ook het omgevend magneetveld en de saturatie magnetisatie van de partikels spelen een rol (3, 14, 70).

De eerste belangrijke beïnvloedende factor is de deeltjesgrootte. Elke SPIO bevat duizenden ijzeratomen die inhomogeniteit induceren in het magneetveld en de spins van protonen in naburige watermoleculen verstoren, wat hoge r2- en r2*-waarden tot gevolg heeft (5). MPIOs hebben grotere afmetingen dan bijvoorbeeld de USPIOs waardoor op de plaats van accumulatie een grotere hoeveelheid ijzer aanwezig is en het contrasteffect bijgevolg ook sterker zal zijn (71). Bij MPIOs is het contrasteffect op beeld ongeveer 50 keer groter dan de grootte van het partikel. Dit fenomeen wordt het blooming effect genoemd en is zeer nuttig om de zichtbaarheid van contrastmiddelen te verhogen. Anderzijds zorgt dit blooming effect ook voor een maskeren van de anatomische structuren in de omgeving van het partikel en wordt het bovendien moeilijk om de ware grootte van een letsel in te schatten aangezien de grootte van het contrasteffect niet overeenstemt met de deeltjesgrootte (23, 24).

26

Over het algemeen nemen r2-en r2*-relaxiviteit toe met een toenemende diameter van de enkelkernige partikels (9, 19, 29, 67, 72, 73). Vanaf een bepaalde diameter wordt de relaxiviteit echter onafhankelijk van de deeltjesgrootte en heeft het geen zin om de partikels nog groter te maken (29, 67, 74). Naargelang het onderzoek schommelt deze diameter tussen de 50 nm (74) en 60 nm (29).

In tegenstelling tot de transversale relaxiviteit, neemt de longitudinale relaxiviteit r1 toe als de diameter van de partikels afneemt (19, 29). Dit is te wijten aan het spin canting effect. De spins aan het oppervlak van magnetische partikels vertonen in tegenstelling tot de mooi gealigneerde centrale spins geen duidelijke ordening (9, 27, 36). Naarmate ijzeroxide deeltjes kleiner worden, wordt de verhouding oppervlakte over volume van de deeltjes steeds groter. Kleinere partikels hebben dus proportioneel meer ongeordende spins dan grotere partikels. Bijgevolg zal ook de magnetisatie van deze deeltjes beperkter zijn, waardoor ze minder effect kunnen uitoefenen op de proton spins van de omgevende watermoleculen (9). Desondanks is de r1-relaxiviteit minder gevoelig voor wijzigende partikelgrootte dan de r2- en r2*-relaxiviteit (73).

Figuur 12 Deze figuur toont aan dat de spins van de protonen in de magnetische kern mooi gealigneerd zijn, maar dat de spins van de protonen aan het oppervlak van het partikel willekeurig georiënteerd zijn. Bij het kleiner worden van de partikels neemt de oppervlakte-volume ratio toe en zijn er proportioneel meer ongeordende spins, waardoor de magnetisatie afneemt. (Shokrollahi H. 2013) (3)

Figuur 13 Op beeld (A) is in het kader te zien dat het signaal van het ijzeroxide partikel goed contrasteert met het omliggende weefsel. Het signaal is echter niet mooi sferisch, maar eerder grillig en bovendien ook groter dan de eigenlijke diameter van het deeltje. Dit fenomeen wordt het blooming effect genoemd. (Korchinski D.J. 2015) (20)