核磁共振成像造影劑的發展現狀

于兆臻，黃建雨，周贊民，李曉偉

(山東理工大學 材料科學與工程學院,山東 淄博 255049)

1 核磁共振成像

1.1 核磁共振成像的原理

磁共振成像(Magnetic Resonance Imaging，即MRI)，是利用生物磁自旋成像的一種斷層成像技術。其成像原理為做自旋運動的原子核在外加磁場下被射頻脈沖激發后會產生信號，該信號被捕捉檢測后經電腦的進一步處理可轉化為屏幕上顯示的圖像[1-2]。目前多組織的MRI信號源首選為氫原子核，因為它對磁共振的靈敏度比較高，信號也比較強，而且氫原子本身遍布人的全身。而在人體組織的成像中，核磁共振成像最多是是使用以下幾個參數間的差異成像：不同組織之間的參數差異以及正常組織與這個組織中的病變部分之間的參數差異[3]。氫原子核帶有正電，且會進行自旋，它的自旋軸的排列一般是沒有規律的，但它的自旋軸在外加磁場的作用下可以逐漸過渡到有序狀態并最終達到平衡狀態。在此狀態下，如果核自旋系統受到射頻脈沖的激發，就會引起共振效應。而當射頻脈沖這個外界刺激消失后，已被激化的原子核會恢復到原來的平衡狀態，這個過程被稱為弛豫，原子核在恢復到原來的平衡狀態這一過程會伴隨能量的釋放，能量的主要釋放形式為射電信號，其頻率與激勵波相同，這種現象就是核磁共振。射電信號經捕捉與處理后就轉化成了屏幕上的圖像。

1.2 核磁共振成像的優點

在安全性上，核磁共振成像既沒有外部創傷也沒有輻射損傷。在靈活性上，核磁共振成像也具有可以掃描任意方位斷層的特點，即核磁共振成像可以得到大多數成像技術得不到的圖像。在分辨率方面，核磁共振成像對比其他成像技術也具有明顯的優勢，尤其是在軟組織部分如直腸，關節與肌肉部分。而且核磁共振成像的成像參數較其他成像技術也比較多，而更多的參數往往便意味著更高的精確度以及更加寬廣的應用領域與應用前景[4]。核磁共振成像已經是目前最有力的日常成像手段之一[5]。

1.3 核磁共振成像的發展歷程

核磁共振現象由美國學者Bloch與Purcell于1946年首次發現，1972美國學者Paul C.Lauterbur首次提出核磁共振現象可以應用于成像，1973年第一張人體核磁共振掃描圖像被獲取，而僅僅十年之后，1983年核磁共振成像便出現了商業產品。在這之后，基于核磁共振現象開發的成像技術得到了飛速的發展。而自上世紀80年代以來，近四十年間電子技術與磁體技術也在不斷地發展，軟件編寫技術也是日新月異，核磁共振成像技術的應用范圍也隨著這些技術的發展而越來越廣，推動的一大批學科的研究進程，其精準度也在不斷提高，甚至于還可以檢測過去無法檢測的疑難雜癥。而隨著時間的推移，核磁共振成像技術必然會越發的完善與精確，它的應用范圍與前景也將更加廣闊。

2 造影劑

2.1 核磁共振成像造影劑

核磁共振成像技術雖然具有高分辨率，參數較多，掃描斷面較靈活以及較高的安全性等諸多優點，但臨床醫學發現，一些組織與腫瘤組織的弛豫時間是相互重疊的，幾近無差別，非常容易使腫瘤組織與正常組織相混淆，這導致診斷及其困難。所以，為了使病變局部的信號與正常組織的信號之間對比更加明顯，提高核磁共振成像診斷的準確性，靈活性與特異性，人們在核磁共振成像中引入了造影劑[6]。簡而言之，造影劑就是為了提高病變組織與正常組織間的差別，主要為成像后的明暗對比，增強觀察觀察效果的對比劑。

造影劑用于臨床必須符合以下幾個條件：(1)足夠的穩定性，在完成成像前不會被人體降解；(2)對人體的傷害較小或者根本對人體沒有傷害，即低于臨床允許的對人體的最低傷害；(3)具有較高的弛豫率；(4)在人體具有恰到好處的停留時間，而且在這之后能在一定的時間后排出體外，排出體外較為容易；(5)具有一定的組織器官選擇性。

2.2 造影劑的原理

核磁共振成像的信號源多為氫原子，因為氫原子不但有較強的信號與較高的靈敏度度，而且還遍布人的全身。而核磁共振成像造影劑本身并不會產生信號，而是通過改變人體內某一后某些區域組織中的氫原子的弛豫效率，使成像后這些組織在圖像中可以與周圍組織形成比較鮮明的對比，這樣間接地提高成像質量。核磁共振成像造影劑是順磁性與超順磁性物質，它們與氫原子核之間存在磁性的相互作用，其中一項表現為縱向弛豫率(1/T1)與橫向弛豫率(1/T2)的改變，從而改善成像質量，提高成像的對比度與分辨率。而造影劑的弛豫率越大，它的造影效果就越好。

2.3 造影劑的分類

每一種分子成像都有其特有的造影劑，核磁共振成像也不例外。依照造影劑的作用機理，核磁共振造影劑主要分為T1加權的造影劑與T2加權的造影劑兩大類別。而兩種造影劑的差別便在于，這種造影劑影響的是縱向弛豫時間還是橫向弛豫時間。對縱向弛豫時間影響較高的就是T1加權的造影劑，對橫向弛豫時間影響較高的便是T2加權的造影劑。特別的，因為T1加權的造影劑會使其影響的區域的信號變強從而使得其變得比其他區域更明亮，所以又稱陽性造影劑，目前廣泛使用的多為釓離子的螯合物；而T2加權的造影劑則會削弱其影響區域的信號從而使這一區域的圖像變暗，故而可以叫做陰性造影劑，T2加權的造影劑中比較有代表性的多為以Fe3O4為基底開發的造影劑。

另外，雖然T2加權的造影劑比較廉價，在人體內的循環時間比較長，同時也可以提高成像的對比度，但它使作用區域信號減弱的行為本身也會降低這些區域的成像質量，同時也容易與組織出血等圖像混淆[7]，所以就目前來講T1加權的造影劑的應用范圍更加廣泛。而T1加權的造影劑多為順磁性物質，它們大多數分布于元素周期表中的鑭系元素與第四周期的過渡元素中，因為它們擁有大量不成對的電子，這大大提高了它們的弛豫性能，其中單以結構論Gd3+是核磁共振成像造影劑的最佳選擇之一。

2.4 造影劑的研究現狀

核磁共振成像造影劑幾乎是隨著核磁共振成像技術的出現而出現的，早在1973年人類獲取第一份人體核磁共振掃描圖像時，最早提出核磁共振現象可以應用于成像的Paul C.Lauterbur便在他的文章中提出MnSO4可以作為核磁共振成像的對比劑來提高成像質量。但遺憾的是，早期的臨床診斷中并沒有意識到造影劑對診斷結果的影響，直到在臨床應用中發現一些組織與腫瘤組織的弛豫時間是相差無幾的，可能使腫瘤組織與正常組織的信號強度相似，這導致診斷難度增加。從這時起，造影劑的研究才開始提上日程。而最初投入市場使用的核磁共振成像造影劑，是釓離子的一種螯合物，Gd-DTPA ( 釓-二乙三胺五乙酸)，這種核磁共振成像造影劑在血腦屏障破裂和血管、血流動力學方面具有較高的靈敏度[8]，同時也是目前臨床最常用的核磁共振成像造影劑之一。

但是，大量的臨床病例表明，Gd-DTPA作為造影劑也有許多不理想的地方。首先Gd-DTPA對于組織器官沒有選擇性，對成像質量的提高幅度不大，這使Gd-DTPA的應用受到了一定的局限；其次釓基核磁共振成像造影劑在體內的循環時間較短，可經由人體的泌尿系統以較快的速度排出體外；最后，釓基核磁共振成像造影劑的價格一般較為昂貴，這使得釓基核磁共振成像造影劑在大規模使用時成本較高，從另外的方面限制了釓基核磁共振成像造影劑的應用。此外，釓離子本身還有一定的毒性。雖然目前的研究并不能揭示釓基造影劑與腎源系統纖維化這一病癥之間的關系，但目前幾乎所有的腎源系統纖維化病例都有過使用釓基核磁共振造影劑的經歷，這值得警惕。在此同時，由于釓基造影劑的廣泛使用，釓元素可能會在城市排水系統中富集，可能對生態系統造成影響。因此，我們需要一種能夠代替釓基核磁共振成像造影劑的造影劑。而在研究的過程中，人們逐漸將資源投入到了錳基納米材料造影劑與鐵基納米材料造影劑的研發中。其中錳基造影劑主要作為T1加權的造影劑使用，鐵基造影劑大多為T2加權的造影劑，它們作為造影劑擁有較高的弛豫率以及較為低廉的價格，同時作為納米材料，相比于常用的大分子造影劑來說，它們在人體內的循環時間也更長。

其中，對錳基材料研究開始的時間極早，早在1973年Paul C.Lauterbur便在他發表的文章中提及MnSO4，認為它可以作為核磁共振成像的對比劑來提高成像質量，但在這之后很長一段時間內，基于造影劑的研究進展緩慢的緣故，對錳基材料的核磁共振成像造影劑的研究一直沒有什么比較大的進展，直至1997年，Lin等人[9-10]發現可以通過在生物體內直接引入外源性的錳離子來增強核磁共振成像信號，從而提高核磁共振成像質量，在他們的研究中，引入的錳離子被用來神經細胞功能活動的研究。近二十年來錳基核磁共振成像造影劑的發展主要為動物的腦成像，主要可概括為追蹤神經纖維，研究大腦形態學以及對腦功能的成像。另外，一些對肝臟組織具有靶向性的含錳造影劑還可以被應用于對肝臟組織的成像研究，在檢測胰腺細胞的數量從而診斷糖尿病這一領域，含錳造影劑也有一定程度的應用[11]。目前主要使用的含錳造影劑多為錳離子的小分子化合物，但這些造影劑都有著毒性過大這一問題，過量的錳離子會在大腦的黑質還有基底節等區域富集并沉積，排出體外較為困難，這會導致腦細胞死亡，進而引發帕金森綜合癥等臨床癥狀，所以現在這些含錳離子的核磁共振成像造影劑還不能應用與人體核磁共振成像掃描。而其他商業化的錳基核磁共振成像造影劑大多為小分子或螯合物，它們的弛豫率比較低，而且在人體內的保留時間過于短暫，經人體的循環系統與泌尿系統后可能會以較快的速度排出。所以現在錳基造影劑的使用頻率并不如其他種類的造影劑。

2.5 錳基造影劑的可行性以及研究現狀

錳元素是人體必要的微量元素中的一種，因而人身體內部的錳元素的濃度可以被人體自身的循環系統自我調控，同時作為人體的必需元素之一，它對人體的破壞也比較小，即毒性較釓元素等大大降低。錳元素本身在元素周期表的第四周期過渡元素中，二價錳元素的最外層有5個未成對電子，這意味著錳元素的弛豫時間較短，可以顯著降低周圍氫原子核的弛豫周期。而對于造影劑而言，它的弛豫時間縮短，便意味著更高的弛豫率，它的成像效果就越好，能夠更好地提高成像的對比度，從而明顯提高成像質量。基于以上優勢，錳基造影劑有可能成為最有希望代替釓基造影劑的T1造影劑[12-13]。

而自從1997年時MnCl2作為研究神經細胞的造影劑被首次報道以來，這二十年來又出現了新一批可作為T1加權的造影劑的錳基造影劑，比如MnO，Mn3O4，Mn3O4@SiO2和 MnO@mSiO2等[14-17]，但這些錳基造影劑的弛豫率(r1<0.5 mM-1·s-1)全部都不如目前投入商業使用的釓基造影劑(r1≈3.4 mM-1·s-1)。目前的研究發現，錳基造影劑的弛豫率可以通過提高錳離子的順磁中心和水分子的相互作用效率來提高[18]，所以，目前設計效果更好的T1加權的造影劑的錳基造影劑的關鍵就在于提高錳的順磁中心與水分子間的相互作用效率。介孔納米材料由于它具備較大的比表面積，較大的孔徑以及孔容高而在生物醫藥領域尤其是藥物控釋方面被大量應用[19]。在近幾十年來，我們對于介孔結構在藥物控釋方面的機理有了深刻的研究與認識。而如果我們能夠將錳的順磁中心大量均勻地分布于介孔結構中，勢必能夠大大加強錳順磁中心與水分子間的相互作用，從而提高錳基造影劑的縱向弛豫率[20-21]。近年來，中國科學院上海硅酸鹽研究所施劍林研究員領導的研究組在探索新型的氧化硅介孔結構MRI造影材料方面做了諸多工作,開發了多種錳基介孔MRI造影劑[22,23]。研究人員利用高錳酸鉀分別對介孔材料MCM-41和SBA-15的表面活性劑進行氧化，在孔道表面成功負載了大量氧化錳納米粒子，使材料的r1值達到2.28 mM-1·s-1，遠高于單純MnO納米顆粒的r1值[22]。采用同樣方法，利用氧化硅空心介孔球作為造影劑基體制備出了錳基介孔空心微球，獨特的空腔結構實現了對藥物分子的高效裝載，雖然在中性(pH值=7.4)環境下r1較低(0.79 mM-1·s-1)，但在弱酸性(pH值=5.0)環境下的r1達到了8.81 mM-1·s-1的高值，大大提高了造影劑的成像效果[23]。

另外，最近的一些研究表明，硅酸根與某些金屬離子如鈣離子鎂離子等可以發生簡單的硅酸鹽反應，而且對反應條件的要求也不高，反應生成的大量納米級的金屬硅酸鹽相互堆積，就會產生擁有不同形貌特征具備多孔結構的而且材料表面均勻分布有大量金屬離子的金屬硅酸鹽材料，很多時候多孔結構便意味著更高的比表面積，而金屬離子在材料表面的大量均勻分布則意味著其順磁中心與水分子間更強的相互作用。我們課題組在介孔硅酸錳的制備及應用上做了大量的工作，我們不使用表面活性劑，在包裹了氧化鐵的氧化硅外表面原位生長出多孔結構硅酸鎳，一步合成出了一類粒徑可調的核殼結構的磁性復合硅酸鎳多孔微球，利用孔道表面豐富的Ni2+對組氨酸重組蛋白的特異性螯合作用，成功實現了對重組蛋白的高效、快速磁分離及純化[24]。此外，我們在氧化硅外表面原位生長出多孔結構硅酸錳，一步合成出了一類硅酸錳多孔微球，利用高比表面積的多孔結構實現了對抗癌藥物鹽酸阿霉素的裝載，同時利用孔道表面豐富的Mn2+分布以及對腫瘤微環境的響應性，成功實現了對荷瘤鼠腫瘤的高效T1-MRI增強造影[25]。我們在常溫常壓水相中，利用硅酸鹽反應一步合成出一類硅酸錳納米顆粒造影劑，成功實現了對荷瘤鼠腫瘤響應性的T1-MRI增強造影，靜脈注射該造影劑72 h后被小鼠完全排除體外，表現出優異的生物可降解性能[26]。

3 發展與展望

不過，錳元素畢竟只是人體所必需的微量元素而非常量元素，因而錳元素的毒性較低也只是相對釓元素而言，事實上目前幾乎所有的錳基核磁共振成像造影劑都存在著毒性過大這一問題，而過量的錳元素有可能在大腦中的某些腦區富集并沉積，變得不利于排出體外。這些錳元素會殺死腦細胞，進而可能會誘發帕金森綜合癥等病癥。目前主要的應對方式或者說研究方向有以下幾條：像處理釓離子一樣，選擇能夠與錳離子形成穩定配合物的較好的配體來降低毒性；還有一種方法是在錳基核磁共振成像造影劑中引入鈣離子，鈣離子在進入人體的過程中會與錳離子競爭，可以從物理方面降低人體對錳離子的吸收量，但這種方法因為不涉及對錳基核磁共振成像造影劑本身結構的修飾，所以對這種方法的研究與 使用較少。

納米材料是三維中至少有一維尺寸在100 nm以下的材料或者直接由納米單元構成的材料，其中我們稱尺度至少在一個維度上達到納米范圍的材料為低維納米材料。而其中納米粒子材料憑借其特殊的物理化學性質，成為了越來越多研究者研究的重點。將納米顆粒與順磁性金屬結合，不但可以提高它的弛豫率從而提高成像質量，還能提高其生物兼容性，另外，我們還可以設計一些納米系統對某些組織特異性響應，從而極大地提高造影劑的對組織器官的選擇性。比如腫瘤組織的檢測，腫瘤組織相較于正常組織來講它的化學微環境與正常組織間有一定的差異，它的pH值(5.4～6.8)[27]更低，以及谷胱甘肽的濃度2～7倍于甚至更高于正常組織(GSH=2～10 mM)[28]，這些特點使得存在設計納米系統使其對腫瘤組織特異性響應的可能性。然而，就目前文獻報道的多數納米造影劑來講，它們的制作工藝普遍較為復雜，這使得這些材料的制作成本居高不下，甚至相同成本下這些材料的弛豫率也比較低，這對于納米造影劑以后的大規模生產以及更加廣泛的應用較為不利。