Jül -4400
Mitglied der Helmholtz Gemeinschaft
Institut für Neurowissenschaften und Medizin Nuklearchemie (INM-5)
Entwicklung stabiler Mn-Komplexe für die multimodale MR/PET-Bildgebung
Marie Ruth Brandt
Berichte des Forschungszentrums Jülich 4400
Entwicklung stabiler Mn-Komplexe für die multimodale MR/PET-Bildgebung
Marie Ruth Brandt
Berichte des Forschungszentrums Jülich; 4400 ISSN 0944-2952
Institut für Neurowissenschaften und Medizin Nuklearchemie (INM-5)
Jül-4400
D 38 (Diss., Köln, Univ., 2017)
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V Für Ute und Hjalmar Sebastian Brandt
VI
Kurzzusammenfassung
Zur Darstellung von bimodalen Kontrastmitteln für die kombinierte Positronen-Emissions- Tomographie/Magnetresonanztomographie (PET/MR) auf Manganbasis wurden Derivate des Polyaminocarboxylatliganden trans-Cyclohexyldiaminotetraessigsäure (CDTA) hergestellt.
Zunächst wurde in einer fünfstufigen Synthese ein funktionalisierter, geschützter CDTA-Baustein dargestellt, der sich in modularer Weise an eine starre, niedermolekulare Einheit kuppeln lässt, um mehrere paramagnetische Koordinationseinheiten innerhalb eines Moleküls zu erhalten. Dazu wurden Versuche mit Phosphazen, Adamantan, Triazin und Benzol als zentraler Einheit unternommen.
Mit Phosphazen, Adamantylgrundgerüsten und Triazin gelang die Darstellung der Dendrimer- ähnlichen Strukturen nicht, wobei mit Benzol als zentraler Einheit durch Kupfer(I)-katalysierte, 1,3-dipolare Cycloaddition des zum Azid derivatisierten Chelatorbausteins trimere CDTA- Strukturen erhalten wurden. Dabei konnten sowohl ein Valerat-funktionalisiertes als auch eine unfunktionalisiertes Tristriazol-CDTA-Derivat (TTB-(CDTA)3) erhalten werden.
Die Radiomarkierung der erhaltenden Zielstrukturen mit dem Positronenemitter Mangan-52g wurde zunächst anhand des kommerziell erhältlichen CDTA als Modellreaktion etabliert, wobei die Reaktion bei Raumtemperatur nach einer Reaktionszeit von 30 min abgeschlossen war.
Anhand der inaktiven Referenzverbindung konnte ein Reversed-Phase-Hochdruckflüssigkeits- chromatograpie-(RP-HPLC)-Verfahren zur Abtrennung entwickelt werden. Mithilfe des über HPLC abgetrennten Radiokomplexes [52gMn][Mn(CDTA)]2- wurde dessen Serumstabilität untersucht und die Komplexdissoziation in humanem Blutserum bei 37 °C über Size-Exclusion- HPLC quantifiziert (tDiss1/2 = 12 h). Mit dem entwickelten Verfahren zur Radiomarkierung wurden die neu hergestellten TTB-(CDTA)3-Liganden in gleicher Weise erfolgreich mit 52gMn markiert.
Durch RP-HPLC konnte mithilfe der Standardverbindungen ein geeignetes Verfahren zur Abtrennung entwickelt werden.
Relaxivitätsmessungen an den trimeren Mangan-(CDTA)3-Komplexen bestätigten, dass durch Kupplung von drei paramagnetischen Mangan-CDTA-Einheiten an ein kleines, starres Zentralgerüst die longitudinale Relaxivität r1 (8,8 mmol-1s-1 bei 20 MHz, 25 °C) gegenüber dem unfunktionalisierten Mangan-CDTA deutlich gesteigert werden konnte. Durch die funktionelle Gruppe an einem der beiden hergestellten TTB-(CDTA)3-Derivate konnte ein isotop- radiomarkierter, bimodaler PET/MR-Tracer mit hoher Relaxivität und Stabilität sowie zusätzlicher Kupplungsstelle für mögliche Targetingeinheiten auf Basis von Mangan erhalten werden.
VII Abstract
Different derivatives of the polyaminocarboxylate ligand trans-cyclohexyldiaminotetraacetic acid (CDTA) were synthesized to evaluate isotopically radiolabelled manganese-based bimodal contrast agents for hybrid positron emission tomography/magnetic resonance (PET/MR) imaging.
First, a bifunctional chelating agent precursor was synthesized in five steps, which can be coupled to a small and rigid central scaffold to obtain a multimeric manganese (II) chelating unit. For this purpose, phosphazene, adamantane, triazine and benzene scaffolds were evaluated. With phosphazene, adamantane and triazine, the synthesis of multimeric ligands was unsuccessful.
When trisacetylenebenzene derivatives were used as central units, 1,3-dipolar cycloaddition with the azido-functionalized prochelator allowed obtaining a valeric acid functionalized and an unfunctionalised tristriazole-CDTA ligand (TTB-(CDTA)3).
Radiolabelling of these ligands with the positron emitting nuclide manganese-52g was first tested using commercially available CDTA, which could be successfully labelled within 30 min at room temperature. Using the non-active reference compound, a Reversed-Phase High Performance Liquid Chromatography (RP-HPLC) method was established for purification and identification of the radioactive compound [52gMn][Mn(CDTA)]2-. The purified complex was incubated in human blood serum to quantify the dissociation behaviour of the radiocomplex under in vivo conditions.
Size-Exclusion-HPLC allowed the determination of tDiss1/2 = 12 h at 37 °C. Applying the established radiolabelling protocol, the TTB-(CDTA)3-structures were successfully radiolabelled under the same conditions as before. A suitable HPLC purification method was developed using the inactive reference compounds. Relaxivity measurements performed on the unfunctionalized, trimeric manganese-CDTA-complex showed that coupling of three paramagnetic centers to a small and rigid scaffold significantly enhances the longitudinal relaxivity (r1 = 8.8 mmol-1s-1 at 20 MHz, 25 °C) as compared to unfunctionalised manganese-CDTA.
Having also synthesized a valeric acid functionalised trimeric CDTA-ligand, isotopically radiolabelled manganese-based bimodal PET/MR probes with high relaxivity, stability and possible targeting properties are within reach.
VIII Inhalt
1. Einleitung ... 1
1.1. Erzeugung von Radioaktivität und die verschiedenen Arten von Strahlung ... 1
1.2. Radioaktivität und ihre Bedeutung in der Medizin ... 7
1.3. Medizinische PET-Tracer: Begrifflichkeiten ... 9
1.4. Radiometalle und ihre Bedeutung in Positronen-Emissions-Tomographie ... 11
1.5. Magnetresonanztomographie ... 12
1.6 Kontrastmittel für die Magnetresonanztomographie ... 14
1.6.1 Funktionsweise der kontrastverstärkenden Wirkung ... 14
1.6.2. Klinisch verwendete MRT-Kontrastmittel und ihre Eigenschaften ... 19
1.7 Bimodale Kontrastmittel ... 21
1.7.1. Möglichkeiten der bimodalen Bildgebung und smarte bimodale PET/MR-Systeme .. 22
1.8. Mangan und seine Komplexverbindungen... 25
1.9 PET-Isotope von Mangan und ihre Darstellung... 26
1.10. MRT-Kontrastmittel auf Basis von Mangan(II): Gegenwärtiger Forschungsstand ... 29
2. Problemstellung ... 37
3. Ergebnisse und Diskussion ... 39
3.1. Organische Synthesen ... 39
3.1.1. Synthese einer funktionalisierten Chelatoreinheit auf der Basis von CDTA ... 39
3.1.2. Kupplungsmöglichkeiten für den funktionalisierten CDTA-Baustein... 43
3.2. Derivatisierung des Chelatorzentralbausteins ... 44
3.2.1. Kupplungsversuche an Phosphazen als zentrale Einheit ... 44
3.2.2. Kupplungsversuche an Benzolgerüsten als zentrale Einheit ... 46
3.2.3. Kupplungsversuche an Adamantan als zentraler Einheit ... 57
3.2.4. Kupplungsversuche mit Triazin als zentraler Einheit ... 62
3.3. Radiosynthesen ... 65
3.3.1. Radiomarkierung von trans-CDTA mit n.c.a. und c.a. Mangan-52g ... 65
3.3.2. N.c.a. Radiomarkierung und Analytik der hergestellten Dendrimer-ähnlichen Strukturen 12a) und 12b) ... 71
IX
3.4. Stabilitätstests von [52gMn][Mn(CDTA)]2- ([52gMn]19) in humanem Blutserum (HBS) ... 74
3.4.1. Proteinextraktionsversuche mit Acetonitril ... 75
3.4.2 Alternative Proteinextraktionsversuche ... 76
3.4.3 Analytik der Inkubationsproben durch Size-Exclusion-HPLC ... 77
3.5 Relaxivitätsmessungen am trimeren Mangan-CDTA-Komplex [Mn3(12a)]6- ... 85
4. Experimenteller Teil ... 89
4.1. Allgemeine Arbeitstechniken ... 89
4.1.1. Ionenchromatographie (IC) ... 89
4.1.2. Hochleistungs-Flüssigchromatographie (HPLC)... 90
4.1.3. Präparative Chromatographie und Dünnschichtchromatographie (TLC) ... 91
4.1.4. Spektroskopiemethoden ... 91
4.1.5 Radioanalytische Methoden ... 92
4.2. Herstellung und Aufreinigung von Mangan-52g ... 93
4.3. Organische Synthesen ... 95
4.3.1 Synthese des Liganden-Zentralbausteins... 95
4.3.2 Darstellung verschiedener Vorläufer für die Sonogashira-Kupplung ... 100
4.3.3. Synthese von Tetra-tert-butyl-4-(azidomethyl)-trans-1,2-diaminocyclohexan- N,N,N’,N’-tetraacetat (10) ... 110
4.3.4 Allgemeine Synthesevorschrift für die 1,3-dipolare Cycloaddition (“Click“- Reaktion) zwischen der Azid-funktionalisierten Chelatoreinheit (10) und Alkin- funktionalisierten Zentralgerüsten (8a-c)) bzw. 1,3,5-Triethinylbenzol. ... 111
4.3.5 Allgemeine Methode zur Entfernung der tert-Butylester-Schutzgruppen ... 113
4.3.6 Versuche zur Darstellung von Adamantylgerüsten als Zentraleinheit ... 115
4.3.7 Versuche zur Darstellung von Triazingerüsten als Zentraleinheit... 118
4.3.8. Synthese von N-(2,4-Dimethoxybenzyl)-N,N-bis-triazol-triazin-CDTA(tBu)2 (18). . 119
4.3.9 Synthese der inaktiven Referenzverbindungen zur Vergleichsmessung ... 120
4.4. Radiosynthesen ... 121
4.4.1 Radiosynthese von n.c.a. [52gMn][Mn(CDTA)]2-([52gMn]19) ... 121
4.4.2. Radiosynthese von c.a. [52gMn][Mn(CDTA)]2--([52gMn]19) ... 122
4.4.3 Radiosynthese von n.c.a. [52gMn]Nax[Mny(12a)]z- und n.c.a. [52gMn]Nax[Mny(12b)]z-122 4.5. Stabilitätstests in humanem Blutserum und PBS-Puffer ... 123
4.5.1. Serumpräparation ... 123
X
4.5.2 Inkubation von n.c.a.[52gMn][Mn(CDTA)]2- in HBS ... 123
4.6 Relaxometrische Methoden... 124
5. Zusammenfassung ... 125
6. Anhang ... 129
6.1. Abkürzungsverzeichnis ... 129
6.2. Chromatogramme ... 131
6.2.1. HPLC-Chromatogramme ... 131
6.2.2. IC-Chromatogramme ... 133
6.3.Relaxivitätsmessungen ... 134
7. Literatur... 135
Danksagung... 141
1
1. Einleitung
Seit der Entdeckung der Radioaktivität durch H. Becquerel (1896) und das Ehepaar Curie (1897) haben sich für deren Anwendung verschiedene Möglichkeiten offenbart1. Neben der Energiegewinnung durch Kernspaltung sind vor allem die medizinischen Einsatzmöglichkeiten von Radioaktivität vermehrt von Bedeutung.
Für die ersten physiologischen Untersuchungen mithilfe von radioaktiven Isotopen erhielt G. de Hevesy 1943 den Nobelpreis für Chemie. Dabei verwendete er kleinste Mengen Blei-212, um den Wurzelstoffwechsel von Pflanzen zu untersuchen2. Das Prinzip, chemische Prozesse durch Zusatz von kleinsten Mengen radioaktiver Isotope zu verfolgen, ist als „Tracerprinzip“ bekannt und basiert darauf, dass Isotope eines Elements sich chemisch ununterscheidbar verhalten, aber sich die radioaktiven Isotope einfach quantifizieren und verfolgen lassen. Dadurch lassen sich Rückschlüsse auf molekulare Prozesse ziehen. Der Einsatz sogenannter Radiotracer ist in verschiedenen Gebieten, beispielweise bei der Untersuchung von biochemischen Abläufen und bei mechanistischen Studien chemischer Reaktionen, zum Einsatz gekommen.
1.1. Erzeugung von Radioaktivität und die verschiedenen Arten von Strahlung Das Auftreten von radioaktiven Zerfallsprozessen ist sowohl eine Eigenschaft von natürlich vorkommenden Stoffen, als auch von Nukliden, die künstlich erzeugt werden.
Chemische Elemente, die ausschließlich radioaktive Isotope aufweisen, werden Radioelemente genannt, wie beispielsweise Technetium und Uran 3 . Von vielen Elementen des Periodensystems existieren natürlicherweise mehrere Isotope, von denen einige radioaktiv sind. Kommt ein Element in der Natur als lediglich ein stabiles oder sehr langlebiges Isotop vor, wird dieses Element als Reinelement bezeichnet (wie Fluor und Mangan), allerdings können durch Kernreaktionen auch von diesen Elementen radioaktive Isotope hergestellt werden. Die Gesamtheit aller Nuklide ist in der Karlsruher Nuklidkarte zusammengefasst (vgl. Abbildung 1). Dabei entsprechen die x-Achsenwerte der Neutronenzahl (N) der Nuklide und die y-Achsenwerte der Protonen- oder Ordnungszahl (Z). Parallel zur x-Achse befinden sich somit die Isotope desselben Elementes, parallel zur y-Achse die sogenannten Isotone. Nuklide gleicher Massenzahl (N+Z = konstant) werden als Isobare bezeichnet und befinden sich auf Diagonalreihen.
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3 Isotope), zerfällt der Kern unter Aussendung eines Elektrons (ß--Teilchens) und eines Antineutrinos entlang der Isobarendiagonalen in ein Isotop mit geringerem Neutronenüberschuss. Ein solcher ß--Strahler findet sich beispielsweise in Cäsium-137, welches mit einer Halbwertszeit von 30,2 Jahren zu 94,6% unter Aussendung eines ß-- Teilchens zu Barium-137m zerfälltI:
Das gebildete metastabile Bariumisotop wandelt sich anschließend über innere Konversion und Emission eines Photons in das stabile Bariumisotop 137Ba um. Bei ß-- Zerfall ändert sich die Massenzahl nicht, allerdings wandelt sich das betreffende Element in seinen Nachfolger im Periodensystem um, wobei die Kernladungszahl um 1 erhöht wird. Die frei werdende Energie eines solchen Prozesses ist dabei auf den zerfallenen Kern, das Antineutrino und das emittierte ß-Teilchen verteilt (in variablen Anteilen), woraus ein kontinuierliches Energiespektrum des Zerfalls resultiert und ß- Zerfallsenergien üblicherweise als Maximalenergie (Eßmax) angegeben werden.
Neutronenarme Nuklide (auf der Nuklidkarte links oberhalb der stabilen Isotope in orange dargestellt) zerfallen ebenfalls entlang der Isobarendiagonalen, allerdings in die entgegengesetzte Richtung und zwar unter Aussendung eines Positrons (ß+-Teilchens) und eines Neutrinos, wie beispielsweise Fluor-18:
Wie beim ß--Zerfall auch bleibt die Massenzahl konstant, allerdings sinkt die Kernladungszahl um 1. Gleiches gilt für die Kontinuität des Spektrums, da hier das Neutrino einen gewissen, ebenfalls variablen Teil der Zerfallsenergie trägt. Das emittierte Positron unterliegt in der Folge dem Annihilationsprozess. Das bedeutet, dass die kinetische Energie des Positrons von den Teilchen seiner Umgebung zunächst durch Stöße vermindert wird, bis eine zeitliche und örtliche Überlappung mit seinem Antiteilchen, dem Elektron stattfinden kann (Thermalisierung). Durch den sogenannten Annihilationsprozess vernichten sich Positron und Elektron schließlich gegenseitig und zwei Photonen der Wellenlänge 511 keV werden im 180 -Winkel vom Ort der
I Zu den übrigen 5,4% findet der Übergang direkt von Cäsium-137 zu Ba-137 statt.
4
Annihilation emittiert. Diese Energie entspricht nach der Einstein-Masse- Energiebeziehung der Ruhemasse beider Teilchen3,5.
(1)
Neutronenarme, radioaktive Kerne wandeln sich nicht ausschließlich über ß+-Zerfall um, außerdem existiert die Stabilisierung des Kerns über den Elektroneneinfang (ε). Dabei wird ein kernnahes Elektron aus der Elektronenhülle in den Kern eingefangen und vernichtet, wobei ein Neutrino entsteht. Bei dieser Zerfallsart wird kein ß-Teilchen emittiert, allerdings tritt der Elektroneneinfang bei allen ß+-Übergängen als Konkurrenzreaktion auf. Ist der Energiegewinn durch den ß-Zerfall kleiner als 511 keV (entspricht der Ruhemasse eines Elektrons), tritt ausschließlich Elektroneneinfang auf.
Während die neutronenreichen ß--Strahler öfter in der Natur vorkommen oder bei der Kernspaltung von schwereren Kernen entstehen, werden Positronenemitter meist durch Bestrahlung von Atomkernen mit Protonen oder Deuteronen künstlich erzeugt. Da die gegenseitige Coulomb-Abstoßung zwischen Atomkern und dem ebenfalls positiv geladenen Projektil allerdings eine beträchtliche Energiebarriere darstellt, muss das Projektilteilchen zur Überwindung dieser Barriere eine Mindestenergie mitbringen, die als Schwellenenergie bezeichnet wird. Die Projektilteilchen werden üblicherweise mithilfe eines Teilchenbeschleunigers beschleunigt. Seit der erstmaligen Realisierung eines Kreisbeschleunigers durch E. O. Lawrence und M. S. Livingston 1930 ist es möglich, geladene Teilchen durch ein elektrisches Feld zu beschleunigen, sie mithilfe eines Magnetfeldes auf eine Kreisbahn zu lenken so Kernreaktionen durchzuführen6. Die erste produktive Kernreaktion wurde 1940 durchgeführt, als durch Bestrahlung von Uran mit Deuteronen Plutonium erhalten werden konnte7. Ein klassisches Zyklotron besteht aus einem Elektromagneten mit einer Vakuumkammer und einer Ionenquelle in seinem Inneren (vgl. Abbildung 2). Innerhalb der Vakuumkammer befinden sich zwei D-förmige Metallelektroden, die durch einen Spalt getrennt sind. Die geladenen Teilchen, die aus der Ionenquelle austreten, werden durch die Magnetfelder auf einer kreisförmigen Bahn beschleunigt, wobei die Passage des Spaltes eine stetige Beschleunigung und Vergrößerung des Bahnradius' bewirkt. Insgesamt ergibt sich so für die Teilchen eine Spiralbewegung von innen nach außen (vgl. Abbildung 2) bei der sich die Geschwindigkeit ständig erhöht3.
5
Abbildung 2: Schematischer Aufbau einer Zyklotronkammer mit Bahn des Teilchens8.
Am äußeren Rand der Beschleunigungskammer kann nun im Falle von beschleunigten Protonen durch eine Ablenkelektrode ("Septum") das Proton aus der Kreisbahn abgelenkt werden und auf ein außerhalb liegendes Bestrahlungsziel ("Target") gelenkt werden.
Auch möglich ist die Beschleunigung von H--Ionen, die am Rand der Kammer durch eine dünne Graphitscheibe ("Stripping-Folie") von beiden Elektronen getrennt werden, wodurch sich die Polarität der Teilchen umkehrt und die Ablenkung in Richtung Target aufgrund dessen stattfindetII. Im Target finden durch die so beschleunigten Projektil- teilchen Kernreaktionen statt, da sich durch die Geschwindigkeit der Teilchen die Energieschwelle der Reaktion überwinden lässt. Formal lässt sich eine solche Kernreaktion beschreiben durch
mit N = Neutronenzahl, Z = Ordnungszahl, Ka = Ausgangsatomkern, Kb = Zielatomkern, ER = Gesamtenergieumsatz der Kernreaktion.
oder kürzer
II Diese Technik kann allerdings ausschließlich bei Protonen-Zyklotronen verwendet werden.
6
Die jeweiligen Austrittsteilchen und Energiebeträge richten sich dabei nach der Art der Kernreaktion. Im Fall der Herstellung von Fluor-18 aus schwerem Sauerstoff lässt sich die Kernreaktion folgendermaßen beschreiben:
Als Projektilteilchen werden Protonen verwendet, als Austrittsteilchen verlässt ein Neutron den Atomverband. Die Bestrahlung erfolgt üblicherweise mit hochenergetischen Protonen (≈18 MeV). Bei (p,n)-Reaktionen ist die Energiebilanz meist positiv ("endoergisch"), es muss also Energie aufgebracht werden, um die Reaktion stattfinden zu lassen (vgl. thermodyn. "endergonisch"). Dabei ist ähnlich wie bei thermodynamischen Prozessen die Gesamtenergiebilanz gemeint, die sich aus mehreren Teilbeträgen zusammensetzt. Der thermodynamisch äquivalente Terminus für den beschriebenen, durch die Coulomb-Abstoßung mitverursachten Potentialwall ist die
"Aktivierungsenergie", die zunächst aufgebracht werden muss3.
Für die Berechnung der bei der Bestrahlung hergestellten Aktivität, also der Ausbeute der Kernreaktion, lässt sich die Aktivierungsgleichung heranziehen3:
(2)
Mit AEOB = Aktivität nach der Bestrahlung (End of Bombardement)[s-1]; σ = Wirkungsquerschnitt der Kernreaktion [in barn = 10-28m2], ϕ = Teilchenflussdichte innerhalb des Targets [m-2s-1], NA = Avogadro-Konstante [6,022∙1023 mol-1], M = Molmasse des betreffenden Targetnuklids [g∙mol-1], H = natürliche Häufigkeit des Isotops, an dem die Kernreaktion stattfindet, λ = Zerfallskonstante des gebildeten Radionuklids [s-1], tirr=Dauer der Bestrahlung [s] und t2 = Zeitspanne zwischen Ende der Bestrahlung und Messung der Aktivität [s].
Dabei ist die Teilchenflussdichte ϕ eine apparative Kenngröße des verwendeten Zyklotrons. Der Wirkungsquerschnitt σ ist für jede Kernreaktion spezifisch und abhängig von der Energie der Projektile. Die Zerfallskonstante λ ist eine physikalische Kenngröße des gebildeten Nuklids und umgekehrt proportional zur dessen Halbwertszeit:
7
(3)
Selbstverständlich ist die Ausbeute, die man bei der Nuklidproduktion erhält, außerdem abhängig davon, ob sich das gebildete Nuklid ausreichend vom Targetmaterial trennen lässt. Im Falle eines Feststofftargets muss das gewünschte Nuklid nach der Bestrahlung entweder durch nasschemische, chromatographische oder thermochromatographische Prozesse aus dem Target abgetrennt werden. Außerdem ist die radionuklidische Reinheit des Produktes bei der Bestrahlung von nicht unerheblicher Bedeutung und ein limitierender Faktor.
1.2. Radioaktivität und ihre Bedeutung in der Medizin
Radioaktivität wird in verschiedenen medizinischen Bereichen eingesetzt. Dabei macht man sich die Eigenschaften der unterschiedlichen Arten von Strahlung zunutze. Der hohe lineare Energietransfer von Alphastrahlern und Auger-Emittern wird zum Beispiel bei der Krebstheraphie genutzt9. Auch hochenergetische β-Strahler wie Iod-131 werden zur therapeutischen Behandlung von Schilddrüsenerkrankungen verwendet10. In der medizi- nischen Diagnostik kommen dagegen überwiegend Photonen- (γ-Strahler wie Technetium-99m) und Positronenemitter zum Einsatz11,12. Eine bedeutende diagnos- tische Technik ist die Positronen-Emissions-Tomographie (PET), die auf der Verwendung von Positronenstrahlern mit moderater Eßmax und der Messung der Annihilationsstrahlung basiert.
Dabei wird der Positronenemitter in das zu untersuchende Objekt (bei medizinischem PET in den menschlichen Körper) eingebracht, wo es unter Aussendung eines Positrons zerfällt. Dieses Positron wird wie in Kapitel 1.1. beschrieben durch Stöße mit der umliegenden Materie abgebremst und die Annihilation findet statt. Die entstehenden Photonen interagieren nur wenig mit Materie, durchdringen nun im 180 °-Winkel zueinander das Gewebe und werden durch ein Ring-Detektorsystem außerhalb des Körpers detektiert. Dabei werden Ereignisse ausschließlich dann aufgezeichnet, wenn innerhalb einer gewissen Zeitspanne (6-12 ns) zwei Photonen gleichzeitig auf zwei gegenüberliegende Detektoreinheiten fallen (Koinzidenzmessung). Da mehrere Zerfallsereignisse an der gleichen Stelle auftreten und die Strahlung radial nach allen Seiten abgegeben wird, ist es durch 3D-Bildrekonstruktion möglich, auf den Ursprungsort der Strahlung zu schließen (vgl. Abbildung 3)13,14,15.
8
Abbildung 3: Vereinfachte Darstellung der Bildgenerierung bei der Positronen-Emissions-Tomographiemit [18F]FDG16
Die Auflösung, die durch eine solche Messanordnung erzielt wird, ist abhängig von der Energie des zunächst emittierten Positrons. Je höher dabei die kinetische Energie des emittierten Teilchens, desto weiter ist seine Reichweite im Gewebe bis zum Annihilationsprozess und desto schlechter ist die Auflösung des Systems17. Das medizinisch meist verwendete ß+-Nuklid Fluor-18 (Halbwertszeit 109,8 min) besitzt mit seiner geringen Zerfallsenergie von Eßmax = 635 keV im Gewebe eine durchschnittliche Gewebereichweite von 2,6 mm, das Positron des ß+-Nuklids Kohlenstoff-11 (Halbwertszeit 20,3 min) mit Eßmax = 0,96 MeV hat dementsprechend eine größere Reichweite (4,2 mm), was in einer schlechteren Auflösung resultiert18. Durch die hervorragende Detektierbarkeit der Photonen außerhalb des Körpers ist diese nichtinvasive Technik bestens geeignet, diagnostische Messungen durchzuführen. Je nachdem, ob der verwendete Positronenemitter sich ein einem biologisch aktiven Molekülverband befindet, können so Stoffwechselprozesse in vivo verfolgt werden und mit geeigneten mathematischen Modellen sowohl Aktivität als auch Stoffmenge des Radiotracers quantifiziert werden14. Dabei ist die Stoffmenge an Radiotracer, die für eine Messung verwendet werden muss, je nach Nuklid so gering, dass die normalen Stoffwechselprozesse des Körpers nicht gestört werden und so ein genaues Abbild erhalten werden kann.
9 1.3. Medizinische PET-Tracer: Begrifflichkeiten
Bei den meisten PET-Messungen werden dem zu untersuchenden Patienten die Radionuklide als Teil eines Moleküls mit biologischer Funktion verabreicht. Die chemische Kupplung des Radionuklids an das betreffende Molekül wird als "Markierung"
oder "Labelling" bezeichnet. Das markierte Molekül wird Radiotracer genannt und man macht sich bei der Messung das weiter oben erwähnte Tracerprinzip zunutze. Das bedeutet, dass sich ein Atom und sein radioaktives Isotop chemisch und biologisch ununterscheidbar verhalten und demnach vom Verhalten des markierten Moleküls auf alle isotopomeren Moleküle geschlossen werden kann. In vielen Fällen wird durch das radioaktive "Label" kein isotopes Atom ersetzt ("authentische Markierung"), sondern auch ein sich bezüglich Größe, Ionenradius oder Polarität ähnlich verhaltendes Atom ("analoge Markierung"). Die Wahl eines solchen Moleküls richtet sich selbstredend nach dem biochemischen Prozess, den es zu untersuchen gilt.
Bei der Untersuchung des Glucose-Stoffwechsels im Körper wird beispielsweise das Radiopharmakon [18F]FDG ([18F]Fluordeoxy-D-glucose) verwendet. Bei dieser Deoxy- D-glucose ist das Proton im Molekül an der Deoxy-Position durch ein Fluor-18-Atom ersetzt. Im Körper wird der Stoff zunächst wie Glucose behandelt und transportiert, bevor es in den Zellen einfach phosphoryliert und anschließend nicht weiter verstoffwechselt wird ("Trapping")19. Durch die daraus resultierende Anreicherung des Pharmakons in den betreffenden Zellen ist ein erhöhter Glucosebedarf einzelner Körperregionen, wie er beispielsweise bei einigen Entzündungsprozessen und Krebserkrankungen auftritt, durch PET-Messungen von außen sichtbar. Die Aktivitätsmenge, die einem Patienten bei einer PET-Messung mit [18F]FDG verabreicht wird, beträgt etwa 370 MBq. Mithilfe der Masse-Aktivitätsbeziehung
(4)
mit m = Masse des Moleküls [g]; A = Aktivität [Bq]; M = Molmasse des Moleküls [g/mol]), NA = Avogadro-Konstante, t1/2 = Halbwertszeit des betreffenden Nuklids [s]3. ergibt sich für diese Dosis eine Molekülmasse von 1,5∙10-9 g bzw. eine Stoffmenge von 8,4 pmol. Derartig geringe Mengen haben im menschlichen Körper üblicherweise einen vernachlässigbar kleinen Effekt, allerdings ergeben sich daraus andere Schwierigkeiten.
Beispielsweise haben kleinste Mengen an Verunreinigung bei der Markierung drastische
10
Einflüsse, außerdem sind Adsorptionsvorgänge an Oberflächen nicht mehr zu vernachlässigen. Insgesamt kann die Handhabe solch kleiner Stoffmengen schwierig sein und die eben genannten Gegebenheiten die Ausbeuten der Markierungsreaktion maßgeblich beeinflussen.
Eine sehr wichtige Größe in der Radiochemie ist die der spezifischen bzw. molaren Aktivität (As bzw. Am), die Aktivität einer Verbindung bezogen auf deren Masse bzw.
Stoffmenge. Bei der Produktion von Radiopharmazeutika spielt das Erlangen von hohen spezifischen Aktivitäten eine beträchtliche Rolle, da, je höher die spezifische Aktivität, desto reiner ist der Tracer. Ist bei der Radiotracersynthese zu viel inaktive Substanz beigemischt, erhöht sich die Menge, die für eine optimale Bildgebung appliziert werden muss oder die Rezeptoren für die Radiotracer werden durch zu große Mengen inaktiver Substanz gesättigt und stehen für die Bildgebung nicht mehr zur VerfügungIII. Ab einer gewissen Stoffmenge treten außerdem metabolische Effekte auf, d.h. der Stoffwechsel wird verändert und somit die Bildgebung verfälscht. Je nach Tracer kann außerdem eine toxische Wirkung eintreten. Optimale molare Aktivitäten bewegen sich im Bereich zwischen 50 und 500 GBq/μmol.
Die besprochene isotopomere, inaktive Substanz wird in der Radiochemie "Träger" oder
"Carrier" genannt. Es wird unterschieden zwischen drei Grenzfällen des Trägergehaltes:
1) "trägerfrei" (carrier free; c.f.)
2) "trägerarm" (no carrier added, n.c.a.) und 3) "mit Trägerzusatz" (carrier added, c.a.).
Der "trägerfreie" Fall ist oftmals der angestrebte Zustand und lässt sich nur dann erreichen, wenn es sich bei dem zur Markierung verwendeten Nuklid um lediglich ein Isotop des betreffenden Elementes handelt. Der "trägerarme" Fall tritt ein, wenn dem Markierungsreaktionsgemisch nicht willentlich Träger zugesetzt wird, aber die Anwesenheit von isotoper Substanz nicht ausgeschlossen werden kann (z. B.
Fluoridspuren aus Teflon bei 18F-Markierungen, CO2 im Reaktionsgemisch bei 11C- Markierungen usw.). Träger kann dem Reaktionsgemisch zugegeben werden, wenn es
III Zum Beispiel ist die Verwendung von hohen spezifischen Aktivitäten bei der Untersuchung mit radiomarkierten Rezeptorliganden von zentraler Bedeutung.
11 sich beim gewünschten Produkt aus verschiedenen Gründen entweder nicht vermeiden lässt oder man die Anwesenheit von Träger bei der in-vivo-Anwendung des Radiotracers benötigt. In diesem Falle spricht man von "geträgerten" Reaktionen.
1.4. Radiometalle und ihre Bedeutung in Positronen-Emissions-Tomographie
Die meisten nuklearmedizinischen Messungen werden mit dem Radiometall Technetium- 99m durchgeführt, insbesondere Szintigrafien von Schilddrüse und Knochen. Da dieses Nuklid sich durch innere Konversion vom metastabilen Zustand in den Grundzustand umwandelt und dabei γ-Quanten (und keine Positronen) emittiert (Halbwertszeit 6,01 h, Eγ = 143 keV), sind damit keine PET-Messungen möglich. Messungen der Strahlung von Technetium-99m werden mithilfe von Gammakameras durchgeführt (Einzelphotonen- Emissionstomographie, SPECT), was eine zweite Variante der Emissionstomographie darstellt20. Das bedeutendste Radionuklid in der PET hingegen ist Fluor-18. Das erwähnte [18F]FDG wird in der nuklearmedizinischen Diagnostik breit eingesetzt und zeichnet sich durch viele Einsatzmöglichkeiten aus21. Ebenfalls etabliert ist die Verwendung von Kupfer-64, welches zu 17,9% Positronen emittiert (Eßmax = 653 keV, Halbwertszeit 12,7 h) und sich außerdem zu 39,9% über ß--Zerfall umwandelt (Eßmax = 579 keV) 22. In der Krebstherapie wird der Kupfer-Chelatkomplex [64Cu]Cu-ATSM sowohl zur PET- Diagnostik, als auch zu therapeutischen Zwecken eingesetzt ("Thera(g)nostik)IV. In jüngster Zeit ist außerdem das Radiometall Gallium-68 (Halbwertszeit = 68 min, Eßmax = 1,899 MeV) vermehrt von Bedeutung. Durch die Bereitstellung an einem Radionuklid- Generator kann das Radionuklid schnell und einfach erhalten werden, ohne dass ein Teilchenbeschleuniger am Ort der Anwendung zur Verfügung stehen muss. Gallium-68 wird für verschiedene Radiotracer eingesetzt, wobei es aufgrund seines metallischen Charakters chemisch auf die Kupplung an biologisch aktive Moleküle durch Komplexbildner limitiert ist. Bei der Herstellung der zur Diagnostik von Prostatakrebs eingesetzten [68Ga]Ga-PSMA-Tracer wird das Radionuklid durch eine Chelatoreinheit an einen Harnstoff-basierten Inhibitor des Prostata-spezifischen Membran-Antigens (PSMA), ein membrangebundenes Glykoprotein auf Prostatazellen, gebunden. Für den bereits in klinischen Studien verwendeten Tracer [68Ga]Ga-DKFZ-PSMA-11 wird
IV Ähnlich wie bei der Radioiodtheraphie ist der lineare Energietransfer der vergleichsweise niedrigen ß-Energie von 64Cu ausreichend, um gewünschte Zellen zu zerstören, aber die Reichweite des ß-Teilchens zu gering, um großvolumigen Schaden anzurichten. Allerdings gilt auch hier, dass das Nuklid möglichst nah an das biologische Target herangebracht werden muss.
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13 können morphologische Strukturen als Schnitte oder dreidimensional erfasst werden, ohne dass ionisierende Strahlung eingesetzt werden muss.
In einem starken Magnetfeld richtet sich ein gewisser Anteil der Atomkernspins innerhalb dieses Feldes parallel bzw. antiparallel dazu aus. Dabei entsteht ein Energieunterschied zwischen den beiden Zuständen, der gemäß der Lamor-Gleichung proportional zum angelegten Magnetfeld ist25.
(5)
mit ω0=Lamorfrequenz [MHz]; B0 = angelegtes Magnetfeld [T]; γ = gyromagnetisches Verhältnis; Proportionalitätsfaktor zwischen Bahndrehimpuls eines Teilchens und seinem zugehörigen magnetischen Moment [s-1T-1].
Aus dem Eigendrehimpuls des Kerns resultiert dabei eine Präzessionsbewegung (ähnlich wie bei einem Kugelkreisel) mit einer spezifischen Frequenz, der Lamorfrequenz. Durch die unterschiedliche Ausrichtung der Kerne entsteht eine parallel zum äußeren Magnetfeld (in z-Ebene) ausgerichtete Polarisation und damit ein magnetisches Moment.
Der Energieunterschied ΔE zwischen den verschiedenen Energieniveaus (Zeeman- Niveaus) ist dabei der Lamor-Frequenz ω0 proportional25.
(6) Mit h = Plancksches Wirkungsquantum [6,626·10-34 J·s].
Der niedrigere, parallele Energiezustand lässt sich durch Anregung (z. B. durch ein eingestrahltes Zusatzfeld, einen Energiepuls in der Lamor- bzw. Resonanzfrequenz) in den höheren, antiparallelen Energiezustand überführen. Dadurch wird der zum äußeren Magnetfeld parallel ausgerichtete Kernspin ausgelenkt und rotiert in der Transversalebene (xy-Ebene). Ist die Anregung beendet, präzediert der Kern allmählich in seinen Grundzustand zurück und emittiert seine Anregungsenergie wieder. Die Zeit zwischen dem Ende der Anregung und dem Wiedererlangen des Grundzustandes wird als Relaxationszeit bezeichnet. Dabei sinkt die Magnetisierung in Richtung der Transversalebene (xy-Ebene) mit der Zeitkonstante T2, wogegen die longitudinale Magnetisierung in z-Richtung mit der Zeitkonstante T1 zunimmt, wobei T2 < T1. Diese emittierte Energie kann durch eine Empfängerspule in xy-Ebene detektiert werden. Die so gemessenen Spannungssignale werden als FID (free induction decay) bezeichnet, wobei
14
die Amplitude der emittierten Frequenzen direkt mit der Anzahl bzw. der Dichte der Kernspins innerhalb der Anordnung korreliert25.
Bei den meisten medizinischen MRTs wird die Kernspinresonanz von Wasserstoffkernen (1H) im Gewebewasser gemessen. Deren Resonanzfrequenz liegt dabei im UKW- Radiowellenbereich (30-300 MHz). Die Relaxationszeit eines jeden Wasserstoffkerns ist von seiner chemischen und molekularen Umgebung abhängig, was dazu führt, dass Gewebearten und -dichten unterscheidbar sind. Mit Hochfeld-MRTs lassen sich so Auflösungen im Submillimeterbereich erreichen26.
Abbildung 6: MRT-Bild eines menschlichen Kopfes (sagittale Ansicht)27
Die Relaxationszeit lässt sich zusätzlich beeinflussen durch den Einsatz von paramagnetischen Zentren, die sich in der molekularen Nachbarschaft aufhalten.
Paramagnetische Substanzen, die die Relaxationszeiten verkürzen (also auf die Zeitkonstanten T1 und T2 einwirken) und so zur Verbesserung dieses Gewebekontrastes in den Körper eingebracht werden, nennt man Kontrastmittel.
1.6 Kontrastmittel für die Magnetresonanztomographie 1.6.1 Funktionsweise der kontrastverstärkenden Wirkung
Kontrastmittel für die Magnetresonanztomographie werden in zwei Gruppen unterteilt:
Positive MR-Kontrastmittel, die einzelne Regionen auf dem Bild heller erscheinen lassen und negative Kontrastmittel, die den gegenteiligen Effekt haben. Dabei unterscheidet man zusätzlich zwischen Kontrastmitteln, die durch Sekundärwirkung auf die Relaxationszeit der Wasserprotonen die MRT-Signale verändern und solchen, die selbst Signale verursachen, wie [19F]Fluor-haltige Substanzen. Kontrastmittel, die aus Komplexen der paramagnetischen Ionen Mn(II) und Gd(III) bestehen, verursachen in T1-gewichteter
15 Bildgebung signalreichere, also hellere Strukturen28. Eisenoxidhaltige Kontrastmittel verursachen dagegen in T2-gewichteten Bildern eine Dunkelfärbung von normalem Gewebe, wogegen z.B. bei Lebermessungen Tumoren und weiteres entartetes Gewebe heller erscheint29. Diese Kontrastverstärkung beruht auf der (indirekten) Wirkung des Paramagnetismus der Metallkomplexe auf die Relaxationszeit der Wasserstoffatomkerne im Gewebewasser. Dabei wird die longitudinale Relaxationszeit durch den Einsatz von paramagnetischen Substanzen verkürzt, was zu einer Signalerhöhung führt und schlussendlich zu einer Aufhellung der betreffenden Region bei der Bildgebung.
Die Theorie zur Relaxation von Wassermolekül-Protonen in Gegenwart paramagnetischer Substanzen wurde in den 50er Jahren von Solomon und Bloembergen etabliert30 , 31. Demnach ist die Relaxationsrate von Wassermolekülen in Lösung gegeben durch
(7) , wobei i = 1, 2.
mit 1/Tobs = messbare Relaxationsrate in Lösung, die sich aus den der diamagnetischen Relaxationsrate 1/Td und der paramagnetischen Relaxationsrate 1/Tp zusammensetzt.
Die Änderung dieser Relaxationsrate steht nun in Gegenwart von paramagnetischen Substanzen in linearer Abhängigkeit von dessen Konzentration [M]. Dabei gilt
(8)
, wobei i = 1, 2.
Der Proportionalitätsfaktor ri wird als Relaxivität bezeichnet, sie ist ein Maß für die Signalverstärkung, die durch Kontrastmittel verursacht wird. Bei paramagnetischen Metallkomplexen setzten sich Relaxivität und Relaxationsraten zusammen aus den jeweiligen Anteilen für Wassermoleküle, die sich als Ligand nah am Metallzentrum befinden (Inner Sphere, IS) und denen, die sich weiter entfernt davon aufhalten (Outer Sphere, OS; vgl. Abbildung 7).
(9)
bzw. mit i = 1, 2.
Dabei ist die signalverstärkende Wirkung umso größer, je näher das paramagnetische Metallatom mit seinem effektiven magnetischen Moment µeff dem betreffenden Wassermolekül kommt. Ist das Wassermolekül als Ligand in der inneren Koordinationssphäre direkt an das Metallatom gebunden, ist dessen Einfluss am größten.
16
Im Zuge der Synthese von Kontrastmitteln, die eine hohe Relaxivität generieren, ist das Verhalten der Wassermoleküle in der äußeren Koordinationssphäre außerdem nur begrenzt beeinflussbar.
Abbildung 7: Schematische Darstellung der unterschiedlichen Koordinationsarten von Wassermolekülen im Gadolinium-DOTA-Komplex32
Da es sich bei der vorliegenden Arbeit um Untersuchungen zu T1-Kontrastmitteln handelt, sind im Folgenden nur Zusammenhänge zur longitudinalen (T1) Relaxation erklärt.
Für die longitudinale Inner-Sphere-Relaxationsrate (1/T1)IS gilt
(10)
Mit q = Anzahl der Wassermoleküle pro Metallzentrum; [M] = Konzentration des Kontrastmittels [mMol/L]; T1,M = Relaxationszeitkonstante der Inner-Sphere- Wassermoleküle [s]; τM = mittlere Lebensdauer des Wassermoleküls in der inneren Ligandensphäre (Kehrwert der Wasseraustauschrate kex [s])28.
und außerdem
(11)
mit T1DD = longitudinale Relaxationszeit, verursacht durch Dipol-Dipol- Wechselwirkungen und T1SC = longitudinale Relaxationszeit, verursacht durch skalare Kontaktmechanismen28.
17 Dabei besitzt die Dipol-Dipol-Wechselwirkung den größten Einfluss auf die Gesamtrelaxationsrate und es gilt 1/T1 ≈ 1/T1DD.
Die Relaxationsrate (1/T1,M, Glg. 10) steht in einer Proportionalitätsbeziehung zur relativen Korrelationszeit τci, die die Dipol-Dipol-Wechselwirkungen zwischen Protonen und Elektronen beschreibt, gemäß:
(12)
mit γI = gyromagnetisches Verhältnis des Kerns [A∙s∙kg-1]; g = Landé- Faktor[dimensionslos], µB = Bohrsches Magneton [9,274∙10-24 J∙T-1], S = Spinquantenzahl des paramagnetischen Zentrums; r = Abstand zwischen Wassermolekül und Metallzentrum [m]; µ0 = magnetische Feldkonstante [1,2566∙10-6 N∙A-2]; ωI, ωS = Kern-, Elektronenspin-Lamorfrequenzen [s-1] und τCi = Korrelationszeit [s]28.
Die Korrelationszeit τC1 ist wiederum bestimmt durch
(13)
mit τm= Lebensdauer des gebundenen Wassermoleküls [s], reziproke Wasseraustauschrate 1/kex; τR = Rotationskorrelationszeit (1/6DR; DR = Rotationsdiffusionskoeffizient) [s]; T1e = longitudinale Elektronenspin- Relaxationszeitkonstante des Metallkations [s]28.
Aus den oben genannten Beziehungen und Zusammenhängen ergibt sich, dass die Stellschrauben zum Erlangen einer hohen Korrelationszeit τC und somit einer hohen T1- Relaxivität r1
1. die Anzahl der gebundenen Inner-Sphere Wassermoleküle q, 2. die Wasseraustauschrate 1/τm bzw. kex und
3. die Rotationskorrelationszeit τR des kontrastverursachenden Moleküls darstellen.
Die Anwesenheit von mindestens einem Wassermolekül in der inneren Koordinationssphäre ist für eine kontrastgebende Wirkung erforderlich. Die Anzahl dieser gebundenen Wassermoleküle q steht in linearem Zusammenhang mit der
18
Relaxationsrate (vgl. Gl. 9), allerdings ist sie nur insofern beeinflussbar, als dass eine Koordination von einem oder mehreren Wassermolekülen sterisch möglich ist. Bei q > 1 sinkt im Allgemeinen die Komplexstabilität, wenngleich dies auf Kosten erhöhter Relaxivität stattfindet, weswegen die meisten Small-Molecule-Komplexkontrastmittel nur ein Wassermolekül in ihrer inneren Koordinationssphäre aufweisen (q = 1).
Die Wasseraustauschrate kex lässt sich ebenfalls als reziproke Lebensdauer 1/τm eines Wassermoleküls in der inneren Sphäre beschreiben, also der Geschwindigkeit des Austauschs mit dem umliegenden Gewebewasser. Sie spielt sowohl bei der Signalweitergabe der paramagnetischen Wirkung auf das umliegende Gewebewasser eine Rolle (Gl. 9), außerdem wird durch sie die Gesamtkorrelationszeit τc der Dipol-Dipol- Wechselwirkung zwischen Kern und Elektronenspin maßgeblich beeinflusst (Gl. 11+12).
Die optimale Geschwindigkeit des Austauschs ist langsam genug, um eine Protonenrelaxation zu gewährleisten, außerdem so schnell, dass die paramagnetische Wirkung in ausreichender Weise an die Umgebung weitergegeben werden kann.
Die Wasseraustauschrate ist durch die Elektronendichte innerhalb der Koordinationssphäre und somit durch die Liganden beeinflussbar. Beispielsweise konnte von Merbach et al. gezeigt werden, dass 1/τm von [Gd(DOTA)(H2O)]- und [Gd(DTPA)(H2O)]2-um etwa drei Größenordnungen niedriger ist als 1/τm von [Gd(H2O)8]2+ 33.
Die Rotationskorrelationszeit τR kann durch die Debye-Stokes-Beziehung ausgedrückt werden, die für sphärische Moleküle gilt:
(14)
mit reff als effektivem Radius des Komplexes, η = Mikroviskosität [kg/m∙s]; kB = Boltzmann-Konstante [1,380∙10-23 J/K]; und T = Temperatur [K]
Aus Beziehung (13) folgt, dass der effektive Radius des Komplexes reff einen großen Einfluss auf die Rotationskorrelationszeit hat. Dieser Radius wird beispielsweise durch Einführung von sterisch anspruchsvollen, starren Gruppen vergrößert, womit schlussendlich durch die daraus folgende verlängerte Rotationskorrelationszeit τR nach Gl. 12 die Gesamtkorrelationszeit der Relaxation beeinflusst wird, also mit steigender τR
auch r1 zunimmt. Dabei ist die Modifikation der paramagnetischen Komplexe hinsichtlich
19 ihrer Größe und Einschränkung der intramolekularen Rotation (Erhöhung von τR) besonders vielversprechend, um positiven Einfluss auf die Relaxivität zu nehmen.
1.6.2. Klinisch verwendete MRT-Kontrastmittel und ihre Eigenschaften
Die etabliertesten T1-MRT-Kontrastmittel („Weißmacher“) sind Koordinationsverbindungen von Gadolinium(III). Das Seltenerdelement besitzt als dreiwertiges Kation sieben ungepaarte Elektronen in seiner Valenzschale und ein dementsprechend großes magnetisches Moment µeff (vgl. Tabelle 1).
Aufgrund seiner Toxizität wird Gadolinium als Zentralatom in kinetisch und thermodynamisch stabilen Chelatverbindungen eingesetzt. Kommerziell erhältlich und oft verwendet wird zum Beispiel der Gd-DOTA-Komplex Dotarem® (auch gebräuchlich ist die Bezeichnung Gadotersäure), welcher seit 1989 zugelassen ist34. Das erste zugelassene MRT-Kontrastmittel Gadopentetat-Dimeglumin (Gd-DTPA, auch bekannt unter seinem Handelsnamen Magnevist®) wurde 1984 zum ersten Mal zur Anwendung gebracht und ist bis heute der meistverwendete Wirkstoff dieser Art 34. In der Klinik werden aufgrund der großen Komplexstabilität und günstigen magnetischen Eigenschaften momentan ausschließlich Gadoliniumkomplexe für T1-gewichtete MRT-Bildgebung verwendet.
Abbildung 8: Strukturformeln der Chelatorliganden DOTA (links) und DTPA (rechts).
Ähnlich günstig ist das Kation Mangan(II), dessen Elektronenkonfiguration im oktaedrischen High-Spin-Zustand fünf ungepaarte Elektronen zur Verfügung stellt. Auch Mangan besitzt demnach ein hohes magnetisches Moment (vgl. Tabelle 1).
Tabelle 1: Magnetische Momente für MRT-relevante Metallkationen35.
Ion Anzahl Elektronenkonfiguration Magnetisches Moment µeff
Elektronen berechnet gefunden
Gd3+ 7 [Xe]4f7 7,9 7,8-7,9
Mn2+ 5 [Ar]3d5 5,9 5,7-6,1
Mn3+ 4 [Ar]3d4 4,9 4,8-4,9
Fe3+ 5 [Ar]3d5 5,9 5,7-6,0
20
Der jedoch einzige klinisch bisher verwendete, auf Mangan basierende Kontrastwirkstoff ist das für die Bildgebung von Leberläsionen und Bauchspeicheldrüsenfragen eingesetzte Mangafodipir (Tesclascan®). Da Mangan in zweiwertiger Form ebenfalls neurotoxisch ist, wird im Falle von Teslascan der Komplexbildner Dipyridoxyldiphosphat (DPDP) verwendet, der die Toxizität erniedrigt36.
Abbildung 9: Strukturformel von Teslascan® (Mn-DPDP).
Obwohl das Mangankation bei Teslascan® mithilfe eines sechszähnigen Chelatorliganden komplexiert wird, kann eine Dissoziation des Komplexes in vivo nicht verhindert werden.
Durch Dephosphorylierung des Moleküls werden die Mangankationen schrittweise durch Zinkionen im Blutplasma substituiert und freigesetzt. Die oben beschriebene neurotoxische Wirkung von Mn2+ wird durch die Primärpassage der Leber zwar unterdrückt, allerdings beruht die kontrastgebende Wirkung von Tesclascan® ausschließlich auf den schrittweise freigesetzten Mn2+-Ionen, da der Komplex selbst kein Inner-Sphere-Wassermolekül besitzt. Die Anwendungszulassung für Teslascan® wurde aus diesem Grund innerhalb der europäischen Union im Jahr 2012 entzogen37.
In der folgenden Tabelle sind die Eigenschaften der besprochenen gängigen Kontrastmittel erneut zusammengefasst.
Tabelle 2: Relaxivitäten [in mmol-1s-1] und Stabilitätskonstanten (logKMLa)) von ausgewählten, MR-aktiven Verbindungen.
r1 (20 MHz, 37 °C) logKML
Dotarem® 3,8338 24,739
Magnevist® 4,0238 22,4640
Teslascan® 2,841 11,5742
[Mn(H2O)6]2+ 6,7643 -
a)KML = [ML]/[M]·[L]V, bei T = 25 °C.
VMassenwirkungsgesetz für die Komplexbildungsreaktion M + L ↔ ML
21 Aufgrund des geringeren magnetischen Moments und vor allem der generell geringeren Komplexstabilität gegenüber den Gadoliniumverbindungen ist bisher allerdings Mangan als Zentralatom in MRT-Kontrastmitteln bei klinischen Anwendungen nicht gebräuchlich und fast ausschließlich Gegenstand der Forschung.
1.7 Bimodale Kontrastmittel
Wie in Kapitel 1.2 beschrieben, besitzt die Positronen-Emissions-Tomographie viele Vorteile bei der medizinischen Bildgebung. Insbesondere ist die erlangte Spezifität durch Sichtbarmachung molekularer Prozesse dabei besonders von Bedeutung, ebenso wie ihre Sensitivität, da subnanomolare Mengen der verabreichten Radiotracer für eine optimale Bildgebung bereits ausreichen. Außerdem sind bei bekanntem Metabolismus der Radiotracer deren Aktivität und somit deren Menge quantifizierbar. Ein großer Nachteil der PET ist allerdings ihre gegenüber anderen bildgebenden Methoden vergleichsweise schlechte Ortsauflösung, die sich, wie in Kapitel 1.2 erläutert, im Millimeterbereich bewegt.
Die Ortsauflösung, die mithilfe der Magnetresonanztomographie erhalten werden kann, ist deutlich höher, außerdem lässt sich der Weichteilkontrast besser visualisieren.
Allerdings stellt sich bei MRT das Problem einer geringeren Sensitivität und der Menge an Kontrastmittel, die für ein qualitativ hochwertiges Bild verabreicht werden muss. Da diese Menge im millimolaren Bereich liegt, wird der Stoffwechsel dadurch zweifelsfrei beeinflusst. Insbesondere muss in diesen Mengen auf die Toxizität der betreffenden Verbindungen geachtet werden.
Seit der klinischen Inbetriebnahme der ersten kombinierten PET/MR-Geräte 201044 können gleichzeitig bei einer Messung mithilfe von MRT die morphologischen Strukturen in höchster Ortsauflösung erfasst werden und simultan mithilfe von Positronen-Emissions-Tomographie Stoffwechselprozesse auf molekularer Ebene verfolgt werden. Diese neuartigen, bimodalen Messungen verkürzen die Untersuchungsdauer und -häufigkeit für die Patienten, außerdem kann so auf zusätzliche Strahlungsexposition durch Röntgenstrahlung, die bei der ebenfalls bimodalen Messmethode PET/CT auftritt, verzichtet werden45. Die bisherigen klinischen Messungen werden allerdings nur mit Applikation von PET-Tracern ohne zusätzliche Zugabe von MR-Kontrastmitteln durchgeführt.
22
1.7.1. Möglichkeiten der bimodalen Bildgebung und smarte bimodale PET/MR- Systeme
Bimodale PET/MR-Tracer ermöglichen gegenüber der bisher gängigen Praxis einen verstärkten MR-Kontrast und sind in jüngster Zeit Gegenstand der Forschung. Dabei existieren grundsätzlich zwei Möglichkeiten, aus der fusionierten Anwendung von PET und MRT die größtmögliche Menge an Informationen über das untersuchte Gewebe zu erhalten:
1. Mithilfe einer Mischung aus einem PET-Radiotracer und einem MRT-Kontrastmittel (zum Beispiel [18F]FDG und Gd-DTPA) kann simultan der Stoffwechsel und die Morphologie des gleichen Gewebes durchsucht werden45.
2. Durch bimodale Kontrastmittel, welche mit beiden Messmodalitäten sichtbar gemacht werden können, ist durch die identische Pharmakokinetik das Auftreten von variierenden Messergebnissen, die sonst durch die Applikation von verschiedenen Diagnostika mutmaßlich auftreten würden, minimiert45.
Bimodale Kontrastmittel haben dabei einige Vorteile: Zum Beispiel können Regionen, die Kontrastmittel nur langsam oder unzureichend anreichern (Low Uptake Areas), durch die große Sensitivität der PET und Hochfeld-MRTs besser dargestellt werden. Durch PET ist hier die akkurate Quantifizierung von Kontrastmitteln möglich. Außerdem ist mithilfe von speziellen Kontrastmitteln die Möglichkeit der Antwort auf Biomarker gegeben wie Enzymaktivität, Temperaturerhöhung oder einen vom normalen Gewebewert abweichenden pH-Wert46. Die größte Schwierigkeit dabei, die exakte Darstellung der Gewebekonzentration des Kontrastmittels, könnte durch Zugabe eines PET-Nuklids und simultaner PET-Messung umgangen werden. Kontrastmittel, deren Relaxivität von sich veränderndem pH-Wert, Redoxvorgängen oder Enzymaktivität abhängig ist, werden als
„smarte“ Kontrastmittel bezeichnet. Diese Sensitivität wird durch die verwendeten Liganden gesteuert, deren Koordination sich mit der biologischen Umgebung verändert und so Einfluss auf die Größen τR, q oder kex und damit auf die Relaxivität genommen wird.
Die Veröffentlichungen zu bimodalen PET/MR-Kontrastmitteln konzentrieren sich vornehmlich auf den Einsatz von markierten Nanopartikeln, wie etwa Core-Shell- Systeme auf Siliciumdioxid-Basis mit durch Chelatoreinheiten konjugierten Gadolinium- und Gallium-68-Atomen auf der Oberfläche47, oder Verwendung des PET-Markers
23 Kupfer-64 in Verbindung mit Eisenoxid-Nanopartikeln48. Weniger repräsentiert in diesem Zusammenhang sind bimodale PET/MR-Agenzien auf Basis von Small-Molecule- Chelatkomplexen, die jedoch ebenfalls vielversprechende erste Ergebnisse liefern, in ihrer Herstellung allerdings wesentlich aufwändiger sind.
Notni et al. konnten 2013 durch Konjugation dreier DOTA-Einheiten an das NOTA- Derivat TRAP-(HMDA)3 49 den Liganden TRAP(HMDA-DOTA)3 herstellen, der anschließend mit Gadolinium und Gallium-68 zu einem bimodalen PET/MR- Kontrastmittel umgesetzt wurde50.
Abbildung 10: Strukturformel von Gd/68/69GaTRAP(HMDA-DOTA)350.
Durch PET/MR-Simultanmessungen an Ratten mit Beimischung des Gallium-69- Analogons konnte identisches pharmakokinetisches Verhalten belegt werden.
Der smarte bimodale Gadoliniumkomplex Gd-DOTA-4AMP-F (Frullano et al., siehe Abb. 651) beinhaltet eine funktionalisierte, paramagnetische DOTA-Einheit (blau) und in der äußeren Ligandensphäre mit 18F (rot) einen PET-Reporter. Dabei ist die MR- Relaxivität durch die Phosphonatgruppen in der äußeren Komplexsphäre je nach pH-Wert der Umgebung größer oder kleiner. Ein solches, smartes System ist zum Beispiel geeignet, über die Relaxivität einen vom normalen Gewebewert eventuell abweichendem pH-Wert, wie er bei verschiedenen malignen Zellvorgängen auftritt, zu erfassen und zusätzlich durch Quantifizierung der Aktivität die Gewebekonzentrationen zu bestimmen.
Allerdings ist es auch hier nötig, zusätzlich zur PET-Komponente noch die mit nicht radioaktivem Fluor-19 versehene Verbindung zu applizieren.
