DE69920425T2

DE69920425T2 - Verwendung von teilchenförmigen kontrastmitteln in der diagnostischen bilderzeugung zur untersuchung physiologischer parameter

Info

Publication number: DE69920425T2
Application number: DE69920425T
Authority: DE
Inventors: Lise Sigrid FOSSHEIM; Jo Klaveness; Atle Bjornerud; Pal Rongved; Klaes Golman; Roald Skurtveit
Original assignee: Amersham Health AS
Current assignee: GE Healthcare AS
Priority date: 1998-04-09
Filing date: 1999-04-09
Publication date: 2005-09-29
Anticipated expiration: 2019-04-10
Also published as: US20090191131A1; AU760697B2; CN1221250C; ATE276745T1; WO1999052505A1; US20050136002A1; DE69920425D1; JP2002511312A; EP1069888B1; CA2327816A1; RU2207808C2; CN1303273A; AU3432999A; EP1069888A1

Description

Diese Erfindung bezieht sich auf die Verwendung teilchenförmiger Kontrastmittel in diagnostischen Bildgebungsprozeduren zum Studieren physiologischer Parameter des untersuchten Subjekts.
In diagnostischen Bildgebungsprozeduren, z.B. Röntgenstrahlung, MRI, Ultraschall, Lichtbildgebung und Nuklearbildgebung, war lange bekannt, Kontrastmittel zu verwenden, um die Visualisierung bestimmter Organe oder Gewebe zu vereinfachen oder erkrankte oder nicht richtig funktionierende Bereiche zu identifizieren, d.h. morphologische Bilder zu erzeugen.
Die vorliegende Erfindung befasst sich mit der Verwendung von parenteral verabreichten teilchenförmigen Kontrastmitteln für das quantitative oder qualitative Studium physiologischer Parameter innerhalb des menschlichen oder nicht-tierischen (zum Beispiel Säuger-, Vogel- oder Reptilien-, aber bevorzugt Säuger-)Körpers.
Derartige Parameter umfassen zum Beispiel den pH, die Temperatur, den Druck, Sauerstoffspannung, Kohlendioxidspannung, Ionenspannung/Konzentration, die Anwesenheit oder Konzentration von anderen Körpermetaboliten oder -enzymen und Zelloberflächeneigenschaften, z.B. das Vorhandensein oder Nichtvorhandensein verschiedener Zelloberflächenrezeptoren. Parameter wie diese können kennzeichnend sein für das normale oder abnormale Funktionieren des Körpers als ein Ganzes oder eines bestimmten lokalisierten Bereiches, z.B. eines Organs, das tumorhaft, infiziert oder auf andere Weise nicht richtig funktionierend sein kann oder nicht. Ebenso können Variationen in derartigen Parametern als Antwort auf Arzneimittel oder andere Behandlungen, die dem Körper verabreicht werden, z.B. hyperthermische Behandlung, auftreten. Als eine Folge kann die quantitative, semiquantitative oder sogar qualitative Bestimmung derartiger Parameter verwendet werden, um die Notwendigkeit für eine bestimmte Behandlung zu bewerten oder den Erfolg einer bestimmten Behandlung zu überwachen.
Der pH und die Temperatur sind besonders wichtig als Indikatoren einer Abnormalität oder Dysfunktion.
Mehrere in-vivo-Verfahren, sowohl Bildgebungstechniken, als auch Nichtbildgebungstechniken, können verwendet werden, um physiologische Parameter zu studieren, z.B. eine Erkrankung zu diagnostizieren. Typische Nichtbildgebungstechniken umfassen einfache Blutdruckmessungen, Elektrokardiographie oder Elektrozephalographie zur Detektion elektrischer Ströme im Herzmuskel beziehungsweise Gehirn, und andere einfache Tests, die in den Praxen oder Hospitälern ausgeführt werden. Heute werden auch eine Vielfalt von Bildgebungstechniken verwendet. Die am häufigsten verwendeten Verfahren umfassen verschiedene auf Röntgenstrahlen basierende Techniken, MRI, Ultraschall und diagnostische Verfahren, die auf radioaktiven Materialien basieren (z.B. Szintigraphie, PET und SPECT). Andere diagnostische Bildgebungsverfahren umfassen Lichtbildgebungsmodalitäten, Overhauser-MR (OMRI), Sauerstoffbildgebung (OXI), die auf OMRI basiert, Magnetic Source Imaging (MSI), Applied Potential Tomography (APT) und Bildgebungsverfahren, die auf Mikrowellen basieren.
Die mit Röntgenstrahlungstechniken erhaltenen Bilder reflektieren die verschiedenen Dichten von Strukturen/Organen/Geweben im Körper des Patienten. Kontrastmittel werden heute verwendet, um den Bildkontrast bei Untersuchungen eines weichen Gewebes zu verbessern. Beispiele derartiger Kontrastmittel umfassen Gas (negativer Kontrasteffekt relativ zum Gewebe); Bariumsulfatsuspensionen; und iodierte Mittel einschließlich ionische monomere Mittel, nicht-ionische Monomere, ionische Dimere und nicht-ionische Dimere. Typische Beispiele kommerzieller Röntgenstrahlungskontrastmittel sind Omnipaque^® und Visipague^®.
MRI ist ein Bildgebungsverfahren, das allgemein auf Wechselwirkungen zwischen Radiowellen und Körpergewebe-Wasserprotonen in einem magnetischen Feld basieren. Der Kontrastparameter oder die Signalintensität ist abhängig von mehreren Faktoren einschließlich Protonendichte, Spinngitter (T), und Spin-Spin(T)-Relaxationszeiten von Wasserprotonen. Typische kommerzielle MRI-Kontrastmittel umfassen Omniscan^®, Magnevist^® und ProHance^®.
Ultraschall ist eine andere wertvolle Modalität bei der diagnostischen Bildgebung, da sie nicht die Verwendung ionisierender Strahlung beinhaltet. In Ultraschalluntersuchungen wird der Patient im Allgemeinen Schallwellen in der Frequenz von 1 bis 10 MHz ausgesetzt. Diese Schallwellen (oder Ultraschallwellen) durchdringen das Gewebe oder werden davon reflektiert. Die übertragenen oder reflektierten Schallwellen werden durch ein „Mikrophon" detektiert und bilden die Basis zur Entwicklung einec Ultraschallbildes. Ultraschallbildgebung ist ein Verfahren der Wahl bei Schwangerschaftsuntersu chungen und Geburtskontrolle und der Diagnose von kardiovaskulären und Lebererkrankungen.
Obwohl Ultraschallkontrastmittel genehmigt wurden, gibt es noch keine allgemeine Verwendung dieser Mittel. Der Hauptgrund dafür ist die schlechte Wirksamkeit der Mittel der „ersten Generation". Die Ultraschallkontrastmittel, die gegenwärtig in Entwicklung sind, basieren auf eingekapseltem Gas, weil die Reflektion von Schall von der Flüssigkeits-Gas-Grenzfläche extrem wirksam ist.
Typische Ultraschallkontrastmittel sind Gas, das in einer Zuckermatrix, in einer Schale denaturierten Albumins/oder teilweise denaturierten Albumins, in Polymeren und in oberflächenaktiven Mitteln, die Phospholipide enthalten, eingekapselt ist. Ein typisches Ultraschallkontrastmittel mit einer hohen Kontrastwirksamkeit besteht aus einer fluorierten Gasblase (z.B. SF₀ oder ein Perfluorkohlenstoff, wie Perfluorpropan oder Perfluorbutan), die mit einer Mono- oder Multischicht-Phospholipidmembran bedeckt ist. Die Teilchengröße wird allgemein um 4 μm liegen, wobei sehr wenige Teilchen größer als 10 μm im Durchmesser sind. Die Hauptindikationen für ein derartiges typisches Produkt in der Zukunft kann die Herzbildgebung (Herzperfusionsuntersuchungen) und Leberbildgebung sein.
Nuklearmedizinbildgebungsmodalitäten basieren auf der Verabreichung von radioaktiven Isotopen gefolgt von der Detektion der Isotope, z.B. unter Verwenden einer Gammakamera oder einer Positronenemissionstomographie (PET). Die am häufigsten verwendete Untersuchung ist die Gammakameradetektion von 99- Technetium in der Form eines Chelats, zum Beispiel eines Technetiumphosphonatcheiats für Knochenszintigraphie.
Lichtbildgebungsverfahren werden ausgeführt unter Verwendung von Kontrastmitteln, die Licht absorbieren und/oder emittieren (allgemein Licht des nahen Infrarots).
MSI-Verfahren können ohne Kontrastmittel ausgeführt werden; jedoch verbessern Kontrastmittel, die auf magnetischen Materialien basieren, diese Technik wesentlich.
Auf APT basierende Verfahren können auch ausgeführt werden (wie z.B. Thalliumscans) ohne Verwendung von Kontrastmitteln; wieder verbessern jedoch Kontrastmittel, die auf physiologisch annehmbaren Ionen oder anderen Mitteln mit einem Effekt auf die Leitfähigkeit die diagnostische Nutzbarkeit von APT.
All diese verschiedenen Modalitäten ergänzen einander im Hinblick auf die Diagnose, die auf der Morphologie/Anatomie basieren.
Jedoch gab es ein großes Interesse für die Messung und Quantifizierung verschiedener physiologischer Parameter. (Siehe zum Beispiel J. Magn. Reson. Imaging 1997, 7, 82-90 für einen Überblick über physiologische Messungen durch kontrastverstärkte MR-Bildgebung.)
Unterschiedliche Verfahren für Messungen physiologisch wichtiger Parameter wurden in der wissenschaftlichen Literatur beschrieben: der Gewebe-pH wurde gemessen unter Verwenden der Nah-Infrarot-Reflektionsspektroskopie (J. Clin. Monit. 1996, 12, 387-95); der Intratumor-pH wurde gemessen unter Verwenden von ¹⁹F-Magnetresonanzspektroskopie (Invest. Radiol. 1996, 31, 680-9); 6-Fluorpyridoxalpolymerkonjugate wurden als ¹⁹FpH-Indikatoren für Magnetresonanzspektroskopie vorgeschlagen (Bioconjug. Chem. 1996, 7, 536-40); Spectral Imaging Microscopy wurde für simultane Messungen von intrazellulärem pH und Ca²⁺ in Insulin abgebenden Zellen verwendet (Am. J. Physiol. 1996, 270, 1438-46); Fluoreszenzverhältnisbildgebung wurde für die Messung von interstitiellem pH in festen Tumoren verwendet (Br. J. Cancer 1996, 74, 1206-15); eine fluorierte pH-Sonde für ¹⁹F-Magnetresonanzspektroskopie wurde für eine invivo-pH-Messung nach einer hyperthermischen Behandlung von Tumoren in Mäusen verwendet (Acta Radiol. 1996, 3, 5363-4); P-NMR wurde für die Analyse von intrazellulärem freiem Magnesium und pH in Erythrozyten verwendet (J. Soc. Gynecol. Investig. 1996, 3, 66-70); intrazellulärer pH wurde in sich entwickelnden Nagetierembryos unter Verwenden von Computerbildgebungstechniken eingeschätzt (Teratology, 1995, 52, 160-8); Biscarboxyethylcarboxyfluorescein wurde als ein in-vivo-Fluoreszenz-pH-Indikator bewertet (J. Photochem. Photobiol. B. 1995, 227, 302-8); die Wirkung einer Blutflussmodifikation auf den intra- und extrazellulären pH wurde mit ³¹P-Magnetresonanzspektroskopie in Maus-Tumoren gemessen (Br. J. Cancer, 1995, 72, 905-11); intrazelluläres Ca²⁺, der pH und die mitochondriale Funktion in Kulturen von Kaninchenkornealgewebe wurde mit digitaler Fluoreszenzbildgebung studiert (In Vitro Cell Biol. Anim. 1995, 31, 499-507); ein Doppelemissionsfluorophor wurde für die Fluoreszenzspektroskopie des pH in vivo bewertet (J. Photochem. Photobiol. B. 1995, 28, 19-23); Magnetische Kernresonanzspektroskopie wurde verwendet, um den Lactatausfluss und den intrazellulären pH während Hypoxie in cerebralem Rattenkortex zu studieren (Neurosci. Lett. 1994, 178, 111-4); ³¹P-NMR-Spektroskopie wurde verwen det zum Abbilden eines phosphorenergetischen Zustands und des intrazellulären pH in menschlichen Wadenmuskeln nach einer Übung (Magn. Reson. Imaging 1994, 12, 1121-6); multinukleare NMR-Spektroskopie wurde verwendet für Studien der Regulierung des intrazellulären pH in neuronalen und Gliatumorzellen (NMR Biomed. 1994, 7, 157-166), 5,6-Carboxyfluorescein wurde als eine pH-empfindliche Fluoreszenzsonde für in-vivo-pH-Messung verwendet (Photochem. Photobiol. 1994, 60, 274-9); eine fluorierte pH-Sonde wurde verwendet für nicht-invasive in-vivo-pH-Messungen (Invest. Radiol. 1994, 29, 220-2); Fluoreszenzverhältnis-Bildgebungsmikroskopie wurde verwendet für die nicht-invasive Messung von interstitiellen pH-Profilen in normalem und neoplastischem Gewebe (Cancer Res. 1994, 54, 5670-4); 6-Fluorpyridoxol wurde als eine Sonde für zellulären pH unter Verwenden der F-NMR-Spektroskopie verwendet (FEBS Lett. 1994, 349, 234-8); Lactat und pH wurde in Wadenmuskeln von Ratten während Ischämie/Reperfusion vermessen, die mit in-vivo-Proton- und -Phosphor-Magnetresonanz-Verschiebungsbildgebung bewertet wurde (Invest. Radiol. 1994, 29, 217-23); Magnetische Kernresonanzspektroskopie wurde verwendet für die Messung von in-vivo- und ex-vivo-pH (Eur. J. Lab. Med. 1996, 4, 143-156); Seminaphthofluoresceincalcein wurde als eine Fluoreszenzsonde für die Bestimmung von intrazellulärem pH durch simultane Doppelemissionsbildgebungs-Laserscanningconfocalmicroscopy getestet (J. Cell Physiol. 1995, 164, 9-16); ampholytische Farbstoffe wurden für die spektroskopische Bestimmung des pH bei der Elektrofokussierung vorgeschlagen (J. Chromatogr. A. 1995, 695, 113-122); EPR-Spektroskopie wurde für direkte und kontinuierliche Bestimmung von pH-Werten in nicht-transparenten Wasser-in-Öl-Systemen vorgeschlagen (Eur. J. Pharm. Sci. 1995, 3, 21-6); intrazelluläres Ca²⁺ und der pH wurden simultan in glomerulären Epithelzellen abgebildet (Am. J. Physiol. Cell Physiol. 1993, 46, 216-230); fluorierte makromolekulare Sonden wurden für die nichtinvasive Einschätzung des pH durch Magnetresonanzspektroskopie bewertet (Bioorg. Med. Chem. Lett. 1993, 2, 187-192); der pH wurde in lebendem Gewebe durch die Anwendung von in-vivo³¹P-NMR-Bildgebung der Chemischen Verschiebung vermessen (Magn. Res. Med. 1993, 29, 249-251); Fluoreszenzspektroskopie wurde verwendet, um die temperaturabhängige Aggregation von pH-empfindlichen Phosphatidylethanolaminölsäurecholesterin-Liposomen zu messen (Anal. Biochem. 1992, 207, 109-113); ¹³C-NMR-Spektroskopie wurde verwendet, um intrazellulären pH zu bestimmen (Am. J. Physiol. Cell. Cell. Physiol. 1993, 264, C755-C760); ³¹P-NMR-Bildgebung der chemischen Verschiebung wurde für das pH-Vermessen von lebendem Gewebe verwendet (Magn. Reson. Med. 1993, 29, 249-251); eine Fluoreszenzsonde und ³¹P-NMR-Spektroskopie wurden für die Messung des intrazellulären pH von Propionibacterium-Aknen verglichen (Can. J. Microbiol. 1993, 39, 180-6); Panaromabildgebung von Gehirn-pH und CBF wurde während durch Penicillin und Metrazol induziertem Status epilepticus ausgeführt (Epilepsy Res. 1992, 13, 49-58); Magnetische Kernresonanzspektroskopie wurde verwendet, um Energiemetabolismus, intrazellulären pH und die Konzentration von freiem Mg im Gehirn von transgenen Mäusen zu studieren (J. Neurochem. 1992, 58, 831-6); die pH-Abhängigkeit der 5-Fluoruracil-Aufnahme wurde mit Magnetischer in-vivo-³¹P-und ¹⁹F-Kernspektroskopie (Cancer Res. 1991, 51, 5770-3); ³¹P-Magnetresonanzspektroskopie wurde verwendet, um Tumor-pH und -Antwort auf eine Chemotherapie in Non-Hodkin's Lymphomen zu studieren (Br. J. Radiol. 1991, 64, 923-8); ³¹P-Magnetresonanzspektroskopie und Mikroelektroden wurden verwendet, um eine dosisabhängige thermische Antwort von Tumor-pH und -Energiemetabolismus zu bewerten (Radiat. Res. 1991, 127, 177-183); hepatischer intrazellulärer pH wurde in vivo mit ¹⁹F-NMR-Spektroskopie studiert (Magn. Reson. Med. 1991, 19, 386-392); die Beziehung zwischen vertebralen intraossalen Druck, pH, pO₂, pCO₂ und Inhomogenität von magnetischem Bildgebungssignal wurde in einem Patienten mit Rückenschmerzen bewertet (Spine 1991, 16, 239-242); die Wirkung von Hypoxie auf Phosphormetaboliten und intrazellulärem pH im fötalen Rattengehirn wurde mit ³¹P-NMR-Spektroskopie studiert (J. Physiol. 1990, 430, 98P); der Gehirn-pH bei einer Kopfverletzung wurde unter Verwenden von bildgeführter ³¹P-Magnetresonanzspektroskopie bewertet (Ann. Neurol. 1990, 28, 661-7); Se-markierte tertiäre Amine wurden hergestellt und bewertet als Gehirn-pH-Bildgebungsmittel (Nucl. Med. Biol. Int. J. Radiat. Appl. Instrum. Part B 1990, 17, 601-7); ¹H-, ³¹P- und ¹³C-Nuklearmagnetresonanzspektroskopie wurde verwendet, um cerebralen Energiemetabolismus und intrazellulären pH während ernsthafter Hypoxie und Genesung im cerebralen Kortex von Meerschweinchen in vitro zu studieren (J. Radiat. Appl. Instrum. Part B 1990, 26, 356-369); die Entwicklung eines pH-empfindlichen Kontrastmittels für H-NMR-Bildgebung wurde berichtet (Magn. Reson. Med. 1987, 5, 302-5); und es gab andere Bezugnahmen auf ³¹P-NMR-Studien des pH, siehe zum Beispiel Biomed. Res. (Japan) 1989 10, Suppl. 3, 587-597, J. Cereb. Blood Flow Metabl. 1990, 10, 221-6, Br. J. Radiol. 1990, 63, 120-4, Pediatr. Res. 1989, 25, 440-4, Radiology 1989, 170, 873-8, Cereb. Blood Flow Metab. 1988, 8, 816-821, J. Neuro. Chem. 1988, U51U, 1501-9 abd Am. Heart J. 1988, 116 701-8. WO98/41241 von Nihon Schering diskutiert MRI-Techniken, die Polymere beim Überwachen des pH nutzen.
Ein wichtiger physiologischer Parameter von großem medizinischem Interesse war die Temperatur; die Temperatur wurde durch Paramagnetische Elektronenresonanzspektroskopie gemessen (J. Biomech. Eng. 1996, 118, 193-200), ein Ytterbium-Chelat wurde als eine temperaturempfindliche Sonde für die MR-Spektroskopie verwendet (Magn. Res. Med. 1996, 35, 648-651), Schnellbildgebungstechniken wurden in MRI für Temperaturabbildung bewertet (J. Magn. Reson. B, 1996, 112, 86-90), ³¹P- und ¹H-Magnetresonanzspektroskopie wurde verwendet, um die Beziehung zwischen Gehirntemperatur und Energienutzungsrate in vivo zu studieren (Pediatr. Res. 1995, 38, 919-925), die lokale Gehirntemperatur wurde in vivo mit ¹H-NMR-Spektroskopie eingeschätzt (J. Neurochem. 1995, 38, 1995, 1224-30); Magnetresonanz wurde verwendet, um Temperaturänderungen während interstitiellem Mikrowellenheizen zu folgen (Med. Phys. 1997, 24, 269-277), die Temperaturabhängigkeit des Hundegehirn-Gewebediffusionskoeffizienten wurde in vivo unter Verwenden echoplanarer Magnetresonanzbildgebung gemessen (Int. J. Hyperthermia 1995, 11, 73-86), temperaturabhängige Ultrasound-Colour-Dopplerbildgebung wurde an experimentellen Tumoren in Kaninchen ausgeführt (Ultrasound Med. Biol. 1993, 19, 221-9), die Elektrische Impedanztomographie wurde für die Temperaturmessung vorgeschlagen (Trans ASME J. Biochem. Eng. 1996, 118, 193-200), Temperaturmessung wurde in vivo ausgeführt unter Verwenden eines temperaturempfindlichen Lanthanidenkomplexes und H-Magnetresonanzspektroskopie (Magn. Res. Med. 1996, 35, 364-9), Körpertemperaturbildgebung durch Impedanz-CT wurde ausgeführt (Med. Imag. Techn. (Japan) 1995, 13, 696-702), Temperaturbildgebung wurde innerhalb des menschlichen Körpers unter Verwenden von Mikrowellen ausgeführt (Med. Imag. Techn. (Japan) 1995, 13, 691-5), in-vivo-Sauerstoffspannung und die Temperatur wurden simultan unter Verwenden von ¹⁹F-NMR-Spektroskopie von Perfluorkohlenstoff bestimmt (Mag. Res. Med. 1993, 29, 296-302), die Messung von in-vivo-pH in normalem und Tumorgewebe wurde ausgeführt durch lokalisierte Spektroskopie unter Verwenden eines Fluoreszenzmarkers (Optical Eng. 1993, 32, 239-43), Mikrowellentemperaturbildgebung wurde vorgeschlagen (IEEE Trans. Med. Imag. (USA) 1992, 4, 457-69), nicht-invasive Temperaturvermessung während Hyperthermia wurde ausgeführt mit MR-Bildgebung einer molekularen Diffusion (Proceedings of the Annual International Conference of the IEEE 1988, 342-343). Es gab andere Berichte von nicht-invasiven und minimal-invasiven Verfahren für die frühe Detektion von Erkrankungszuständen mit MRI, Positronenemissionstomographie, EEG-Bildgebung, MEG-Bildgebung, SPECT, Elektrische Impedanztomographie (APT), ECG-Bildgebung und Optische Diffusionstomographie, siehe zum Beispiel Proceedings of the SPIE – The International Society for Optical Engineering (USA) 1887 (1993).
Die folgenden, überwiegend auf MRI basierenden Techniken wurden auch für die Messung von Temperatur und Temperaturänderungen berichtet; Med. Phys. 1997, 24(2), 269-277, Int. J. Hyperthermia 1995, 11(5), 409-424, Int. J. Hyperthermia 1992, 8(2), 253-262, Int. J. Hyperthermia (1994), 10(3), 389-394, Radiologe 1998, 38, 200-209, Med. Phys. 1997 24(12), 1899-1906, JMRI 1998, 8, 128-135, JMRI, 1998, 8, 160-164, JMRI 1998, 6, 165-174, MRM 1995, 34, 359-367, MRM 1995, 33, 729-731, MRM 1995, 33, 74-81, Radiology 1998, 208, 789-794, JMRI 1996, 7, 226-229, JMRI 1997, 8, 188-196, JMRI 1998, 8, 197-202, JMRI 1998, 8, 31-39, JMRI 1998, 8, 121-127, JMRI 1998, 8, 493-502, Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys. 1998, 40(4), 815-822, Int. J. Hyperthermia 1998, 14(5), 479-493, Radiology 1995, 196, 725-733, Advances in Radiation Therapy 1998 Hrsg. Mittal, Purdy und Ang, Kluver Academic Publishers, Kapitel 10, Seiten 213-245).
Mehrere Patente und Patentanmeldungen, die sich auf physiologische Bildgebung beziehen, wurden veröffentlicht: die Verwendung von makrozyklischen Metallkomplexen als Temperatursonden für die Bestimmung der Körpertemperatur unter Verwenden von spektroskopischen Verfahren mit reduzierten Hintergrundsignalen (WO94/27977); neue Fluor enthaltende makrozyklische Metallkomplexe von Tetraazadodecanderivaten, die für das Messen von Gewebetemperatur aus NMR-Werten der chemischen Verschiebung und als Kontrastmittel für Röntgenstrahlungs- oder NMR-Diagnose nützlich sind (WO94/27978); Bestimmung und Abbildung der Temperaturänderung im menschlichen Körper unter Verwenden von Diffusionskoeffizienten erhalten durch NMR, um die absolute Temperatur für individuelle Punkte des Körpers und Temperaturdifferenzen zu bestimmen (WO90/02321); thermographische Bildgebung unter Verwenden eines temperaturabhängigen paramagnetischen Materials in einer ESR-verstärkten Magnetresonanz-Bildgebungsvorrichtung (WO90/02343); Fluorsubstituierte Benzolderivate nützlich als Mittel für für in-vivo-NMR-Diagnose, z.B. für die Messung von gewebespezifischem pH, Temperatur, Redoxpotentialen etc. (EP-A-368429); ein Magnetresonanz-gepulstes Heizsystem für selektives Erwärmen eines Bereichs eines Subjektes, das gepulste Wärme von einer fokussierten Ultraschallausrüstung verwendet, um Tumorgewebe zu zerstören, und MRI verwendet, um Schnellscannbilder zu liefern, um Gewebe und Temperatur mit einer diffusionsempfindlichen Pulssequenz zu überwachen (US-A-5247935); ein Magnetresonanz-gepulstes Heizsystem für selektives Erwärmen von Gewebe – eine Chirurgie wird unter Verwenden von lokalisiertem Erwärmen des Gewebes ausgeführt, geführt durch und überwacht mitt temperaturempfindlicher Magnetresonanzbildgebung, und Körpergewebe wird erwärmt unter Verwenden ei nes Magnetresonanz-Bildgebungssystems mit einer Quelle und einer Sonde, die eine magnetische Bildgebungsspule und eine erwärmende Bildgebungs-RF-Quelle enthält (US-A-5323778); eine Vorrichtung für eine Hyperthermie-Behandlung von Krebs, die eine kombinierte Hyperthermie- und MRI-Sonde aufweist, um gleichzeitig ein malignes Gebiet zu erwärmen und die Temperatur zu überwachen, mit einem Filter, um Signale zu isolieren (WO91/07132); und ein Temperaturmessverfahren unter Verwenden von tomographischen Techniken der Magnetresonanzbildgebung, um die Temperatur eines Bereiches indirekt aus einer Intensitätsänderung des Magnetresonanzsignals zu messen (US-A-5207222).
Die vorliegende Erfindung basiert jedoch auf dem Verständnis, dass teilchenförmige Kontrastmittel hergestellt werden können, in denen das Matrix- oder Membranmaterial für die Teilchen auf einen besonderen physiologischen Parameter anspricht und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder der chemische oder physikalische Zusammenbruch des Membran- oder Matrixmaterials ist. Dies führt zu einer Änderung in der Kontrastwirksamkeit des Kontrastmittels, die mit jenem physiologischen Parameter korreliert werden kann.
Daher stellt von einem Aspekt aus gesehen die Erfindung ein Verfahren zum Abbilden eines lebendigen menschlichen oder nicht-menschlichen Tierkörpers bereit, wobei das Verfahren umfasst: parenterale Verabreichung eines teilchenförmigen Materials an den Körper, welches ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, umfasst, wobei das Matrix- oder Membranmaterial auf einen vorher ausgewählten physiologischen Parameter anspricht und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Membran- oder Matrixmaterials ist, wodurch die Kontrastwirksamkeit der Spezies in der Antwort auf eine Änderung im Wert des Parameters geändert wird; Erzeugen von Bilddaten mindestens eines Teils des Körpers, in dem die Spezies vorhanden ist; und daraus Erzeugen eines Signals, das für den Wert oder die Variation des Parameters in dem Teil des Körpers kennzeichnend ist.
Von einem weiteren Aspekt aus gesehen stellt die Erfindung ein parenteral verabreichbares Kontrastmedium zum Abbilden eines physiologischen Parameters bereit, wobei das Medium ein teilchenförmiges Material umfasst, welches ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, umfasst, wobei das Matrix- oder Membranmaterial auf den physiologischen Parameter anspricht, um eine Variation der Kontrastwirksamkeit der kontrastbildenden Spezies in der Antwort auf den Parameter hervorzurufen, und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch der Membran des Matrixmaterials ist. In einer besonders bevorzugten Ausführungsform umfasst das Matrixd oder Membranmaterial ein Lipid oder eine Lipidmischung mit einem Tc-Wert zwischen 35 und 80°C, bevorzugt zwischen 37 und 45°C, mehr bevorzugt zwischen 38 und 43°C (Tc ist als die Gel-zu-Flüssigkristall-Phasentemperatur definiert). In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform umfasst das Matrix- oder Membranmaterial Peptide oder ein oder mehrere Polymere.
Von einem noch weiteren Aspekt aus gesehen stellt die Erfindung d1e Verwendung einer kontrastbildenden Spezies für die Herstellung eines teilchenförmigen Kontrastmediums zur Ver wendung in einem Diagnoseverfahren bereit, umfassend Erzeugen eines Signals, das für den Wert des physiologischen Parameters kennzeichnend ist, wobei die Teilchen des Kontrastmediums ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies umfasst, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, das Matrix- oder Membranmaterial auf den physiologischen Parameter anspricht, um eine Variation der Kontrastwirksamkeit der kontrastbildenden Spezies in der Antwort auf den Parameter hervorzurufen und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Membran- oder Matrixmaterials ist.
In dem Verfahren der Erfindung können die erzeugten Bilddaten, falls erwünscht, als zwei- oder mehrdimensionales räumliches Bild präsentiert werden, alternativ können sie als ein temporäres Bild, wieder in zwei oder mehreren Dimensionen präsentiert werden. Jedoch können im Extrem die Daten einfach einen oder mehrere Bildwerte bereitstellen (z.B. numerische Werte), die entweder direkt oder indirekt verwendet werden können, um quantitative oder qualitative Information (ein Signal) bereitzustellen, das für den Wert des studierten Parameters kennzeichnend ist. Die Bilddaten können, falls erwünscht, in visualisierbarer Form präsentiert werden, aber alternativ können sie einfach ein Satz von Datenpunkten sein, die gesammelt und bearbeitet werden, um das Signal ohne ein sichtbares Bild, das aktuell gebildet wird, zu erzeugen. Das Signal, das für den Wert des studierten Parameters kennzeichnend ist, kann ebenso in der Form eines sichtbaren Bildes gebildet werden, z.B, einer Karte des Parameterwerts innerhalb des Körpers oder eines Schaubildes, das die Variation des Parameterwerts mit der Zeit zeigt, oder es kann einfach ein berechneter numerischer Wert für den Parameter oder eine Anzei ge sein, dass der Parameter unterhalb oder oberhalb eines bestimmen Schwellenwerts liegt. Erwünschterweise stellt das Signal jedoch einen quantitativen oder mindestens semiquantitativen Wert für den Parameter bereit, z.B. entweder in einem Bereich von Interesse oder in einer Mehrzahl von Bereichen von Interesse in dem Körper, wobei zum Beispiel eine räumliche und/oder zeitliche Karte des Parameters innerhalb mindestens eines Abschnitts des Körpers bereitgestellt wird.
Daten, die sich auf einen physiologischen Parameter beziehen, können nicht notwendigerweise auch eine Information enthalten, die sich auf die Anatomie des Tierkörpers bezieht, und daher bezieht sich ein weiterer Aspekt der Erfindung auf die Kombination einer traditionellen anatomischen Bildgebung mit physiologischer Bildgebung, um zwei Bilder zu erhalten, eines, das die Information über einen physiologischen Parameter enthält und das andere, das die anatomische Information enthält. Die zwei Bilder können kombiniert werden, um ein Bild mit sowohl anatomischer, als auch physiologischer Information zu ergeben.
Daher wird gemäß eines weiteren Aspektes ein Verfahren zur Abbildung eines lebendigen menschlichen oder nichtmenschlichen Tierkörpers bereitgestellt, wobei das Verfahren umfasst:
parenterales an den Körper Verabreichen mindestens eines Kontrastmediums, das ein teilchenförmiges Material umfasst, das ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies umfasst, die einen Magnetresonanzkontrast bildet, wobei das Matrix- oder Membranmaterial auf einen vorher ausgewählten physiologischen Parameter anspricht und die Antwort eine er höhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Matrix- oder Membranmaterials ist, wobei die Kontrastwirksamkeit davon auf eine Änderung im Wert des vorher ausgewählten physiologischen Parameters anspricht;
Erzeugen von Bilddaten mindestens eines Teils des Körpers, in dem das Kontrastmedium vorhanden ist; und
daraus Erzeugen eines Signals, das für den Wert oder die Variation des Parameters in dem Teil des Körpers kennzeichnend ist und auch Erzeugen eines anatomischen Bildes desselben Teils des Tierkörpers.
Die zusätzliche Verwendung anatomischer Information kann die Interpretation der physiologischen Daten unterstützen. Ein Bild, das als Antwort auf einen physiologischen Parameter gebildet wird, ein „physiologisches Bild", kann unter Verwenden jedes der hier beschriebenen Bildgebungsverfahren oder Kontrastmedien gebildet werden. Dieses physiologische Bild kann mit einem herkömmlichen Bild kombiniert werden, das mit oder ohne Kontrastmittel erhalten wird. Geeignete Kontrastmittel zur Verwendung mit traditioneller anatomischer Bildgebung sind in der Technik für alle Typen von Bildgebungstechniken bekannt, MRI, Röntgenstrahlung, Ultraschall, Licht- und Nuklearbildgebung etc. und viele geeignete Kontrastmittel für anatomische Bildgebung werden hier diskutiert.
Die Bildgebungstechnik, die zum Erhalten physiologischer Daten verwendet wird, kann dieselbe oder verschieden sein von der Bildgebungstechnik, die zum Erhalten des anatomischen Bildes verwendet wird. In einer bevorzugten Ausführungsform wird die Bildgebungstechbik dieselbe sein, wobei MRI besonders geeignet ist.
Zwei getrennte Kontrastmittel können verwendet werden, eines für die physiologische Bildgebung und eines für die traditionelle Bildgebung. Die zwei Mittel können sequentiell injiziert werden und der Körper kann sequentiell mit Bezug auf die geeigneten Bildgebungstechniken gescannt werden, und optional werden dann die zwei Bilder, die erzeugt werden, kombiniert. In einer alternativen Ausführungsform kann ein einzelnes multifunktionelles Kontrastmittel verwendet werden, das fähig ist, sowohl physiologische, als auch anatomische Information bereitzustellen. Ein multifunktionelles MRI-Kontrastmittel kann verwendet werden, wobei eine seiner Funktionen auf einen physiologischen Parameter anspricht, während eine zweite Funktion anatomische Information bereitstellt. Obwohl ein einzelnes Kontrastmittel angewandt wird, kann der Körper zweimal gescannt und die resultierenden zwei Bilder kombiniert werden.
In einer weiteren alternativen Ausführungsform kann ein multifunktionelles Kontrastmittel verwendet werden, bei dem die Komponenten des Mittels als Kontrastmittel für verschiedene Bildgebungstechniken funktionieren. Daher kann das Kontrastmittel Mikroblasen, um Kontrast in der Ultraschallbildgebung bereitzustellen, und paramagnetische Komplexe für MRI enthalten, die auf einen physiologischen Parameter gemäß der Erfindung ansprechen. Wieder können die durch Scannen gemäß der zwei Bildgebungstechniken erhaltenen Bilder kombiniert werden.
Mittels eines weiteren Beispiels wird MRI mit hyperpolarisierten Substanzen dazu neigen, gute physiologische Information, die sich z.B. auf den pH, die Temperatur oder den Druck bezieht, aber weniger oder keine anatomische Information bereitzustellen. Daher wird das hyperpolarisierte MR-Bild vorteilhafterweise mit einem anatomischen Bild kombiniert, z.B. durch Überlagerung der Bilder. Diese zwei Bilder können getrennt oder gleichzeitig erzeugt werden.
Die Kombination physiologischer und anatomischer Bildgebung kann verwendet werden, um alle Teile des menschlichen oder nicht-menschlichen Tierkörpers und jeden der hier diskutierten physiologischen Parameter zu untersuchen, insbesondere den pH und die Temperatur. Wo der physiologische Parameter die Temperatur ist, können Änderungen im Wert des Parameters, d.h. Temperaturänderungen, durch intrinsische oder extrinsische Mittel verursacht werden. Intrinsische Mittel werden Krebs, kardiovaskuläre Erkrankung und/oder Entzündung umfassen, während extrinsische Mittel Hyperthermiebehandlung (externes Erwärmen) umfasst.
Daher kann das physiologische Kontrastmittel ein Kontrastmittel für Hyperthermie sein.
Die Bildgebungstechnik, die in dem Verfahren der Erfindung verwendet wird, ist MRI. In Magnetresonanztechniken kann die Signalstärke oder die chemische Verschiebung oder beides typischerweise studiert werden. Das verwendete teilchenförmige Kontrastmittel wird demgemäß ein Material sein oder enthalten, das fähig ist, einen Kontrast- oder Signal-erzeugenden Effekt in MRI zu besitzen, z.B. ein paramagnetisches, ferromagnetisches, ferrimagnetisches oder superparamagnetisches Material oder einen Precursor dafür, oder hyperpolarisierte NMR-aktive (d.h. Nicht-Null-Kernspin-) Kerne (z.B. Edelgas oder ¹³C-Kerne). Der physiologische Parameter, der unter Ver wenden des Verfahrens der Erfindung studiert wird, kann jeder physiochemische Parameter sein, der fähig ist, das Matrix- oder Membranmaterial des Kontrastmittels derart zu beeinflussen, dass die Antwort auf den physiologischen Parameter eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Membran- oder Matrixmaterials ist, z.B. Druck, Temperatur, pH, Sauerstoffspannung, Kohlendioxidspannung, Enzymaktivität, Metabolitenkonzentration, elektrische Aktivität des Gewebes, Gewebewasserdiffusion, Ionenkonzentration, insbesondere Mg²⁺, Ca²⁺ und Zn²⁺ etc. Bevorzugt wird er jedoch aus Blutparametern ausgewählt werden, z.B. Druck, Temperatur und pH, insbesondere eher in der Vaskulatur als in den Herzkammern. Wo die Temperatur gemessen wird, können Änderungen auf intrinsische Faktoren, wie eine Erkrankung, zurückzuführen sein oder auf externen Faktoren beruhen, d.h. Hyperthermie. Es wird nicht in Betracht gezogen, dass der Parameter einer ist, der nicht die Membran oder Matrix beeinflusst, beispielsweise die Flussrate oder die Perfusionsdichte.
Ein Schlüsselteil der vorliegenden Erfindung ist, dass die Kontrastmittelteilchen ein Membran- oder Matrixmaterial umfassen sollten, das auf den physiologischen Parameter, der untersucht wird, anspricht, so dass die Kontrastwirksamkeit des Kontrastmittels geändert wird, und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Membran- oder Matrixmaterials ist. Die Weise, in der die Membran oder Matrix anspricht, wird von der besonderen Kombination von Bildgebungsmodalität, physiologischer Parameter und kontrastbildendes Mittel, die gewählt sind, abhängen. Typischerweise beinhaltet die Antwort jedoch eine Änderung der Membran- oder Matrixper meabilität auf eine oder mehrere Spezien (z.B. Wasser oder Gase) oder einen chemischen oder physikalischen Zusammenbruch des Membran oder Matrixmaterials.
Eine derartige Antwort kann daher zum Beispiel die Freisetzung des teilchenförmigen Kontrastmittels von wasserlöslichen kontrastbildenden Einheiten beinhalten, die fähig sind, in das extrazelluläre Fluid außerhalb der Vaskulatur aufgenommen zu werden. Besondere Beispiele von auf physiologische Parameter ansprechenden teilchenförmigen Kontrastmitteln werden detaillierter unten beschrieben werden.
Daher bezieht sich eine Ausführungsform der Erfindung auf thermoempfindliche paramagnetische teilchenförmige Zusammensetzungen für die Temperatur-MRI-Vermessung des menschlichen Körpers.
Ein anderer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist es, eine oder mehrere der thermoempfindlichen teilchenförmigen Zusammenzusetzungen für die Temperaturvermessung bei der bildgebungsgeführten Hyperthermiebehandlung zu verwenden.
Eine andere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bezieht sich auf pH-empfindliche teilchenförmige Zusammensetzungen für die Bestimmung des pH im Körper. Beispielhafterweise kann das aktive Kontrastmittel (oder der Indikator oder die Sonde) eine paramagnetische, magnetische oder fluorierte Verbindung sein, die mit MRI detektierbar ist.
Eine noch andere Ausführungsform der Erfindung bezieht sich auf teilchenförmige Zusammensetzungen als Kontrastmittel oder als in-vivo-Indikatoren oder -Sonden für die Detektion der Sauerstoffkonzentration/Spannung im Gewebe unter Verwenden von Modalitäten wie MRI oder Overhauser-MRI.
Ein anderer Aspekt der vorliegenden Erfindung bezieht sich auf teilchenförmige Zusammensetzungen als Kontrastmittel oder als in-vivo-Indikatoren oder -Sonden in Kombination mit einem Targeting-Liganden, wobei der Targeting-Ligand auf Zellen oder Rezeptoren zielt, die aus der Gruppe ausgewählt sind, die aus myokardialen Zellen, endothelialen Zellen, epithelialen Zellen, Tumorzellen, Gehirnzellen und dem Glycoprotein-GPIIb/IIIa-Rezeptor besteht, für die Detektion von Änderungen in physiologischen Parametern und/oder der Quantifizierung/Semiquantifizierung von physiologischen Parametern, die für eine Diagnose einer Erkrankung relevant sind.
Weitere Beispiele von Targeting-Liganden, die verwendet werden können, sind:

i) Antikörper, die als Vektoren für einen sehr weiten Bereich von Targets verwendet werden können, und die vorteilhafte Eigenschaften besitzen, wie eine sehr hohe Spezifität, eine hohe Affinität (falls erwünscht), die Möglichkeit der Modifizierung der Affinität gemäß der Notwendigkeit etc. Ob oder nicht Antikörper bioaktiv sein werden, wird von der spezifischen Vektor/Target-Kombination abhängen. Sowohl konventionelle, als auch genetisch entwickelte Antikörper können eingesetzt werden, wobei die letzteren die Entwicklung von Antikörpern für bestimmte Notwendigkeiten erlauben, z.B. im Hinblick auf die Affinität und die Spezifität. Die Verwendung menschlicher Antikörper kann bevorzugt sein, um mögliche Immunreaktionen gegen das Vektormolekül zu vermeiden.

Eine weitere nützliche Klasse von Antikörpern umfasst sogenannte bispezifische Antikörper, d.h. Antikörper mit einer Spezifität für zwei verschiedene Targetmoleküle in einem Antikörpermolekül. Derartige Antikörper können zum Beispiel beim Fördern der Bildung von Bubbleclustern nützlich sein und können auch für verschiedene therapeutische Zwecke verwendet werden, z.B. zum Tragen toxischer Einheiten zu dem Target. Verschiedene Aspekte von bispezifischen Antikörpern sind von McGuinness, B.T. et al., in Nat. Biotechnol. (1996) 14, 1149-1154; von George, A.J. et al. in J. Immunol. (1994) 152, 1802-1811; von Bonardi et al. in Cancer Res. (1993) 53, 3015-3021; und von French, R.R. et al. in Cancer Res. (1991) 51, 2353-2361 beschrieben.

ii) Zelladhäsionsmoleküle, ihre Rezeptoren, Cytokine, Wachstumsfaktoren, Peptidhormone und Stücke davon. Derartige Vektoren/Targeting-Liganden sind auf normale biologische Protein-Protein-Wechselwirkungen mit Targetmolekülrezeptoren angewiesen, und erzeugen so in vielen Fällen eine biologische Antwort auf das Binden an die Targets und sind daher bioaktiv; dies kann eine relativ insignifikante Angelegenheit mit Vektoren sein, die auf Proteoglykane zielen.
iii) Nicht Peptid-Agonisten/Antagonisten oder nicht-bioaktive Bindemittel von Rezeptoren für Zelladhäsionsmoleküle, Cytokine, Wachstumsfaktoren und Peptidhormone. Diese Kategorie kann nicht-bioaktive Vektoren umfassen, die weder Agonisten, noch Antagonisten sein werden, die aber trotzdem eine wertvolle Targetingfähigkeit aufweisen können.
iv) Cligonukleotide und modifizierte Oligunukleotide, die DNS oder RNS über Watson-Crick oder andere Typen von Basen paarung binden. DNS ist üblicherweise nur in extrazellulärem Raum als eine Folge der Zellzerstörung vorhanden, so dass derartige Oligonukleotide, die üblicherweise nicht bioaktiv sein werden, zum Beispiel beim Targeting von nekrotischen Bereichen nützlich sein können, die mit vielen verschiedenen pathologischen Zuständen assoziiert sind. Oligonukleotide können auch entworfen sein, um an spezifische DNS- oder RNS-Bindungsproteine zu binden, zum Beispiel Transkriptionsfaktoren, die sehr oft in Tumorzellen oder in aktivierten Immun- oder endothelialen Zellen stark überexprimiert oder aktiviert sind. Kombinatorische Bibliotheken können verwendet werden, um Oligonukleotide auszuwählen, die spezifisch an mögliche Targetmoleküle binden (von Proteinen zu Koffein) und die deshalb als Vektoren zum Targeting eingesetzt werden können.
v) DNS-bindende Arzneimittel können sich ähnlich zu Oligonukleotiden verhalten, können aber biologische Aktivität und/oder toxische Wirkungen aufweisen, wenn sie von Zellen aufgenommen werden.
vi) verschiedene kleine Moleküle, einschließlich bioaktive Verbindungen, die bekannt sind, dass sie an biologische Rezeptoren verschiedener Typen binden. Derartigen Vektoren oder ihre Targets können verwendet werden, um nicht-bioaktive Verbindungen zu erzeugen, die an dieselben Targets binden.
vii) Targeting-Liganden können aus kombinatorischen Bibliotheken ausgewählt werden, ohne dass notwendigerweise das exakte molekulare Target bekannt ist, durch funktionales Selektieren (in vitro, ex vivo oder in vivo) nach Molekülen, die an den/die Bereich/Struktur, der/die abgebildet werden soll, binden.
ix) Proteine oder Peptide, die an Glukosaminoglykanseitenketten binden, z.B. Heparansulfat, einschließlich Glukosaminoglykan-bindende Abschnitte größerer Moleküle, da das Binden an derartige Glukosaminoglykanseitenketten nicht zu einer biologischen Antwort führt. Proteoglykane werden nicht auf roten Blutzellen gefunden, was daher eine unerwünschte Adsorption an diese Zellen eliminiert.

Das teilchenförmige Kontrastmittel kann daher verwendet werden für die Quantifizierung/Semiquantifizierung eines physiologischen Parameters, der für die Diagnose einer Erkrankung relevant ist. Das teilchenförmige Kontrastmittel kann getriggert werden, dass es eine messbare Signaldifferenz ergibt, entweder durch den Targetparameter selbst (z.B. die lokale Temperatur, den pH oder Druck oder durch Binden an die bestimmten Zelloberflächenrezeptoren von Interesse) oder durch eine chemische oder biologische Antwort auf den Targetparameter (z.B. die Freisetzung von Enzymen oder die lokale Variation im pH oder in der Temperatur aufgrund zellulärer Reaktionen). Das teilchenförmige Mittel kann daher ansprechen auf, identifizieren und/oder quantitativ oder semiquantitativ bestimmen Bakterien, Viren, Antikörper, Enzyme, Arzneimittel, Toxine, etc.
Ein anderer Aspekt der vorliegenden Erfindung bezieht sich auf intravenöse teilchenförmige Zusammensetzungen als Kontrastmittel oder als in-vivo-Indikatoren oder -Sonden mit einer langen vaskulären Halbwertszeit (reduzierte Leberaufnahme) zur Detektion von Änderungen in physiologischen Parametern und/oder Quantifizierung/Semiquantifizierung physiologi scher Parameter, die für die Diagnose einer Erkrankung relevant sind.
Das teilchenförmige Kontrastmittel, das gemäß der Erfindung benutzt wird, kann ein festes Material, ein poröses Material, ein Flüssigkristallmaterial, ein Gel, ein Plastikmaterial, ein Material mit einer oder mehreren Wänden oder Membranen oder flüssige Teilchen sein, z.B. Emulsionströpfchen oder auf Gas basierende Teilchen, z.B. Mikroblasen. Die Teilchen können auch thermodynamisch stabilisiert sein, z.B. Mikroemulsionströpfchen oder Micellen aus oberflächenaktiven Stoffen. Die chemische Zusammensetzung des teilchenförmigen Materials kann eine einfache chemische Verbindung oder eine Mischung zweier oder mehrerer chemischer Verbindungen sein. Allgemein wird sie zwei oder mehr verschiedene chemische Einheiten umfassen, von denen mindestens eine ein matrix- oder membranbildendes Material ist, und von denen mindestens eine andere eine Magnetresonanzkontrast-bildende Spezies ist. Die Zusammensetzung kann nur aus festem Material (ien) bestehen oder sie kann eine Mischung verschiedener Feststoffe/Flüssigkeiten/Gase sein. Das Teilchen wird allgemein eine mittlere Teilchengröße (z.B. wie bestimmt durch Teilchengrößenanalysatoren, wie eine Laserlichtstreuvorrichtung oder Coulter-Zähler) im Bereich von 0,001 bis 20 μm, mehr bevorzugt 0,01 bis 10 μm, insbesondere 0,05 bis 7 μm besitzen. Derartige Teilchen werden oft in der Literatur als Teilchen, Kolloide, Emulsionen, Tröpfchen, Mikrokristalle, Nanokristalle, Mikroteilchen, Nanoteilchen, Vesikel, Liposomen, Blasen, Mikrokugeln, Mikroblasen, beschichtete Teilchen, Mikroballons und dergleichen beschrieben.
Der Ausdruck „Polymer" wie hier verwendet, bezieht sich auf jede chemische Verbindung mit mehr als 10 Wiederholungseinheiten. Ein Polymer kann natürlich auftreten, synthetisch oder semisynthetisch sein. Semisynthetische Polymere sind Polymere, die durch synthetische Modifizierung natürlich vorkommender Polymere hergestellt werden. Verbindungen mit 2 bis 10 Wiederholungseinheiten werden hier allgemein als „Oligomere" bezeichnet und können ebenso natürlich, synthetisch oder semisynthetisch sein.
Der Begriff „oberflächenaktive Verbindung" oder „oberflächenaktives Mittel" wird hier verwendet, um sich auf jede chemische Verbindung zu beziehen, die mindestens eine hydrophile funktionelle Gruppe und mindestens eine hydrophobe (lipophile) Gruppe besitzt. In einem Multiphasensystem werden oberflächenaktive Verbindungen allgemein an der Grenzfläche akkumulieren.
Der Begriff „Lipid" wird hier verwendet, um sich auf natürlich vorkommende Verbindungen, synthetische Verbindungen und semisynthetische Verbindungen zu beziehen, die oberflächenaktive Verbindungen sind und Strukturen besitzen, die Fettsäuren, Wachsen, Mono-, Di- oder Tri-Glyceriden, Glykolipiden, Phospholipiden, höheren (C₁₀ oder größer) aliphatischen Alkoholen, Terpenen und Steroiden ähnlich sind.
Der Begriff „Gas" wird hier verwendet, um sich auf jede Verbindung oder eine Mischung aus Verbindungen mit ausreichend hohem Dampfdruck zu beziehen, damit sie mindestens teilweise in der Gasphase bei 37°C vorliegen.
Gasförmige kontrastbildende Spezien können in MRI verwendet werden.
Typische Beispiele von Gasarten, die die Kontrasteigenschaft als eine Folge der physiologischen Parameter in dem umgebenden Gewebe ändern, umfassen: Gase, die Eigenschaften (z.H. Hyperpolarisation verlieren oder andere magnetische Eigenschaften ändern) in Kontakt mit Körperflüssigkeiten oder Komponenten davon, einschließlich aufgelöste Komponenten, ändern. Bevorzugte Gase umfassen Wasserstoff, Sauerstoff, Stickstoff, Edelgase (einschließlich hyperpolarisierte Gase), Kohlendioxid, fluorierte Gase (z.B. Schwefelhexafluorid, Fluorkohlenwasserstoffe, Perfluorkohlenwasserstoffe und andere fluorierte halogenierte organische Verbindungen in Gasphase), und Kohlenwasserstoffe mit niedrigem Molekulargewicht. Bevorzugte Gase umfassen auch jede pharmazeutisch annehmbare Gasmischung, wie zum Beispiel Luft und Luft/Perfluorkohlenstoffmischungen. Bevorzugt wird das Perfluorkohlenstoffgas aus Perfluormethan, Perfluorethan, Perfluorpropanen und Perfluorbutanen ausgewählt. Jeder physiologisch annehmbare Gas-Precursor kann verwendet werden. Unter geeigneten Gas-Percursorn sind Verbindungen, die ein Gas als eine Folge einer chemischen Reaktion bilden (zum Beispiel Verbindungen, die gegenüber pH empfindlich sind, zum Beispiel Kohlensäure, Aminomalonsäure oder andere annehmbare pH-empfindliche Gasbildende Substanzen). Andere geeignete Gas-Precursor sind Verbindungen, die ein Gas als eine Folge anderer physiologischer Bedingungen, wie zum Beispiel Temperatur, Sauerstoff, Enzyme oder andere physiologische Parameter/Verbindungen, die für das Körpergewebe (ob im normalen oder erkrankten Zustand) relevant sind, bilden, oder die zu einem Gas-bildenden Zustand aktiviert werden als eine Folge einer Wechselwirkung mit einem externen Stimulus (z.B. Photoaktivierung, Schallaktivierung etc.).
Das Einkapselungsmaterial kann jedes Material sein, wie zum Beispiel Lipide, Phospholipide, oberflächenaktive Mittel, Proteine, Oligomere und Polymere. Derartige Materialien werden ausgewählt, um auf den vorher ausgewählten physiologischen Parameter derart anzusprechen, dass die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Membran- oder Matrixmaterials ist, z.B. sich auflöst, schmilzt, kollabiert, schwächt, die Porosität erhöht, oder auf andere Weise zusammenbricht, die Phase ändert oder die Größe ändert (z.B. durch Aggregation aufgrund einer Änderung in der Oberflächenladung, zum Beispiel als Antwort auf eine lokale Ca¹⁺- und/oder Mg²⁺-Konzentration) als Antwort auf den physiologischen Parameter, z.B. die Freisetzung der Magnetresonanzkontrast-bildenden Spezies im umgebenden Fluid ermöglicht oder dem Körperfluid oder Komponenten davon ermöglicht, in Kontakt mit der kontrastbildenden Spezies zu kommen, oder die lokale Konzentration der Kontrastmittel-Spezies über das Detektionslimit anzuheben, etc. Auf diese Weise kann die kontrastbildende Wirkung der Magnetresonanzkontrast-bildenden Spezies verteilt (z.B. in den extrazellulären Fluidraum), eingeschaltet oder vergrößert werden (z.B. durch Erzeugung einer kontrastbildenden Spezies, wie ein Gas, oder durch Vergrößern des Wasserkontaktes (für ein positives (T₁-Wirkung) MR-Kontrastmittel, wie ein Gadoliniumchelat)) oder ausgeschaltet oder verringert werden (z.B. durch Zerstörung der Kompartimentalisierung, die für ein negatives (T₂-Wirkung) MR-Kontrastmittel, wie Dysprosiumchelat, erforderlich ist, oder durch Quenchen eines Radikals oder Depolarisierung eines hy perpolarisierten Kerns oder Auflösung eines blutlöslichen Gases). Außerdem kann eine poröse feste Matrix, z.B. ein Zeolith, mit der kontrastbildenden Spezies imprägniert werden, wobei die Porenöffnungen dann vollständig oder teilweise abgeschlossen sind, unter Verwenden eines Materials, das zusammenbricht, schmilzt oder sich auflöst, wenn sich der relevante physiologische Parameter (z.B. der pH, die Temperatur, die Enzymkonzentration) in dem umgebenden Körperfluid oberhalb oder unterhalb eines zuvor festgesetzten Wertes befindet.
Das teilchenförmige Kontrastmittel, das gemäß der Erfindung verwendet wird, kann auf physiologische Parameter auf mehrere verschiedene Weisen ansprechen. In einem Aspekt kann das teilchenförmige Kontrastmittel auf physiologische Parameter durch Akkumulation in dem Gebiet ansprechen, wo ein bestimmter Wert für einen bestimmten Parameter erfüllt ist, verglichen mit Gebieten, wo dies nicht der Fall ist. In einem anderen Aspekt der Erfindung spricht das teilchenförmige Kontrastmittel durch Akkumulation in Gebieten an, wo der physiologische Parameterwert nicht erfüllt ist. In einem noch anderen Aspekt der Erfindung spricht das teilchenförmige Kontrastmittel auf einen gegebenen Parameter durch Zerfall an, wobei der Zerfall eine Auflösung oder ein chemischer Zusammenbruch ist. Besonders vorteilhaft ist eine Antwort auf einen physiologischen Parameter durch Leckbildung oder andere Transportmittel in die/aus den Teilchen.
Wenn eine teilchenförmige Zusammensetzung durch Zerfall oder Transport anspricht, können Änderung in der Kontrastwirkung erreicht werden durch Exponieren anderenfalls unsichtbarer/abgeschirmter Kontrastmittel oder Ändern der Verteilung der Kontrastmittel.
Besonders vorteilhaft sind teilchenförmige Zusammensetzungen, bei denen die Kontrastwirkung durch Wechselwirkung mit der Umgebung erreicht wird. In diesem Fall kann sowohl der Transport des Kontrastmittels, als auch der Transport der tatsächlichen Umgebungskomponente für die Detektion physiologischer Parameter genutzt werden. Ein Beispiel sind MRI-Kontrastmittel, bei denen ein erhöhter Grad von Wasserzufuhr/-transport zu dem Kontrastmittel zu der gemessenen Kontrastverstärkung führt. In diesem Fall kann die Antwort auf einen physiologischen Parameter eine erhöhte Geschwindigkeit des Wassertransports in/aus den Teilchen sein.
Die Leckbildung oder eine erhöhte Transportgeschwindigkeit von gelösten Stoffen in ein/aus einem Teilchen kann auf einer Vielfalt von Weisen durchgeführt werden. Alle Arten von Phasenübergängen können genutzt werden, um die Leckbildung/den Transport zu induzieren. Zum Beispiel kann ein festes Teilchen/eine Membran undicht werden, wenn sie schmilzt, wobei der Prozess gegen Temperatur empfindlich ist. Phasenübergänge, die eine Gasphase beinhalten, können verwendet werden, um auf Druck als einen physiologischen Parameter anzusprechen. Ein besonders nützlicher Aspekt der vorliegenden Erfindung sind Teilchen, die flüssigkristallines Material, wie zum Beispiel Liposomen, Niosomen oder andere Vesikel umfassen. Flüssigkristalline Materialien können mehreren verschiedenen Phasenänderungen unterliegen, die eine Leckbildung und/oder eine Vergrößerung der Transportgeschwindigkeit gelöster Stoffe oder sogar den Zusammenbruch des Teilchens induzieren. Zum Beispiel kann der Gel-zu-Flüssigkristall-Phasenübergang von Phospholipiden die Liposomenpermeabilität erhöhen und die Transportgeschwindigkeit erhöhen oder das Austreten von ge lösten Stoffen beim Erwärmen und daher eine Temperaturempfindlichkeit induzieren. Der Phasenübergang von lamellar zu revers hexagonal wird auch eine Leckbildung induzieren, da die Liposomen Lipide in lamellarer, gelförmiger oder anderer geschichteter Phasenstruktur erfordern. Der Phasenübergang von lamellar zu revers hexagonal kann durch den pH, Elektrolyte und Änderungen in der chemischen Umgebung wie Targeting, Enzyme, Antikörper etc. induziert werden. Der geeignete Parameter, um darauf anzusprechen, kann durch Auswahl der Membranzusammensetzung und -behandlung eingestellt werden. Andere Phasenübergänge, wie lamellare zu kubische Phasen, lamellare zu Mikroemulsionsphasen oder lamellare zu normaler hexagonaler Phase können auch verwendet werden, um Leckbildung einzuführen.
Auf Gel basierende Teilchen oder Gel umgebende Teilchen (z.B. Teilchen, die durch eine Koacervation erzeugt sind), können auf einen physiologischen Parameter ansprechen durch zum Beispiel eine Verringerung der Viskosität des Gels. Eine derartige Viskositätsverringerung kann zum Beispiel erhalten werden durch die Temperatur, den pH oder Elektrolyten wie Ca²⁺ oder Mg²⁺, und die Teilchen sind daher gegenüber diesen Parametern empfindlich. Derartige Parameter können auch eine Phasentrennung in den Gelteilchen induzieren, was zu einem Austreten von Flüssigkeit und einer Phasentrennung des Polymers, das das Gel umfasst, führt. Diese Mechanismen können wiederum einen Parameter beeinflussen, wie Austreten von Wasser und dem Wasser aussetzen von z.B. paramagnetischen Chelaten, und können daher zu einer Änderung im MRI-Kontrast führen.
Teilchen oder Membrane, die aus festem Polymer zusammengesetzt sind, können auch auf physiologische Parameter anspre chen. Zum Beispiel kann die Temperatur die Glasübergangstemperatur des Polymers ändern und daher Phasenübergänge in der Polymermembran induzieren, was wiederum einen Parameter, wie zum Beispiel den Wassertransport beeinflussen kann, der die Kontrastwirksamkeit des Kontrastmittels beeinflusst.
Teilchen, die mindestens teilweise aus wasserlöslichen Polymeren, z.B. Peptiden, zusammengesetzt sind oder dadurch stabilisiert sind, können auf physiologische Parameter durch eine Änderung in der Peptidkonformation ansprechen. Zum Beispiel können Peptide einen α-Helix-zu-β-Blatt-Übergang oder vice versa unterliegen und daher einen Parameter beeinflussen, der wiederum den Kontrast beeinflusst. Auch Übergänge zu/von einer α-Helix oder einem β-Blatt zu Random Coil können einen Parameter, wie Membranpermeabilität, Teilchenstabilität gegen Aggregation/Ausflockung oder sogar Fusion, oder Teilchenauflösung oder -präzipitation beeinflussen, was wiederum die Kontrastwirksamkeit des Magnetresonanzkontrastmittels ändert.
Eine Leckbildung kann auch durch Einheiten gesteuert werden, die Kanäle oder andere Transportwege durch die Membran eines Teilchens bilden. Diese Kanäle können den Transport von Molekülen in das/aus dem Teilchen steuern und für z.B. Ionen ziemlich selektiv sein. Zum Beispiel kann das Protein Tubulin, das Mikroröhren in Abwesenheit von Ca²⁺ bildet, eine stärkere Leckbildung in Anwesenheit von Ca²⁺ als in Abwesenheit von Ca²⁺ induzieren und daher Ca²⁺-empfindlich sein. Andere Proteine/Enzyme, die den Transport von Substanz in/aus einem Vesikel steuern, umfassen Erythrozytenaniontransporter, Erythrozytenglukosetransporter, Na⁺K⁺-ATPase (Na⁺/K⁺-Pumpe), Ca²⁺-ATPase (Ca²⁺-Pumpe) und Bakteriorhodopsin (H⁺-Pumpe).
Auch biooberflächenaktive Mittel, wie Iturine, Eperin, Bacillomycine, Nlycosubtilin, Surfactin und ähnliche Substanzen können als Membrankomponenten verwendet werden, um Leckbildung zu induzieren/verhindern durch eine Antwort auf externe Parameter, da diese Moleküle durch Änderungen in der sekundären und tertiären Struktur, wie auch den Selbstanordnungseigenschaften unter Einfluss extrinsischer Parameter ansprechen können.
Die kontrastbildende Spezies in MR-Kontrastmitteln, die gemäß der Erfindung verwendet wird, wird allgemein eine paramagnetische, superparamagnetische, ferrimagnetische oder ferromagnetische Verbindung und/oder eine Verbindung sein, die andere Nicht-Null-Spin-Kerne als Wasserstoff enthalten, z.B. ¹⁹F, ¹³C, ¹⁵N, ²⁹Si, ³¹P und bestimmte Edelgase, wie ¹²⁹Xe oder ³He. Bevorzugt als paramagnetische Verbindungen sind stabile freie Radikale und Verbindungen (insbesondere Chelate) von Übergangsmetallen oder Lanthanidenmetallen, z.B. Manganverbindungen, Gadoliniumchelate, Ytterbiumchelate und Dysprosiumchelate. Bevorzugte magnetische (z.B. superparamagnetische) Verbindungen sind γ-Fe.O., Fe.O und andere Eisen/Metalloxide mit hoher magnetischer Suszeptibilität. Bevorzugte fluorierte Verbindungen sind Verbindungen mit relativ kurzen ¹⁹F-T-Relaxationszeiten. Andere bevorzugte fluorierte Verbindungen gemäß der vorliegenden Erfindung sind fluorierte pH-Sonden, wie Verbindungen, die in EP-0447013 der Schering AG und ZK-150471 beschrieben sind, beschrieben durch Y. Aoki in Invest. Radiol. 1996, 34, 680-689.
Beispiele von MR-kontrastwirksamen Materialien sind aus der Patentliteratur gut bekannt, siehe zum Beispiel die Patent veröffentlichungen von Nycomed, Salutar, Sterling Winthrop, Schering, Squibb, Mallinckrodt, Guerbet and Bracco.
Im Allgemeinen gibt es zwei Typen kontrastbildender Spezien, die in MR-Kontrastmitteln zur Verwendung gemäß der Erfindung nützlich sind: Spezien, die die Kontrasteigenschaft als eine Folge der physiologischen Parameter im umgebenden Gewebe ändern; und Spezien, die gegenüber der Physiologie inert sind, aber Kontrasteigenschaften als eine Folge einer Wechselwirkung zwischen Bedeckungsmaterial/Einkapselungsmaterial und der Physiologie ändern. Typische Beispiele werden hier GdDTPA, GdDTPA-BMA, Gd-DOTA, GdHPDO3A, PrDO3A-Derivate und Tm-Chelate in thermoempfindlichen Liposomen oder in pHempfindlichen Vesikeln sein.
Typische Beispiele von Spezien, die die Kontrasteigenschaft als eine Folge der physiologischen Parameter im umgebenden Gewebe ändern, umfassen: paramagnetische Chelate, die Relaxationseigenschaften ändern und/oder die chemische Verschiebung als eine Folge der Temperatur ändern, paramagnetische Chelate, die die Koordinationszahl und dadurch die Relaxationseigenschaften und/oder Verschiebungseigenschaften als eine Funktion des pH ändern, paramagnetische Verbindungen, zum Beispiel Manganverbindungen (Mn(2+/Mn(3+)), Europiumverbindungen (Eu(2+), Eu(3+)) und freie Radikale (Radikal, kein Radikal), die die Relaxationseigenschaften ändern und/oder Verschiebungseigenschaften als eine Folge der Sauerstoffspannung/Konzentration oder als eine Folge des Redoxpotentials in dem umgebenden Gewebe ändern, paramagnetische und magnetische Verbindungen, die Relaxations/Verschiebungseigenschaften als eine Folge enzymatischer Aktivität ändern (zum Beispiel mit enzymatischer Spaltung von paramagnetischen Chelaten von Mak romolekülen, die daran konjugiert sind, was eine Änderung in der Korrelationszeit und/oder Wasserkoordination verursacht) und paramagnetische Chelate, die Eigenschaften als eine Folge der Konzentration von Ionen im Gewebe ändern, z.B. aufgrund von Änderungen in der Wasserkoordination.
Paramagnetische Verbindungen besitzen gemäß der vorliegenden Erfindung entweder eine Wirkung auf die Relaxationszeiten (T₁ oder T₂) oder eine Wirkung auf die chemische Verschiebung. Typische Verbindungen, die Relaxationszeiten ändern, sind Gadoliniumchelate, Manganverbindungen und superparamagnetische Eisenoxide. Europiumchelate sind andererseits gut bekannte Verbindungen der chemischen Verschiebung. Die Wirkung auf die chemische Verschiebung ist auf die Temperatur bezogen. Basieren darauf wurden makrozyklische paramagnetische Chelate, wie 2-Methoxyethyl-substituiertes PrDO3A und 1,4,7,10-Tetraazacyclododecan-1,4,7,10-tetrakis(methylenphosphonatthuliumkomplex) als Temperatursonden vorgeschlagen (siehe WO94/27977 (Platzek, Schering) und C.S. Zuo et al. in J. Magn. Res. 133 53-60 (1998)). All diese paramagnetischen Verbindungen können gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet werden. In-vivo-Temperaturmessungen waren von großem Interesse, weil die Temperatur ein wichtiger physiologischer Parameter ist, der auf mehrere Indikationen einschließlich Krebs, kardiovaskuläre Erkrankungen und Entzündung bezogen ist. Die lokale Überwachung der Temperatur wird auch von großem Wert während einer Hyperthermiebehandlung sein.
Magentresonanzkontrast-bildenden Spezien können aus dem Matrix-/Einkapselungsmaterial als eine Folge einer erhöhten Temperatur freigesetzt werden und dadurch ihre Kontrasteigenschaft ändern oder an andere Gewebe als das teilchenförmige Produkt verteilt werden. Alternativ für ein MR-aktives temperaturempfindliches Mittel kann eine Änderung in der Kontrastwirksamkeit aufgrund einer erhöhten Permeabilität des Matrix/Einkapselungsmaterials auftreten, und daher aufgrund einer erhöhten Geschwindigkeit des Wassertransports auf die andere Seite des Matrix-/Einkapselungsmaterials, sogar, falls das Mittel selbst das Matrix-/Einkapselungsmaterial nicht verlässt.
Typische Beispiele von temperaturempfindlichen, teilchenförmigen Materialien sind temperaturempfindliche Liposomen, wobei diese zur Verwendung mit MRI geeignet sind. Diese Liposomen ziehen aus der Tatsache Vorteil, dass die Membranpermeabilität merklich an der Gel-zu-Flüssigkristall-Phasenübergangstemperatur (Tc) ihrer Membranlipide erhöht ist. Auch kann möglicherweise abhängig von den Membraneigenschaften und der Natur des MR-aktiven Mittels, ein Austreten des Mittels auftreten. Liposomen, hergestellt aus spezifischen Phospholipiden oder einem spezifischen Gemisch von Phospholipiden können bis 37°C stabil sein, weisen aber eine erhöhte Wasserpermeabilität auf und/oder können undicht werden, während sie durch ein Gebiet des Körpers wandern, in dem die Temperatur angehoben ist, z.B. auf 40 bis 45°C, als eine Folge eines Erkrankungsprozesses oder einer externen Erwärmung. Die Tabelle 1 unten zeigt die Übergangstemperatur verschiedener gesättigter Phosphatidylcholine.
Tabelle 1
Tabelle 2 unten zeigt den Phasenübergang verschiedener ungesättigter Phosphatidylcholine.
Tabelle 2
Tabelle 3 unten zeigt die Phasenübergangstemperatur verschiedener asymmetrischer Phosphatidylcholine.
Tabelle 3
Tabelle 4 unten zeigt die Phasenübergangstemperatur verschiedener gesättigter symmetrischer Phosphatidylglycerole (PG) in der Form ihrer Natriumsalze.
Tabelle 4
Die Tabellen 1 bis 4 basieren auf einer Information aus dem Produktkatalog von Avanti Polar Lipid Inc., USA.
Demgemäß können Phospholipide oder Gemische von Phospholipiden ausgewählt werden, um Produkte mit der korrekten Tc für thermoempfindliche Liposomen zur diagnostischen Verwendung zu ergeben. Typische Gemische für die Herstellung von thermoempfindlichen Liposomen zur diagnostischen Verwendung sind Mischungen von Dipalmitoylphosphatidylcholin (DPPC) und Dipalmitoylphosphatidylglycerol (DPPG) und Distearylphosphatidylcholin (DSPC).
Teilchenförmige Kontrastmittel können auch auf Temperatur ansprechen durch Nutzen der Konformations-Temperaturempfindlichkeit bestimmter Polymersysteme. Ein Beispiel ist Poly(N-isopropylacrylamid), das bei 37°C einer Phasentrennung unterliegt. Daher werden Teilchen, die Kontrastmittel umfassen, abhängig von der Temperatur undicht werden (siehe Hoffmann et al. Macromol. Symp. 118: 553-563 (1997)).
Andere Beispiele von temperaturempfindlichen Matrizen/Beschichtungen sind Lipidsuspensionen/-emulsionen, die die kontrastbildende Spezies oder andere teilchenförmige oder teilchenförmigartige Formulierungen enthalten, die die Magnetresonanzkontrast-bildende Spezies freisetzen oder Eigenschaften ändern als eine Folge von Änderungen in der Temperatur.
Falls der studierte Parameter der Manipulation fähig ist, z.B. durch Behandlung mit Arzneimitteln, äußerliche Anwendung von Wärme etc., kann er verwendet werden, um die Wirksamkeit einer derartigen Behandlung zu studieren oder eine derartige lokalisierte Behandlung kann verwendet werden, um eine Änderung in der Kontrastwirksamkeit zu verursachen, was wiederum verwendet werden kann, um Parameter, wie eine Organperfusion zu messen. Daher kann zum Beispiel eine externe Anwendung von Wärme an, nahe oder stromaufwärts eines Organs von Interesse verwendet werden, um eine Freisetzung aus den Teilchen eines Kontrastmittels zu verursachen, die in das Organ diffundieren können und so die Blutperfusion (oder das Fehlen der Perfusion) in jenem Organ zu detektieren. In diesem Zusammenhang könnte man ein thermisch empfindliches teilchenförmiges Mittel im Zusammenhang mit externem Erwärmen verabreichen, um den Wärmetransport in Teile des Körpers zu verfolgen. Wärmetransport in vivo ist direkt mit dem Blutfluss über die Biowärmegleichung verbunden (J. Appl. Physiol. Band 1, (1948), 93-122)
wobei r_t (kg/m³) die Gewebedichte ist, C_t (J/kg°C) die spezifische Wärme des Gewebes ist, t (s) die Zeit ist, T (°C) die Temperatur ist, w_b (kg/m³s) die Blutperfusion ist, c_b (J/kg°C) die spezifische Wärme des Blutes ist, T_a (°C) die Arterientemperatur ist, k (W/m°C) die thermische Leitfähigkeit des Gewebes ist, Q_p (W/m³) die Leistungsdeposition und Q_m (W/m³) der lokale Energieumsatz ist. Daher können die thermoempfindlichen teilchenförmigen Zusammensetzungen nach einem gesteuerten, lokalisierten externen Erwärmen ein Maß der Blutperfusion in einem Organ ergeben.
Die Temperaturantwort auf thermoempfindliche MR-Liposome kann im Allgemeinen in drei unterschiedliche Bereiche unterteilt werden:

a) der Bereich „geringe Relaxivity"; r₁= r₁ ^low; T < T_a; wobei r₁ ^low eine Konstante mit der Temperatur (T) ist;
b) „temperaturaktiver Bereich" r₁(T) = f(T), T_a< T < T_b, und
c) Bereich „hohe Relaxivity"; r₁= r₁ ^high; T > T_b; wobei r₁ ^high eine Konstante mit der Temperatur ist (idealerweise r₁ ^high >> r₁ ^low).

Es ist möglich, die lokale Temperatur in dem temperaturaktiven Bereich der Liposomen zu quantifizieren, vorausgesetzt, dass drei Kriterien erfüllt sind:

1. Eine gut definierte Beziehung existiert um T zwischen liposomaler Relaxivity und Temperatur; d.h. r₁(T) = f(T); T_a< T < T_b; wobei T_a; T_b ein klinisch relevanter Temperaturbereich ist. Idealerweise sollte r₁ eine lineare Funktion von T über den Bereich T_a; T_b sein.
2. Der temperaturaktive Bereich deckt einen Temperaturbereich ab, der groß genug ist.
3. Die Gd-Konzentration im Gewebe [Gd] ist bekannt.

Falls [Gd] nicht bekannt ist, könnte sich sogar eine qualitative Einschätzung von Temperaturänderungen als schwierig erweisen, da Bereiche mit unterschiedlichem [Gd] einen unterschiedlichen Grad der Verstärkung besitzen würden, sogar falls die Temperatur dieselbe wäre. Außerdem würde es unmöglich sein, zu sagen, ob das Fehlen der Verstärkung nach dem Erwärmen auf einer niedrigen lokalen Temperatur oder der Abwesenheit der Liposomen in jenem Bereich beruht.
Jedoch kann das lokale [Gd] in vivo bestimmt werden, basierend auf Relaxationseffekten der Liposomen in dem Zustand der „niedrigen Relaxivity", durch das folgende Verfahren:

1. Nimm quantitative R₁- und/oder R₂/R₂ ^*-Bilder (R_1,2 = 1/T_1,2) vor der Kontrastverabreichung und nach der Kontrastverabreichung auf, aber bevor die Hyperthermie initiiert wird. R₁- und R₂/R₂ ^*-Bilder können routinemäßig auf den meisten klinischen MR-Systemen des Stands der Technik aufgenommen werden.
2. Messe die partielle Änderung in R₁ und/oder R₂/R₂ ^*, ΔR₁= R₁ ^pose – R₁ ^pre im Bereich von Interesse.
3. Die lokale Gd-Konzentration ist dann gegeben durch: [Gd] = ΔR1/r1.
4. Falls r₁ nicht bekannt ist, ist das Verhältnis der Gd-Konzentration zwischen zwei Bereichen gegeben durch: [Gd.]/[Gd₂]=)R₁/ΔR1. Alternativ können R₂- oder R₂ ^*-Bilder verwendet werden, um dasselbe Gd-Verhältnis zu erhalten.

Deshalb kann im Allgemeinen die absolute [Gd] nicht bestimmt werden, es sei denn, dass die liposomale Relaxivity in dem Gewebe bekannt ist. Jedoch kann diese ziemlich gut für die r-Relaxivity, aber nicht die r^*-Relaxivity angenähert werden, da diese von der Gewebegeometrie abhängt. Trotzdem kann die [Gd] in einem Bereich relativ zu einem anderen wie oben beschrieben eingeschätzt werden. Die relative [Gd] ist eine wertvolle Information, die verwendet werden kann, um die Signalverstärkung in dem Bild anzupassen, so dass sie aktuelle Temperaturänderungen reflektiert. Um dies möglich zu machen, muss man annehmen, dass ein „Kernbereich" existiert, in dem die Temperatur über T liegt. Es ist in einer klinischen Situation wahrscheinlich, dass ein solcher Kernbereich existiert, in dem das Erwärmen am wirksamsten durch eine „Penumbra" umgeben ist, wo Erwärmen weniger wirksam ist und die Temperaturverteilung weniger gut definiert ist. Nun kann durch Bekanntsein der relativen [Gd] in dem Kern gegenüber der Pen umbra die Bildintensität angepasst werden, um jede Differenz in [Gd] in den zwei Bereichen zu kompensieren.
Es ist möglich [Gd₁]/[Gd₂] unter Verwenden einer stark T₁-gewichteten Sequenz einzuschätzen, wobei in diesem Fall eine Änderung in der Signalintensität fast linear mit einer Änderung in R₁ und daher [Gd] in Beziehung steht. Dies erfordert TR << T₁ des Zielgewebes. Auf ähnliche Weise können stark T₂- oder T₂ ^*-gewichtete Sequenzen verwendet werden, um [Gd₁]/[Gd₂] einzuschätzen.
Daher ist, wenn eine Gd-Verbindung in Liposomen eingekapselt ist, die resultierende Relaxivity (r₁, r₂) klein aufgrund von beschränktem Wasserzugang zu dem paramagnetischen Zentrum. Jedoch ist es, vorausgesetzt, dass eine sehr T₁-empfindliche Sequenz verwendet wird, noch möglich eine Änderung in T₁ zu detektieren, aufgrund der Anwesenheit der Liposomen vor dem Erwärmen (d.h. bei Temperaturen gut unterhalb T₀). Infolgedessen ermöglicht, durch Aufnehmen quantitativer R₁- oder T₁-Karten des Gebietes von Interesse vor und nach der Kontrastinjektion (vor der Hyperthermiebehandlung), die Änderung in R₁ oder T₁, dass die lokale Gd-Konzentration [Gd] bestimmt wird. Nach dem Erwärmen können regionale Variationen in [Gd] daher berücksichtigt werden; Variationen in der Kontrastverstärkung aufgrund von Temperaturdifferenzen können deshalb von Variationen in der Kontrastverstärkung aufgrund von Konzentrationsvariationen unterschieden werden.
Die longitudinale Relaxationsgeschwindigkeit R₁ nach der Kontrastverabreichung ist gegeben durch: R1 = R1 0 +[Gd]*r1;
wobei R₁ ⁰ die Relaxationsgeschwindigkeit vor der Kontrastverabreichung ist. Die Änderung in R₁ aufgrund des Kontrastmittels ist deshalb: ΔR1 = R1 – R1 0 = [Gd]*r1;
Nach der Hyperthermie wird eine neue R₁- oder T₁-Karte erzeugt.
Zum Schluss ist es deshalb, vorausgesetzt, dass die T₁-Wirkung der Liposomen unterhalb T₀ detektierbar ist, möglich, die lokale Gd-Konzentration zu vermessen und demzufolge Differenzen in der Kontrastverstärkung nach dem Erwärmen aufgrund lokaler Variationen in der Gd-Konzentration zu kompensieren. Die R₂- oder R₂'-Wirkung der Liposomen kann auch für diesen Zweck verwendet werden.
In-vivo-pH-Messungen waren von großem Interessen, weil der pH ein wichtiger physiologischer Parameter assoziiert mit mehreren schweren Erkrankungen ist. Der pH-Wert ist üblicherweise während Krebserkrankungen, kardiovaskulären Erkrankungen, wie zum Beispiel, Osteoporose, Entzündungen und Autoimmunerkrankungen reduziert.
Ein Typ einer pH-empfindlichen Einkapselung von diagnostischen Mitteln beinhaltet die Verwendung von pH-empfindlichen Liposomen. Die allgemeine Strategie ist es, pH-empfindliche Gruppen in der liposomalen Membran einzusetzen. Derartige typische Gruppen haben pKa-Werte zwischen 4 und 5,5. Phospholipide, die für die Herstellung von pH-empfindlichen diagnostischen Mitteln nützlich sind, umfassen Diheptadecanoylphospha tidylcholin (DHPC) in Mischung mit DPPC und N-Palmitoylhomocystein (PHC) in verschiedenen Verhältnissen (siehe Eur. J. Pharm. Biopharm. 1993, 39, 97-101 für einen allgemeinen Überblick über temperatur- und pH-empfindliche Liposomen).
Ein anderer Typ einer pH-empfindlichen Einkapselung von kontrastbildenden Spezien beinhaltet die Verwendung von pH-empfindlichen oberflächenaktiven Mitteln, wie zum Beispiel N-Dodekyl-2-immidazolproprionat (DIP), das ein pKa von 6,8 besitzt (siehe zum Beispiel Pharm. Res. 1993, 13, 404). Dies bedeutet, dass DIP bei pH 7,3-7,4 (physiologisch) in der nicht-ionisierten (keine/niedrige Aktivität des oberflächenaktiven Mittels) Form (80 %) vorliegt, während bei zum Beispiel lysosomalem pH (5,2) über 97 % in der geladenen Form vorliegen werden.
Ein anderes Mittel der pH-empfindlichen Einkapselung von Magnetresonanzkontrast-bildenden Spezien beinhaltet die Verwendung von Matrixmaterialien und/oder Beschichtungsmaterialien mit pKa-Werten im Bereich von 4,5-7,0, so dass das Material löslich oder teilweise löslich in der geladenen Form und unlöslich oder teilweise unlöslich in der nicht geladenen Form ist. Derartige Verbindungen können physiologisch annehmbare Verbindungen mit niedrigem Molekulargewicht oder physiologisch annehmbare Polymere sein.
Ein noch anderes Mittel der pH-empfindlichen Einkapselung beinhaltet die Verwendung von Verbindungen, die chemisch gespalten werden als eine Folge des pH, zum Beispiel Polyorthoester oder Polyacetale/ketale, die unter sauren Bedingungen gespalten werden.
Liposomen, die Phosphatidylethanolamine (PE) als die zentrale Komponente umfassen, sind ein anderes Beispiel von Liposomen, die einen Phasenübergang durchlaufen können und undicht werden, wenn der pH verringert wird. pH-empfindliche Liposomen können auch erreicht werden durch Einbau von Fettsäuren in Phospholipidmembranen.
Im Prinzip können beliebige geladene teilchenförmige Systeme verwendet werden, bei denen die Ladung pH-abhängig ist und die Packung des Membranmaterials beeinflusst.
Zugang zu Sauerstoff ist kritisch für alle Typen von Zellen, und diagnostische Mittel zur Bestimmung der Sauerstoffkonzentration/-spannung im Gewebe werden von großer Wichtigkeit sein bei der Diagnose von Erkrankungen, wie Krebs, kardiovaskuläre Erkrankungen, Autoimmunerkrankungen und mehrere Erkrankungen im zentralen Nervensystem.
Ein Typ von sauerstoff- oder redoxempfindlichem Einkapselungs-/Beschichtungsmaterial ist ein Material, das verschiedene Löslichkeits-/Diffusionseigenschaften abhängig von dem Sauerstoffgehalt oder dem Redoxzustand besitzt; zum Beispiel Verbindungen, die eine Nitrogruppe enthalten, die in vivo zu einer Aminogruppe reduziert wird, was die Solubilisierung des Materials in reduzierenden/Niedrigsauerstoff-Umgebungen verbessert.
Die Bestimmung der Konzentration von physiologisch wichtigen Ionen im Gewebe ist wichtig für mehrere Erkrankungen.
Typen von Ionenkonzentrations-empfindlichen Einkapselungsmaterialien, die in diesem Zusammenhang verwendet werden kön nen, umfassen Phospholipide, oberflächenaktive Mittel und andere Ionen-chelatierende Materialien. Negativ geladene Liposomen werden zum Beispiel Ca(2+) binden und die Membran wird ihre Diffusionseigenschaften ändern und steifer werden.
Ein Beispiel Ca²⁺/Mg²⁺-empfindlicher teilchenförmiger Zusammensetzungen sind Liposomen, die mit dem dimeren Phospholipidcardiolipin angereichert sind. Eine Cardiolipinenthaltende Membran kann einen Phasenübergang lamellar zu revers hexagonal bei der Zugabe der divalenten Kationen durchlaufen, da diese Ionen an die Cardiolipindiphosphatidylgruppe binden.
Ca²⁺- oder Mg²⁺-Empfindlichkeit kann erhalten werden durch Verwenden von ladungsstabilisierten Teilchen, z.B. festen Teilchen, flüssigen Teilchen, z.B. Emulsionstropfen, Gasteilchen, z.B. Mikroblasen-Dispersionen oder Liposomen. Ca²⁺ oder Mg²⁺ können daher eine Aggregation oder Ausflockung unter den Teilchen induzieren und mit diesem Mittel die Kontrastwirkung ändern. Die Ca²⁺- oder Mg²⁺-Empfindlichkeit kann auch erhalten werden durch Verwenden stabilisierender Einheiten für die Teilchen, die chemisch oder physikalisch durch Ca²⁺ oder Mg²⁺ beeinflusst sind, beispielsweise unter Verwenden von oberflächenaktiven Mitteln, die wasserunlösliche Spezien bilden, wenn sie Ca²⁺ oder Mg²⁺ ausgesetzt werden und daher präzipitieren.
Einige Teilchen oder stabilisierende Membranen, die Teilchen umgeben, können auch mit einem Phasenübergang ansprechen, wenn sie Ca²⁺ oder Mg²⁺ ausgesetzt werden. Ein Beispiel sind auf Flüssigkristall basierende Teilchen, z.B. Liposomen, die mit einem Phasenübergang lamellar zu revers hexagonal bei der Zugabe von Ca²⁺ oder Mg²⁺ ansprechen. Auch Gelteilchen können einfach auf Ca²⁺ oder Mg²⁺ durch eine beträchtliche Erniedrigung der Viskosität oder sogar eine Phasentrennung des Polymers, das die Basis für das Gel bildet, auf das Ca²⁺- oder Mg²⁺-Aussetzen ansprechen. Diese Viskositätsverringerung oder Phasentrennung kann eine Änderung in der Kontrastwirkung induzieren.
Typen von Enzym-empfindlichen Einkapselungsmaterial umfassen Matrizen oder Beschichtungen, die durch Enzyme abgebaut werden, zum Beispiel einfache Ester von Verbindungen niedrigen Molekulargewichts oder Polyester, wie Polyessigsäure und andere.
Verschiedene Metaboliten können auch die Eigenschaften von Beschichtungsmaterialien ändern.
Teilchen können zum Beispiel gegenüber Antikörpern empfindlich gemacht werden, basierend auf einer verstärkten Leckbildung aufgrund eines Phasenübergangs, der durch die chemische Bindung zwischen Membranmolekülen und dem Antikörper induziert wird. Als ein Beispiel werden Liposomen, die N-(Dinitrophenylamino-ε-caproyl)-phosphatidylethanolamin (DNP-cap-PE) umfassen, undicht aufgrund eines Phasenübergangs lamellar zu revers hexagonal, wenn sie an anti-DNP binden. Andere Beispiele umfasst Liposomen, die menschliches Glykophorin A in Dioleoylphosphatidylethanolaminmembranen umfassen. Diese Liposomen werden undicht, wenn immobilisierte Antikörper zugegeben werden.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist es, eines der oben beschriebenen teilchenförmigen diagnostischen Mittel zusammen mit einer anderen Verbindung, die das Potential besitzt, den physiologischen Parameter von Interesse zu ändern, oder zusammen mit der Verwendung einer externen Energiequelle zu verwenden, um den Parameter von Interesse zu ändern.
Daher ist es ein Beispiel, thermoempfindliche MR-diagnostische Mittel gemäß der Erfindung in Zusammenhang mit einem externen Heizen zu verabreichen und die Heizwirkung in Teilen des Körpers zu verfolgen.
Ein anderes Beispiel ist es, Verbindungen zu verabreichen, die den pH in Zusammenhang mit einem pH-empfindlichen teilchenförmigen diagnostischen MR-Mittel gemäß der Erfindung ändern, um das pH-Profil im Gebiet von Interesse zu verfolgen.
Ein noch anderes Beispiel ist es, das studierte Subjekt zu veranlassen, Sauerstoff zu inhalieren, nach der Verabreichung eines Sauerstoff-empfindlichen MR-diagnostischen Mittels gemäß der Erfindung, um die Sauerstoff-Aufnahme im Gewebe zu verfolgen.
Frühe Diagnose ist sehr wichtig, um gute therapeutische Ergebnisse zu erhalten. In den meisten Erkrankungsprozessen finden Änderungen in physiologischen Parametern vor Änderungen in der Morphologie statt. Alle existierenden Kontrastmittel diagnostizieren die Morphologie. Die neuen Typen von Kontrastmittel gemäß der Erfindung sind fähig, Erkrankungen in einem sehr frühen Zustand im Erkrankungsprozess zu detektieren und dadurch das therapeutische Ergebnis für den Patienten zu verbessern.
Wo das teilchenförmige diagnostische Mittel oder eine Komponente davon eine Gesamtladung trägt, wird es günstigerweise in der Form eines Salzes mit einem physiologisch annehmbaren Gegenion verwendet werden, zum Beispiel ein Ammonium, substituiertes Ammonium, Alkalimetall- oder Erdalkalimetallkation oder ein Anion, das von einer anorganischen oder organischen Säure abgeleitet wird. In diesem Zusammenhang sind Megluminsalze besonders bevorzugt.
Die diagnostischen Mittel der vorliegenden Erfindung können in herkömmlichen pharmazeutischen oder veterinärmedizinischen parenteralen Verabreichungsformen formuliert werden, z.B. Suspensionen, Dispersionen etc., zum Beispiel in einem wässrigen Träger, wie Wasser, für Injektionen.
Derartige Zusammensetzungen können weiter pharmazeutisch annehmbare Verdünnungsmittel und Hilfsmittel und Formulierungshilfen enthalten, zum Beispiel Stabilisatoren, Antioxidantien, Osmolalität-einstellende Mittel, Puffer, pH-einstellende Mittel etc.
Wo das Mittel in einer für die Verwendung bereiten Form für parenterale Verabreichung formuliert ist, ist das Trägermedium bevorzugt isotonisch oder etwas hypertonisch.
Wo das teilchenförmige Mittel ein Chelat oder Salz einer anderenfalls toxischen Metallspezies umfasst, z.B. ein Schwermetallion, kann es erwünscht sein, in die Formulierung einen leichten Überschuss eines chelatierenden Mittels einzuschließen, z.B. wie diskutiert von Schering in DE-A-3640708 oder mehr bevorzugt einen leichten Überschuss des Calciumsalzes eines derartigen chelatierenden Mittels.
Die Dosierung der diagnostischen Mittel der Erfindung werden von der Bildgebungsmodalität, der kontrastbildenden Spezies und dem Mittel abhängen, durch das die Kontrastverstärkung auftritt (z.B. mit Ein- oder Ausschalten des Kontrastes, mit einer Verteilung des Kontrastes aus dem vaskulären Raum, etc.).
Im Allgemeinen werden jedoch die Dosierungen zwischen 1/10 und 10 mal der Dosierung vorliegen, die herkömmlicherweise für die ausgewählte kontrastbildende Spezies oder analoge Spezies in derselben Bildgebungsmodalität verwendet wird. Sogar niedrigere Dosen können auch verwendet werden.
Während die vorliegende Erfindung besonders geeignet für Verfahren ist, die die parenterale Verabreichung des teilchenförmigen Materials beinhaltet, z.B. in die Vaskulatur oder direkt in ein Organ oder Muskelgewebe, wobei die intravenöse Verabreichung besonders bevorzugt ist, ist sie auch anwendbar, wenn die Verabreichung nicht über einen parenteralen Weg abläuft, z.B. wo die Verabreichung transdermal, nasal, sublingual ist oder in eine nach außen verlaufende Körperhöhle, z.B. den GI-Trakt, die Blase, der Uterus oder die Vagina. Die vorliegende Erfindung ist bestimmt, sich zu erstrecken, um eine derartige Verabreichung abzudecken.
Die Offenbarungen aller Dokumente, die hier erwähnt sind, werden durch Bezugnahme einbezogen.
Die vorliegende Erfindung wird jetzt weiter durch Bezugnahme auf die folgenden nicht beschränkenden Beispiele veranschaulicht.
Beispiel 1
Herstellung von temperaturempfindlichen paramagnetischen Liposomen
Liposomen, die GdHPDO3A (ProHance, Bracco Spa, Mailand, Italien) und GdDTPA-BMA (Omniscan, Nycomed Amersham Imaging AS, Oslo, Norwegen) enthalten, wurden mit dem Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Zwei verschiedene gesättigte Phospholipidgemische wurden verwendet; eines, das aus hydriertem Phosphatidylcholin (HPC) (Lipoid GmbH, Ludwigshafen, Deutschland) und hydriertem Phosphaditylserinnatrium (HPS) (NOF Corporation, Amagasaki, Japan) bestand; das andere, das aus DPPC und DPPG-Natrium (Sygena Ltd., Liestal, Schweiz) bestand. Die Phospholipidmischungen enthielten 5 % oder 10 (g/g) der negativ geladenen HPS- und DPPG-Komponenten. Die Phospholipidmischungen wurden in einer Chloroform/Methanol-Mischung aufgelöst und die organische Lösung wurde zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. DPPC/DPPG-Liposomen wurden durch Hydratisieren der Lipidschicht mit einer vorerwärmten (55°C) wässrigen Lösung (pH 7,4) von 250 mM GdDTPA-BMA oder 250 mM GdHPDO3A gebildet. Die HPC/HPS-Liposomen wurden analog hergestellt, aber mit einer Lipidhydratationstemperatur von 70°C. Die DPPC/DPPG- und HPC/HPS-Liposomen ließ man 2 Stunden lang bei 55 bzw. 70°C quellen. Die gesamte Lipidkonzentration betrug 50 mg/ml. Die Liposomen wurden drei Ausfrierzyklen in flüssigem Stickstoff unterzogen. Liposomen verschiedener Größe wurden durch sequentielle Extrusion (Lipex Extruder^TM, Lipex Biomembranes Inc., Vancouver, Kanada) durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser hergestellt. Die Extrusionstemperatur betrug 55 und 70°C für die DPPC/DPPG- bzw. HPC/HPS-Liposomen. Nicht eingefangenes Metallchelat wurde durch Gelfiltration oder Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt.
Physiochemische Eigenschaften
Der mittlere hydrodynamische Durchmesser der Liposomen variierte von 103 nm bis 276 nm, wie durch Photokorrelationsspektroskopie gemessen (ZetaSizer IV, Malvern Instruments Ltd., Malvern, England); das Zetapotential war negativ in der Größenordnung von –25 mV, wie mit Laser-Doppler-Geschwindigkeitsmessung bei 25°C bestimmt (ZetaSizer IV, Malvern Instruments Ltd., Malvern, England). Die mittlere Gelzu-Flüssigkristall-Phasenübergangstemperatur (Tc) der HPC/HPS- und DPPC/DPPG-Präparate betrug 50 bzw. 42°C, wie mit Differentialscanningcalorimetrie bestimmt (DCS4, Perkin Elmer Inc., Norwalk, CT).
Temperaturantwort der in-vitro-MR-Kontrastwirksamkeit
1 der beigefügten Zeichnungen und Tabelle 5 unten zeigen die Temperaturempfindlichkeit der in-vitro-T₁-Relaxivity (r₁) für Liposomen-eingekapseltes GdDTPA-BMA bzw. GdHPDO3A (0,47 T). 2 der beigefügten Zeichnungen zeigt die Temperaturantwort auf die in-vitro-MR-Signalintensität für Liposom-eingekapseltes Gd-DTPA-BMA.
3 der beigefügten Zeichnungen zeigt eine Reihe von T₁-w-GRE-Bildern vor und nach dem Erwärmen eines Gelmodells, das Einsätze von Liposom-eingekapseltem GdDTPA-BMA enthielt.
Tabelle 5
Beispiel 2
GdDTPA-BMA eingekapselt in DSPC/DPPC/DPPG-Liposomen
DSPC/DPPC/DPPG-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 28,5/66,5/5) wurden mit dem Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die Phospholipide (500 mg) wurden in einer Chloroform/Methanol-Mischung aufgelöst und die organische Lösung wurde zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. Liposomen wurden gebildet durch Hydratisieren der Lipidschicht mit einer vorerwärmten (57°C) wässrigen Lösung (pH ~ 7) von 250 mM GdDTPA-BMA (10 ml). Die Liposomen wurden drei Ausfrierzyklen unterzogen und man ließ sie eine und eine halbe Stunde bei 65°C quellen. Die Liposomendispersion wurde bei 65°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) nach der Extrusion betrug 167 nm. Nicht eingefangenes GdDTPA-BMA wurde mit Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt.
Tabelle 6 zeigt die Temperaturempfindlichkeit der in-vitro-r₁(0,235T)-in 5 %-iger Glukose-Lösung für Liposomeneingekapseltes GdDTPA-BMA.
Tabelle 6
Beispiel 3
GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DPPC/DPPG/DPPE-PEG-2000-Liposomen
DPPC/DPPG/DPPE-PEG-2000-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 90/5/5) wurden mit dem Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die Phospholipide (500 mg) wurden in einer Chloroform/Methanol-Mischung aufgelöst und die organische Lösung wurde zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. Liposomen wurden durch Hydratisieren der Lipidschicht mit einer vorgewärmten (57°C) wässrigen Lösung (pH ~ 7) von 250 mM GdDTPA-BMA (10 ml) gebildet. Die Liposomen wurden drei Ausfrierzyklen unterzogen und man ließ sie eine und eine hal be Stunde bei 65°C quellen. Die Liposomendispersion wurde bei 65°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) nach der Extrusion betrug 132 nm. Nicht eingefangenes GdDTPA-BMA wurde mit Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt.
Tabelle 7 zeigt die Temperaturempfindlichkeit der in-vitro-r (0,235T)-in 5 %-iger Glukose-Lösung für Liposomeneingekapseltes GdDTPA-BMA.
Tabelle 7
Beispiel 4
GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DSPC/DPPC/DPPG-Liposomen
DSPC/DPPC/DPPG-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 43/52/5) wurden mit dem Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die Phospholipide (500 mg) wurden in einer Chloroform/Methanol-Mischung aufgelöst und die organische Lösung wurde zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. Liposomen wurden durch Hydratisieren der Lipidschicht mit einer vorerwärmten (63°C) wässrigen Lösung (pH ~ 7) von 250 mM GdDTPA-BMA (10 ml) gebildet. Die Liposomen wurden drei Ausfrierzyklen unterzogen und man ließ sie eine und eine halbe Stunde bei 64°C quellen. Die Liposomendispersion wurde bei 65°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) betrug 145 nm. Nicht eingefangenes Metallchelat wurde mit Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt.
Tabelle 8 zeigt die Temperaturempfindlichkeit des in-vitro-r (0,235T) sowohl in 5 %-iger Glukose-Lösung als auch menschlichem Serum für Liposomen-eingekapseltes GdDTPA-BMA.
Tabelle 8
Beispiel 5
GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DPPC/DPPG-Liposomen
DPPC/DPPG-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 95/5) wurden durch das Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die Phospholipide (500 mg) wurden in einer Chloroform/Methanol- Mischung aufgelöst und die organische Lösung wurde zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. Liposomen wurden durch Hydratisieren der Lipidschicht mit einer vorerwärmten (52°C) wässrigen Lösung (pH ~ 7) von 250 mM GdDTPA-BMA (10 ml) gebildet. Die Liposomen wurden drei Ausfrierzyklen unterzogen und man ließ sie eine und eine halbe Stunde bei 55°C quellen. Die Liposomendispersion wurde bei 62°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) nach der Extrusion betrug 148 nm. Nicht eingefangenes Metallchelat wurde mit Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt.
Tabelle 9 zeigt die Temperaturempfindlichkeit des in-vitro-r₁ (0,235T) sowohl in 5 %-iger Glukose-Lösung als auch menschlichem Serum für Liposomen-eingekapseltes GdDTPA-BMA.
Tabelle 9
Beispiel 6
„Doppelübergang" mit einer Mischung von DSPC/DPPC/DPPG- und DPPC/DPPG-Liposomen, die beide GdDTPA-BMA enthielten
1,5 ml Liposomen aus Beispiel 4 wurden mit 1,5 ml DPPC/DPPG-Liposomen hergestellt als Beispiel 5 gemischt. Die Mischung wurde auf 40 ml mit 5 %-iger Glukose-Lösung verdünnt.
Tabelle 10 zeigt die Temperaturempfindlichkeit des in-vitro-R₁ (0,235T) in 5%-iger Glukoselösung für die Liposomenmischung.
Tabelle 10
Beispiel 8
Bildgebungsstudien in Ratten mit GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DPPC/DPPG-Liposomen
a) Intramuskuläre Injektion in den linken Oberschenkel
Liposomen wurden intramuskulär mit einer Dosierung von 0,02 mmol/kg injiziert. Der linke Oberschenkelmuskel wurde mit fokussiertem Ultraschall erwärmt, während der rechte Oberschenkelmuskel als eine Kontrolle diente.
4 bis 5 zeigen axiale T₁-w-SE-Bilder des Oberschenkels vor beziehungsweise nach der Liposomeninjektion. 6-8 sind T₁-w-SE-Bilder nach 2,5 beziehungsweise 9 Minuten des Erwärmens.
Zu jenem Zeitpunkt wurde das Erwärmen beendet, die Ratte wurde aus dem MRI-Scanner entfernt und die Temperatur des Muskels wurde gemessen als 47°C. 9 stellt das Endbild 15 Minuten nach der Beendigung des Erwärmens dar. Für Vergleichszwecke wurde die Spritze, die die liposomale Dispersion (identisch zu jener, die injiziert wurde) enthielt, eingeschlossen.
Die Ergebnisse zeigen an, dass die Signalintensität des linken Oberschenkelmuskels wesentlich nach der Erwärmung ansteigt, im Vergleich zu dem rechten Oberschenkelmuskel und der Spritze.
b) Intravenöse Injektion
Liposomen wurden intravenös in eine Ratte (obere Position) mit einer Dosierung von 0,10 mmol/kg injiziert. Die Ratte in der unteren Position diente als eine Kontrolle (z.B. weder Injektion noch Erwärmen).
10 ist das axiale T₁-w-SE-Bild der Leber 7 Minuten nach der Liposomeninjektion. Bei 15 Minuten nach der Injektion wurde die Leber mit fokussiertem Ultraschall erwärmt ( 11). 12 bis 13 sind T₁-w-SE-Bilder 16 beziehungsweise 21 Minuten nach der Initiation des Erwärmens. Nach der Beendigung des Erwärmens betrug die gemessene Temperatur in der Leber 51°C.
Die Ergebnisse zeigen an, dass die Lebersignalintensität wesentlich nach der Erwärmung ansteigt im Vergleich zu der Kontroll-Leber.
Beispiel 9
Herstellung von pH-empfindlichen paramagnetischen Liposomen
Liposomen zusammengesetzt aus DPPE/PA (4:1 Mol/Mol), die GdDTPA-BMA enthielten, wurden durch das Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die gesamte Lipidkonzentration betrug 25 mg/ml. Kurz gesagt wurde eine Chloroform/Methanol-Lösung (10:1) der Lipide unter Rotation zum Trocknen verdampft und die resultierende Schicht wurde weiter unter Vakuum über Nacht getrocknet. Die Lipide wurden mit 250 mM GdDTPA-BMA in 0,05 M Tris-HCl-Puffer (ph = 8,4) bei 75°C hydratisiert. Die Liposomen wurden drei Ausfrierzyklen in Me- OH/CO₂(s) unterzogen. Die Liposomen wurden durch sequentielle Extrusion (Lipex Extruder^TM, Lipex Biomembranes Inc., Vancouver, Kanada) durch Polycarbonatfilter mit verschiedenen Porendurchmessern nach unten klassiert. Nicht eingefangenes Metallchelat wurde mit Dialyse gegen isoosmotische Glukoselösung (pH = 8,4) entfernt.
Physiochemische Eigenschaften
Der mittlere hydrodynamische Durchmesser der Liposomen wurde auf 165 nm durch Photonenkorrelationsspektroskopie (ZetaSizer IV, Malvern Instruments Ltd., Malvern, England) gemessen. Die in-vitro-T₁-Relaxationszeiten der paramagnetischen Liposomen wurden in verschiedenen isoosmotischen Pufferlösungen (0,05 M Citrat-phosphatpuffer und 0,05 M Tris-HCl-Puffer) gemessen (0,235T, Minispec PC-110b, Bruker GmbH, Rheinstetten, Deutschland). Der untersuchte pH-Bereich betrug 4-8,5. Die gepufferten Liposomendispersionen wurden bei 37°C 15 Minuten lang inkubiert.
Tabelle 11 zeigt die pH-Empfindlichkeit der in-vitro-R₁-Relaxivity für Liposomen-eingekapseltes GdDTPA-BMA.
Tabelle 11
Beispiel 10
DyDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DPPC/DPPG-Liposomen
DPPC/DPPG-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 95/5) wurden mit dem Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die Phospholipide (500 mg) wurden in einer Chloroform/Methanol-Mischung aufgelöst und die organische Lösung wurde zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. Liposomen wurden durch Hydratisieren der Lipidschicht bei 50°C mit einer wässrigen Lösung (pH ~ 7) von 250 mM DyDTPA-BMA (Sprodiamid, Nycomed Imaging AS, Oslo, Norwegen) (10 ml) gebildet. Die Liposomen wurden drei Ausfrierzyklen unterzogen und man ließ sie eine Stunde bei 59°C quellen. Die Liposomendispersion wurde bei 65°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) nach der Extrusion betrug 153 nm. Nicht eingefangenes DyDTPA-BMA wurde mit Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt. Die Temperaturempfindlichkeit der MR-Kontrastwirkung kann untersucht werden.
Beispiel 11
GdDTPA-Dextran eingekapselt innerhalb DPPC/DPPG-Liposomen
DPPC/DPPG-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 95/5) wurden mit dem Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die Phospholipide (500 mg) wurden in einer Chloroform/Methanol-Mischung aufgelöst und die organische Lösung wurde zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. Die Liposomen wurden durch Hydratisieren der Lipidschicht bei 48°C mit einer wässrigen Lösung von 50 mM GdDTPA-Dextran (MG 156 kD) gebildet, dessen Synthese beschrieben ist in: P. Rongved et al., Carbohydr. Res., 287 (1996) 77-89. Die Liposomendispersion wurde bei 46°C unter Verwenden eine Beschallungsspitze beschallt. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) nach der Beschallung betrug 70 nm. Nicht eingefangenes GdDTPA-Dextran wird mit Gelfiltration oder Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt. Die Temperaturempfindlichkeit der MR-Kontrastwirkung kann untersucht werden.
Beispiel 12
GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb Dibehenoyl-PC-Liposomen
Dibehenoyl-PC-Liposomen (22:0) (Tabelle 1) können mit dem Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt werden. Die Phospholipide (500 mg) werden in einer Chloroform/Methanol-Mischung aufgelöst und die organische Lösung wird zum Trocknen unter verringertem Druck verdampft. Liposomen werden durch Hydratisieren der Lipidschicht bei 80°C mit einer wässrigen Lösung (pH ~ 7) von 250 mM GdDTPA-BMA (10 ml) gebildet. Die Liposomen werden drei Ausfrierzyklen unterzogen und man lässt sie ein und eine halbe Stunde bei 80°C quellen. Die Liposomendispersion wird bei 80°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porengrößen extrudiert. Nicht eingefangenes GdDTPA-BMA wird mit Gelfiltration oder Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt. Die Temperaturempfindlichkeit der MR-Kontrastwirkung kann untersucht werden.
Beispiel 13
Superparamagnetische Eisenoxide (SPIOs) eingekapselt innerhalb HPC/HPS-Liposomen
HPC/HPS-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 90/10) wurden mit einem modifizierten Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Liposomen wurden durch Zugeben einer homogenen Mischung der Phospholipide (700 mg) zu 10 ml einer vorerwärmten (55°C) wässrigen Lösung von PEGylierten SPIOs (6,10 mg Eisen/ml) gebildet. Man ließ die Liposomen 30 Minuten lang bei 65°C quellen. Die Liposomendispersion wurde bei 66°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Nicht eingefangene SPIOs werden mit Gelfiltration oder Dialyse entfernt. Die Temperaturempfindlichkeit der MR-Kontrastwirkung kann untersucht werden.
Beispiel 14
Ultrakleine superparamagnetische Eisenoxide (USPIOs) eingekapselt innerhalb HPC/HPS-Liposomen
HPC/HPS-Liposomen (Gewichtsverhältnis; 90/10) wurden mit einem modifizierten Dünnschichthydratationsverfahren herge stellt. Liposomen wurden durch Zugeben einer homogenen Mischung der Phospholipide (700 mg) zu 10 ml einer vorerwärmten (70°C) wässrigen Lösung von USPIOs (3,63 mg Eisen/ml) gebildet. Man ließ die Liposomen 90 Minuten lang bei 70°C quellen. Die Liposomendispersion wurde bei 70°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Nicht eingefangene USPIOs werden mit Gelfiltration oder Dialyse entfernt. Die Temperaturempfindlichkeit der MR-Kontrastwirkung kann untersucht werden.
Beispiel 15
Superparamagnetische Eisenoxide (SPIOs) oder ultrakleine SPI-Os eingekapselt innerhalb pH-empfindlicher Liposomen
SPIOs oder USPIOs eingekapselt innerhalb pH-empfindlicher Liposomen können auf eine Weise analog zu jener, die in Beispiel 9 verwendet wurde, hergestellt werden. Nicht eingefangenes superparamagnetisches Material wird mit Gelfiltration oder Dialyse entfernt. Die pH-Empfindlichkeit der MR-Kontrastwirkung kann untersucht werden.
Beispiel 16
GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DSPC/DMPG/Cholesterin-Liposomen
DSPC/DMPG/Cholesterin-Liposomen (Molverhältnis; 49:5:20) wurden mit einem modifizierten Dünnschichthydratationsverfahren hergestellt. Die Liposomen wurden gebildet durch Zugeben einer gefriergetrockneten Mischung von Phospholipiden (60 g) zu einer vorerwärmten (59°C) wässrigen Lösung (pH ~ 6,3) von 250 mM GdDTPA-BMA-/300 mM Saccharose/10 mM Phosphat (300 ml). Man ließ die Liposomen 30 Minuten lang bei 59°C quellen. Die Liposomendispersion wurde homogenisiert und bei hohem Druck durch Polycarbonatfilter mit einer Porengröße von 400 nm extrudiert. Nicht eingefangene GdDTPA-BMA wurde mit Ultrafiltration mit einer 300 mM Saccharose/10 mM Phosphatlösung entfernt. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) nach der Ultrafiltration betrug 110 nm. Liposomen wurden auch lyophilisiert (2 ml pro Fläschchen) und durch Zugabe von 2 ml deionisiertem Wasser zur ursprünglichen Konzentration verdünnt. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) nach der Verdünnung zur ursprünglichen Konzentration betrug 119 nm.
Tabelle 12 fasst die Temperaturempfindlichkeit der in-vitro-R₁ (0,235T) für das Liposom-eingekapseltes GdDTPA-BMA in einer 300 nM Saccharose/10 mM Phosphatlösung zusammen. Der Einfluss der Lyophilisierung auf die R₁-Tempraturempfindlichkeit der auf die ursprüngliche Konzentration verdünnten Liposomen ist auch in Tabelle 12 gezeigt.
Tabelle 12
Beispiel 17
Kommerziell erhältliche Gd-Verbindungen/Gd-Verbindungen in Entwicklungsphase eingekapselt innerhalb Temperatur- oder pH-empfindlicher Liposomen
Liposomen, die die folgenden Kontrastmittel enthielten:
GdBOPTA (Bracco spa, Italien), GdDTPA (Schering AG, Berlin), GdDOTA (Guerbet SA, Aulnay-sous-Bois), Gadomer (Schering AG, Berlin) MS-325 und Protein-gebundenes MS-325 (Epix Medical Inc., USA) können auf eine Weise analog zu jener, die in den Beispielen 1 bis 5, 9 und 12 verwendet wurde, hergestellt werden. Nicht eingefangene Gd-Verbindung wird mit Gelfiltration oder Dialyse entfernt. Die Temperaturempfindlichkeit der MR-Kontrastwirkung kann untersucht werden.
Beispiel 18
Temperaturempfindlichkeit der in-vitro-r₁ in Blut für Liposomen-eingekapseltes GdDTPA-BMA
DPPC/DPPG/DPPE-PEG-2000 und DPPC/DPPG-Liposomen, die GdDTPA-BMA enthielten, wurden in einer Weise analog zu jener, die in den Beispielen 3 beziehungsweise 5 verwendet wurde, hergestellt. Tabelle 13 fasst die Temperaturevolution der invitro-r₁ (0,235 T) in Rattenblut für beide Liposomen-Formulierungen zusammen.
Tabelle 13
Beispiel 19
Pilotbioverteilung und relaxometrische Studien von liposomalen GdDTPA-BMA in männlichen Ratten
a) Intramuskuläre Injektion
DPPC/DPPC-Liposomen, die GdDTPA-BMA enthielten (hergestellt in Beispiel 18), wurden intramuskulär (im) in Sprague Dawley-Ratten mit einer Dosierung von 20 +μmol/kg injiziert.
Tabelle 14 zeigt die T₁-Relaxationszeiten (37°C, 0,235 T) von exzidierten Gewebestücken und Blut eine und drei Stunden nach der im-Injektion von DPPC/DPPG-Liposomen (n = 2 × 3). Tabelle 15 zeigt die Temperaturantwort des T₁ im Muskel. Alle Ergebnisse sind als Mittelwerte angegeben.
Tabelle 14
Tabelle 15
Trotz großer interindividueller Variationen zeigen die Ergebnisse die Temperaturabhängigkeit der Muskel-T₁ nach der im-Verabreichung von Liposomen-eingekapseltem GdDTPA-BMA.
b) Intravenöse Injektion
DPPC/DPPG/DPPE-PEG-2000- und DPPC/DPPG-Liposomen, die GdDTPA-BMA enthielten (hergestellt im Beispiel 18), wurden intravenös (iv) in Sprague Dawley-Ratten mit einer Dosierung von 100 μmol/kg injiziert.
Tabelle 16 und 17 zeigen die T₁-Relaxationszeiten (37°C, 0,235 T) von exzisierten Geweben und Blut, 5 Minuten (n = 3), eine (n = 2) und drei (n = 3) Stunden nach der iv-Injektion von DPPC/DPPG- beziehungsweise DPPC/DPPG/DPPE-PEG-2000-Liposomen. Auch ist die Gd-Aufnahme in das Gewebe gezeigt, ausgedrückt als die prozentuale Gewebeaufnahme der verabreichten Gd-Dosierung. Die Tabellen 18 und 19 fassen die Temperaturant wort der Blut-T₁ nach der iv-Injektion von DPPC/DPPG- beziehungsweise DPPC/DPPG/DPPE-PEG-2000-Liposomen zusammen. Eine detaillierte Untersuchung der Temperaturantwort wurde in Blut ausgeführt, das eine Stunde nach der iv-Verabreichung (n = 3) der DPPC/DPPG-Liposomen entzogen wurde, wie in Tabelle 20 gezeigt. Alle Ergebnisse sind als Mittelwerte angegeben.
Tabelle 16
Tabelle 17
Tabelle 18
Tabelle 19
Tabelle 20
Die Ergebnisse zeigen das Potential sowohl von nicht-PEG-yliertem als auch insbesondere PEG-yliertem liposomalem GdDTPA-BMA, als Blutpoolmittel. Die T₁-Temperaturempfindlichkeit der Liposomen wurde auch im Blut gezeigt.
Beispiel 20
In vitro Bildgebungsstudien mit GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DSPC/DPPC/DPPG-Liposomen
DSPC/DPPC/DPPG-Liposomen, die GdDTPA-BMA enthielten, wurden analog zu Beispiel 2 hergestellt. Die Liposomengröße (z-Durchschnitt) betrug 129 nm. MR-Bildgebung wurde bei 2,0 T (Bruker Medspec) mit einem konzentrischen sphärischen Modell ausgeführt, in dem die innere Kammer liposomales GdDTPA-BMA enthielt, das mit einem isotonischen Medium verdünnt war, das aus Glukose und 6,25%-igem Polyvinylpyrrolidon (Konz. ~ 0,8 mM Gd) zusammengesetzt war, während das äußere Abteil mit Salzlösung gefüllt war. Mikrowellenheizen wurde bei 434 MHz mit einer linearen Radiofrequenzantenne, die in der äußeren Kammer angeordnet war, ausgeführt. Die Mikrowellenbestrahlung wurde simultan mit der Bildaufnahme angewandt. Blocks, die aus 10 Diffusions-gewichteten Spin-Echo-Single-Shot-EPI(DW-SE-EPI)-Bildern (b-Faktor von 3 bis 864 s/mm²) bestand, ein Satz von SE-EPI-Bildern mit Inversionswiedergewinnungspräparation (IR-SE-EPI) und Gradientenecho-T₁-gewichtete (T₁-W-GE) Bilder wurden wiederholt, bis die Temperatur der Liposomenprobe 48°C erreichte (in ungefähr 110 Minuten). T₁W-GE-Bilder wurden mit TE/TR/flip: 5 ms/30 ms/50° aufgenommen. T₁-Karten wurden aus dem Satz der 13 IR-SE-EPI-Bilder berechnet, gemessen mit Inversionszeiten, die von 14,4 ms bis 16 s variierten. Plots von 1/T₁(R₁) gegen die Temperatur wurden von einem festen Bereich von Interesse innerhalb des Modells erzeugt. Die Probentemperatur wurde mit einem Thermoelement unmittelbar nach der Aufnahme jedes Blocks gemessen. Die Temperaturverteilung innerhalb der abgebildeten Scheibe wurde aus ADC-Karten bewertet.
Die Temperaturevolution der gemessenen R₁ für liposomales GdDTPA-BMA ist in 14 zusammengefasst. Eine lineare Korrelation wurde zwischen R₁ und der Temperatur in dem „Übergangsbereich" 40,4-43,7°C (Regressionskoeffizient 0,995) erhalten. Die 15 zeigt ausgewählte T₁-W-GE-Bilder des Modells (a) vor dem Heizen, (b) während des Heizens; die Signalintensitätsverteilung, die innerhalb der Liposomenprobe beobachtet wurde, und (c) nach dem Heizen; homogene Signalintensitätsverteilung. 16 zeigt die entsprechenden T₁-Karten zu denselben Zeitpunkten wie für 15. Durch Verwendung der linearen Korrelation zwischen R₁ und der Temperatur konnte eine entsprechende Temperaturkarte von der T₁-Karte beim Zeitpunkt (b) erhalten werden, wie aus 17 ersichtlich ist. Die Temperaturkarte zeigt die Thermoempfindlichkeit von liposomalem GdDTPA-BMA. (NB Die Temperaturskala ist nur gültig für die innere Kammer, die Liposomen enthält.)
Beispiel 21
In-vitro-MR-Bildgebungsstudien mit GdDTPA-BMA ein ekapselt innerhalb DPPC/DPPG-Liposomen – Bestimmung der Gd-Konzentration
Ein statisches in-vitro-Modell, zusammengesetzt aus 12 Glasfläschchen (10 mm Durchmesser), die in einem rechteckigen Plastikbehälter angeordnet waren, wurde für diese Studie verwendet. Der Plastikbehälter wurde mit viskosem isotonischem Medium gefüllt, das aus Glukose/25% (g/g) Polyvinylpyrrolidon (PVP) zusammengesetzt war und mit GdDTPA-BMA dotiert war, um ein T₁ von ungefähr 430 ms bei 1,5 T zu ergeben. Drei der Fläschchen enthielten eine Markerlösung mit einem bekannten T₁-Wert (ungefähr 630 ms). Die verbleibenden neun Fläschchen wurden mit auf DPPC/DPPG-basierenden GdDTPA-BMA-Liposomen (hergestellt in Beispiel 18) gefüllt, die in verschiedenen Mengen isotonischer 10%-iger PVP/Glukoselösung dispergiert waren. Die Gd-Konzentration [Gd] in den Liposomenproben reichte von 0 bis 5,2 mM Gd, wie bestimmt durch Atomemissionsspektrometrie mit induktiv gekoppeltem Plasma. Das Modell wurde bei Raumtemperatur in einer Quadrature Knee Coil bei 1,5 T auf einem Phillips NT-System abgebildet. Die folgenden Bildgebungssequenzen wurden verwendet:

1. T₁-FFE (spoiled gradient echo) TR/TE/flip: 15 ms/2 ms/30°
2. TMIX (quantitative T₁/T₂-Sequenz)
3. Doppelte TE FFE (T₂ ^*-Vermessung) (TE1/TE2 4 ms/50 ms)

Alle drei Sequenzen wurden nach dem Erwärmen des Modells wiederholt, wobei das Letztere erreicht wurde durch Anordnen des Modells in einem warmen (> 60°C) Wasserbad. Die temporäre Wirkung der Erwärmung wurde nicht untersucht, nur die Endwirkung (d.h. T >> T_c).
Eine lineare Korrelation wurde zwischen [Gd] und Matrixkorrigiertem R₁(ΔR₁) vor dem Heizen erhalten (gemessen von der TMIX-Sequenz) mit einem Regressionskoeffizienten von 0, 996. Die kalkulierte liposomale r₁ betrug 0, 11 mM^–1s^–1. Analog wurde eine liposomale r₂ von 0,55 mM^–1s^–1 von der R₂ vs [Gd]-Kurve bestimmt (Regressionskoeffizient = 0,997); das r₂/r₁-Verhältnis war gleich 5. Nach dem Erwärmen des Liposoms betrugen r₁ und r₂ 3,23 beziehungsweise 3,75, was ein r₂/r₁-Verhältnis von 1,16 ergibt.
18 zeigt, vor der Erwärmung, eine lineare Korrelation zwischen [Gd] und dem Verhältnis der Signalintensitäten der Liposomenprobe und des PVP-Gels (SI_lip/SI_gel) unter Verwenden der T₁-FFE-Sequenz. 19 zeigt den Plot des ΔR₁/ΔR₁ ^max-Verhältnis vs dem [Gd]/[Gd^maX]-Verhältnis; hier gilt [Gd^maX]= 5,2 mM. Die Ergebnisse zeigten, dass vor der Erwärmung das ΔR₁-Verhältnis genau das [Gd]-Verhältnis reflektierte. Ähnli che Ergebnisse wurden auch erhalten, wenn das ΔR₂-Verhältnis verwendet wurde. Die Ergebnisse deuten darauf hin, dass die T₁- (und T₂)-Wirkung von Liposomen-eingekapseltem GdDTPA-BMA vor der Erwärmung signifikant genug ist, um eine relative Einschätzung der liposomalen Gd-Konzentration zu ermöglichen.
Beispiel 22
In-vitro-MR-Bildgebungsstudien mit GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb DPPE/PA-Liposomen
DPPE/PA-Liposomen, die GdDTPA-BMA enthielten, wurden analog zu Beispiel 9 hergestellt. Der mittlere hydrodynamische Durchmesser der Liposomen wurde auf 158 nm mit Photonenkorrelationsspektroskopie (Malvern PS/MW 4700, Malvern Instruments Ltd., Malvern, England) gemessen. Ein in-vitro-Modell, zusammengesetzt aus dreizehn Glasfläschchen (11 mm Durchmesser), die in einem gasförmigen Glasreaktor angeordnet waren, wurde für diese Studie verwendet. Der Glasreaktor wurde mit einem Agargel (2% g/v) dotiert mit GdDTPA-BMA gefüllt, um ein T₁ von ungefähr 900 ms bei 1,5 T zu ergeben. Die Glasfläschchen wurden mit isoosmotischen Pufferlösungen mit pHs gefüllt, die von 4,8 bis 8,2 reichten. Das Modell wurde konstant auf einer Temperatur von 37°C durch Zirkulieren von erwärmtem Wasser durch die Schale des Reaktors mit einer Zirkulationswasserpumpe gehalten. Liposomen wurden sukzessive zu jedem Fläschchen mit einem Zeitintervall von 1 Minute gegeben. Die Bildgebung wurde 25 Minuten nach der Zugabe der Liposomen zu dem ersten Fläschchen begonnen. Das Modell wurde bei 1,5 T auf einem Phillips NT-System abgebildet. Die folgenden Bildgebungsparameter wurden verwendet: Sequenz: MIX-TSE; TR (ms): 800,0; TE (ms): 12,5; TI (ms): 500,0; flip (deg): 90; Schei bendicke (mm) : 7, 0; FoV (frequ^*-Phase, mm) : 230, 0^*230,0. Die Scannzyklen wurden jede Minute 20 Minuten lang wiederholt. 20 zeigt das Modell 25 Minuten nach der Zugabe von Liposomen zu dem ersten Fläschchen. Die Signalintensität vergrößerte sich mit sinkendem pH.
Beispiel 26
GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb Mg²⁺-empfindlicher Liposomen
Rinderherz-Cardiolipin-Caesiumsalz, Dipalmitoylphosphatidylcholin (DPPC) und Dipalmitoylphoshatidylglycerin-Kaliumsalz (DPPG) werden in einen Rundkolben in einem Verhältnis von 40/55/5 Mol (gesamt 500 mg) gegeben und unter Verwenden von Chloroform aufgelöst. Das Chloroform wird durch Verdampfen unter verringertem Druck und Verwendung eines Rotavapor entfernt. Liposomen werden gebildet durch Hydratisieren der Lipidschicht mit einer vorerwärmten (52°C) wässrigen Lösung von 250 mM GdDTPA-BMA (10 ml). Die Liposomen werden drei Ausfrierzyklen unterzogen und man lässt sie ein und eine halbe Stunde bei 55°C quellen. Die Liposomendispersion wird bei 62°C durch Polycarbonatfilter verschiedener Porendurchmesser extrudiert. Nicht eingefangenes GdDTPA-BMA wird mit Dialyse gegen isoosmotische und isoprotische Glukoselösung entfernt.
Die Liposomendispersion wird zehn Mal mit Wasser verdünnt und in eine NMR-Röhre überführt. Die r₁-Relaxivity bei 0,235 Tesla wird unter Verwenden eines Minispec NMR-Instrumentes bei 37°C gemessen. Die r1-Relaxivity ist gering. Die Probe wird dann mit einer 0,6 M MgCl₂-Lösung titriert. Wenn sich das Mg²⁺-zu-Cardiolipin-Verhältnis vergrößert, wird der Phasen übergang lamellar-zu-H_II induziert, wie beschrieben in F. Reiss-Husson, J. Mol. Biol., 25, 363, (1967). Der Zusammenbruch der liposomalen Struktur führt zu einem Kontakt zwischen dem GdDTPA-BMA und Wasser, was einen signifikanten Anstieg in der r1-Relaxivity induziert. Dieses Experiment wird ein Mg²⁺-empfindliches MRI-Kontrastmittel zeigen.
Beispiel 27
GdDTPA-BMA eingekapselt innerhalb Ca²⁺-empfindlicher Liposomen
Das Experiment, wie es in Beispiel 26 oben beschrieben ist, wird wiederholt, aber die MgCl₂-Lösung wird mit einer CaCl₂-Lösung ersetzt. Beobachtungen eines ähnlichen Anstiegs in der Relaxivity bei einer ausreichend hohen Ca²⁺-Konzentration zeigten ein Ca²⁺-empfindliches MRI-Kontrastmittel.
Beispiel 30
Gadolinium-DTPA-markierte Stärkemikrokugeln
Gadolinium-DTPA-Stärketeilchen wurden hergestellt gemäß P. Rongved et al. in Carbohydrate Research 214 (1991) 325-330, Substrat 9 bis 12. Die Teilchen wurden in 0,9%-iger NaCl-Lösung vor der Verabreichung suspendiert. Das Produkt kann verwendet werden, um Erkrankungen zu diagnostizieren, die sich zum Beispiel auf eine abnormale Enzymaktivität beziehen (α-Amylase und Esterase).

Claims

Kontrastmedium zum Abbilden eines physiologischen Parameters, wobei das Medium ein teilchenförmiges Material umfasst, welches ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, umfasst, wobei das Matrix- oder Membranmaterial auf einen vorher ausgewählten physiologischen Parameter anspricht und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Matrix- oder Membranmaterials ist, wodurch eine Variation der Kontrastwirksamkeit der kontrastbildenden Spezies in der Antwort auf den Parameter hervorgerufen wird.
Kontrastmedium nach Anspruch 1, worin das Matrix- oder Membranmaterial auf den pH, Temperatur, Druck, Kohlendioxidspannung, Sauerstoffspannung, Enzymaktivität, Gewebeelektroaktivität, Gewebewasserdiffusion oder Ionenkonzentration anspricht.
Kontrastmedium nach Anspruch 2, worin das Matrix- oder Membranmaterial auf den pH, Temperatur oder Druck anspricht.
Kontrastmedium nach Anspruch 1 bis 3, worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, ausgewählt ist aus der Gruppe, bestehend aus paramagnetischen Verbindungen, superparamagnetischen Verbindungen, ferrimagnetischen Verbindungen, ferromagnetischen Verbindungen und Verbindungen, welche andere Nicht-Null-Spin-Kerne als Wasserstoff enthalten.
Kontrastmedium nach Anspruch 4, worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, eine paramagnetische Verbindung ist.
Kontrastmedium nach Anspruch 5, worin die Spezies, welche einen Magnetresonzanzkontrast bildet, eine paramagnetische Verbindung, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus stabilen freien Radikalen, Übergangsmetallverbindungen und Lanthanidmetallverbindungen, ist.
Kontrastmedium nach Anspruch 5, worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, eine paramagnetische Verbindung, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus Manganverbindungen, Gadoliniumchelaten, Ytterbiumchelaten, Dysprosiumchelaten und Europiumverbindungen, ist.
Kontrastmedium nach Anspruch 4, worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, ein superparamagnetisches Metalloxid ist.
Kontrastmedium nach Anspruch 4, worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, eine Verbindung, welche andere Nicht- Null- Spin-Kerne als Wasserstoff enthält, ausgewählt aus der Gruppe, bestehend aus ¹⁹F, ¹³C, ¹⁵N, ²⁹Si und ³¹P, ist.
Kontrastmedium nach Anspruch 9, worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, eine Verbindung, welche ¹⁹F enthält, darstellt.
Kontrastmedium nach Anspruch 9, worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, eine Verbindung, welche ¹³C oder ¹⁵N enthält, darstellt.
Kontrastmedium nach einem der Ansprüche 9 bis 11, worin die Nicht-Null-Spin-Kerne hyperpolarisierte Kerne sind.
Kontrastmedium nach einem der Ansprüche 1 bis 12, worin das Matrix- oder Membranmaterial ausgewählt ist aus Lipiden, Phospholipiden, Tensiden, Proteinen, Oligomeren oder physiologisch annehmbaren Polymeren.
Kontrastmedium nach Anspruch 13, worin das Matrix- oder Membranmaterial ein Vesikel oder ein Liposom bildet.
Kontrastmedium nach Anspruch 13, worin das Matrix- oder Membranmaterial auf den pH anspricht.
Kontrastmedium nach Anspruch 13, worin das Matrix- oder Membranmaterial auf die Temperatur anspricht.
Kontrastmedium nach Anspruch 16, worin das Matrix- oder Membranmaterial ein Lipid oder eine Lipidmischung oder ein Phospholipid oder eine Phospholipidmischung umfasst.
Kontrastmedium nach Anspruch 17, worin das Lipid oder die Lipidmischung oder das Phospholipid oder die Phospholipidmischung einen Tc-Wert zwischen 35°C und 80°C aufweist.
Kontrastmedium nach einem der Ansprüche 1 bis 19, worin das teilchenförmige Material in Kombination mit einem Zielliganden für eine Zelle oder einen Rezeptor von Interesse vorliegt.
Kontrastmedium nach Anspruch 1, worin das Matrix- oder Membranmaterial gegenüber der Temperatur anspricht und hydriertes Phosphatidylcholin (HPC), hydriertes Phosphatidylserin-Natrium (HPS), Dipalmitoylphosphatidylcholin (DPPC), Distearylphosphatidylcholin (DSPC), Dipalmitoylphosphatidylglycerin (DPPG), Dipalmitoylphosphatidylethanolamin (DPPE), Dibehenoylphosphatidylcholin, Dimyristoylphosphatidylglycerin (DMPG), Cholesterin, Cardiolipin und Stärke umfasst und worin die Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, ausgewählt ist aus der Gruppe, bestehend aus superparamagnetischem Eisenoxid, GdDTPA-BMA, GdBOPTA, GdDTPA, GdDOTA, GdHPDO3A, DyDTPA-BMA und PrDO3A.
Verwendung eines teilchenförmigen Materials, welches ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, umfasst, wobei das Matrix- oder Membranmaterial gegenüber der Temperatur anspricht und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Matrixoder Membranmaterials ist, zur Herstellung eines Kontrastmediums zur Verwendung in einem Verfahren zur Diagnose von Krebs, kardiovaskulärer Erkrankungen oder Entzündungen, umfassend die Bildung eines Signals, welches den Wert der Temperatur anzeigt.
Verwendung eines teilchenförmigen Materials, welches ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, umfasst, wobei das Matrix- oder Membranmaterial gegenüber dem pH anspricht und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Matrix- oder Membranmaterials ist, zur Herstellung eines Kontrastmediums zur Verwendung in einem Verfahren zur Diagnose von Krebs, kardiovaskulärer Erkrankungen, Osteoporose, Entzündungen oder Autoimmun-Erkrankungen, umfassend die Bildung eines Signals, welches den Wert des pH angibt.
Verwendung eines teilchenförmigen Materials, welches ein Matrix- oder Membranmaterial und mindestens eine Spezies, welche einen Magnetresonanzkontrast bildet, umfasst, wobei das Matrix- oder Membranmaterial gegenüber der Temperatur anspricht und die Antwort eine erhöhte Matrix- oder Membranpermeabilität oder ein chemischer oder physikalischer Zusammenbruch des Matrix- oder Membranmaterials ist, zur Herstellung eines Kontrastmediums zur Verwendung in einem Verfahren zur Hyperthermie-Behandlung.
Verwendung nach Anspruch 23, worin die Hyperthermie-Behandlung durch externes Erwärmen, vorzugsweise unter Verwendung von fokussiertem Ultraschall, durchgeführt wird.