CN114949264B - 一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂及其制备方法和应用 - Google Patents

一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂及其制备方法和应用 Download PDF

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Abstract

本发明公开了一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂及其制备方法和应用，该制备方法包括以下步骤：将Fe(acac)3和Gd(acac)3分散在乙二醇中，搅拌，加入PVP‑K30，搅拌，加入三乙醇胺，搅拌，热反应，离心，洗涤，制得FeGd纳米复合物；将PDGF‑B、EDC和NHS溶于DMSO中，搅拌，加入二羧基聚乙二醇，搅拌，加入FeGd纳米复合物，搅拌，再离心，洗涤，制得具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，即PDGFB‑pFeGd纳米复合物。本发明制得的PDGFB‑pFeGd纳米复合物可以作为靶向肿瘤T1‑T2双模态MRI造影剂，能够特异性识别肿瘤组织，并在肿瘤中快速积累，使肿瘤得到准确诊断。

Description

一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂及其制备方法和 应用
技术领域
本发明涉及生物医学材料技术领域，具体涉及一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂及其制备方法和应用。
背景技术
近几十年来，磁共振成像(MRI)因其无侵袭性、无电离辐射、对软组织分辨率高等特点，使其在临床诊断中受到广泛关注，尤其是恶性肿瘤的诊断。磁共振造影剂常用来增强病变组织的MRI信号，区分正常组织和病变组织，有利于发现病理异常，临床上MRI造影剂主要分为两类：一类是T1型MRI造影剂，主要为顺磁金属化合物，如Gd-DTPA和Gd-DOTA；另一类是T2型MRI造影剂，主要为超顺磁纳米颗粒(即SPIO)，然而，临床上MRI造影剂多为小而非靶向的化合物，易被动分布于组织间质间隙，且易代谢，导致病变组织MRI增强效果不理想。因此，我们希望新型造影剂的开发能够在病变组织中带来更特异的积累，从而获得更精准的诊断信息。
T1造影剂主要缩短质子的自旋-晶格弛豫时间，而T2造影剂主要加速水分子自旋-自旋弛豫时间的衰减，然而，在磁共振成像过程中，由于钙化、出血或金属沉积等问题的存在，组织的MRI信号易受这些因素的干扰，产生严重伪影，限制了对病变组织的精准诊断，因此，有必要结合T1和T2造影剂的优势，开发一种基于新型纳米复合材料的双模态MRI系统，实现对肿瘤的早期精准诊断；一般而言，将钆(Gd)化合物与超顺磁纳米颗粒结合在一个纳米系统中，是研制双模磁共振造影剂最简单的方法，但T2磁性纳米材料产生的局部磁场容易干扰Gd化合物的T1弛豫时间，导致T1对比度成像的猝灭，因此，r2/r1比值也是评估MRI双模态造影剂性能的重要指标，当纳米造影剂的r2/r1比值高于10，这意味着T1和T2造影剂相互干扰，其双模功能受到严重限制；当r2/r1比值小于5时，认为纳米材料主要用于T1造影；r2/r1比值在5-10范围内的纳米材料具有最佳的T1-T2双模态MRI造影能力。为了开发T1-T2双模态MRI造影剂，纳米材料不仅需要具有较高的r1和r2值，而且要保持r2/r1比值的合理范围，因此，纳米材料的合理设计是开发高性能双模态MRI造影剂的重要因素。
发明内容
为了解决上述技术问题，本发明的目的是提供一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂及其制备方法和应用，以解决现有双模态磁共振造影剂制备过程复杂，MRI增强效果不理想的问题。
本发明解决上述技术问题的技术方案如下：提供一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂的制备方法，包括以下步骤：
(1)将乙酰丙酮铁和乙酰丙酮钆分散在乙二醇中，于75-85℃条件下搅拌25-35min，加入聚乙烯吡咯烷酮，继续于75-85℃条件下搅拌25-35min，然后加入三乙醇胺，搅拌8-12min，于180-220℃条件下热反应20-25h，离心，洗涤，制得FeGd纳米复合物；
(2)将血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺和N-羟基琥珀酰亚胺溶于二甲基亚砜中，搅拌2-3h，加入二羧基聚乙二醇，继续搅拌3-5h，然后加入步骤(1)制得的FeGd纳米复合物，室温条件下搅拌10-15h，离心，洗涤，制得具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，即PDGFB-pFeGd纳米复合物。
本发明的有益效果为：本发明通过一锅水热合成法制备得到FeGd纳米复合物，该纳米复合物展现出较高的r1和r2值，具有良好的T1-T2双模态MRI造影性能，具有成为优秀双模态磁共振造影剂的潜力，随后，将其通过PDGFB-PEG-COOH聚合物改性，制备出具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，即PDGFB-pFeGd纳米复合物；与临床磁共振造影剂相比，本发明的造影剂制备方法简单，易操作，且产率较高，显著提高了造影剂的制备效率；同时，具有主动识别肿瘤组织的特异性，能够快速在肿瘤组织富集，增强肿瘤组织的造影效果，获取更精准的肿瘤诊断能力，此外，该纳米造影剂的T1-T2双模态磁共振造影功能，避免了钙化点、出血、和脂肪等信号产生的伪影，极大的提高了病灶组织诊断的准确率。
在上述技术方案的基础上，本发明还可以做如下改进：
进一步，步骤(1)中乙酰丙酮铁、乙酰丙酮钆、聚乙烯吡咯烷酮、乙二醇和三乙醇胺的质量体积比为0.36-0.38g：0.17-0.19g：1.3-1.7g：40-60mL：4-6mL。
采用上述进一步技术方案的有益效果为：
进一步，步骤(1)中在20000-30000r/min条件下离心6-10min。
进一步，步骤(1)中依次用蒸馏水和酒精洗涤2-4次。
进一步，步骤(2)中血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺、N-羟基琥珀酰亚胺、二羧基聚乙二醇、FeGd纳米复合物和二甲基亚砜的质量体积比为4-6mg：80-120mg：80-120mg：8-12mg：4-6mg：4-6mL。
进一步，步骤(2)中在10000-18000r/min条件下离心5-10min。
进一步，步骤(2)中用去离子水洗涤2-4次。
本发明还提供上述的具有靶向功能的双模态磁共振造影剂的制备方法制得的具有靶向功能的双模态磁共振造影剂。
本发明还提供具有靶向功能的双模态磁共振造影剂在磁共振成像方面的应用。
本发明具有以下有益效果：
1、本发明的制备方法简单，易操作，解决了以往双模造影剂制备过程复杂的问题。
2、本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物具有良好的细胞生物相容性和血液生物安全性，可以作为靶向肿瘤T1-T2双模态MRI造影剂，能够特异性识别肿瘤组织，并在肿瘤中快速积累，使肿瘤得到准确诊断。
3、本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物可以明显增强原位前列腺癌的T1和T2加权信号，获得高质量的MR图像，实现原位前列腺癌的精准诊断。
附图说明
图1为实施例1制得的FeGd纳米复合物的TEM图；
图2为实施例1制得的FeGd纳米复合物的尺寸分布图；
图3为实施例1制得的FeGd纳米复合物的水合粒径图；
图4为实施例1制得的FeGd纳米复合物的XDR图；
图5为实施例1制得的FeGd纳米复合物的N2气体吸附-脱附等温线；
图6为实施例1制得的FeGd纳米复合物的孔径分布图；
图7为实施例1制得的PDGFB-pFeG纳米复合物的透射电镜图；
图8为实施例1制得的PDGFB-pFeG纳米复合物的FT-IR光谱图；
图9为实施例1和对比例1制得的纳米复合物的Zeta电位图；
图10为实施例1制得的纳米复合物的水合粒径图；
图11为实施例1制得的PDGFB-pFeG纳米复合物在三种介质中的水合粒径变化图；
图12为实施例1和对比例1制得的纳米复合物对THLE-3细胞株的细胞毒性检测图；
图13为实施例1和对比例1制得的纳米复合物对C166细胞株的细胞毒性检测图；
图14为实施例1和对比例1制得的纳米复合物对293T细胞株的细胞毒性检测图；
图15为实施例1和对比例1制得的纳米复合物对EA.hy926细胞株的细胞毒性检测图；
图16为实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物的溶血性检测图；
图17为实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物溶血性检测结果图；
图18为实施例1和对比例1制得的纳米复合物在肿瘤位置荧光强度图；
图19为实施例1和对比例1制得的纳米复合物在重要器官荧光强度图；
图20为实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物T1弛豫速率；
图21为实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物T2弛豫速率；
图22为实施例1和对比例1制得的纳米复合物注射后的T1加权MR图；
图23为实施例1和对比例1制得的纳米复合物注射后的T1加权信号图；
图24为实施例1和对比例1制得的纳米复合物注射后的T2加权MR图；
图25为实施例1和对比例1制得的纳米复合物注射后的T2加权信号图。
具体实施方式
以下结合附图对本发明的原理和特征进行描述，所举实例只用于解释本发明，并非用于限定本发明的范围。实施例中未注明具体条件者，按照常规条件或制造商建议的条件进行。所用试剂或仪器未注明生产厂商者，均为可以通过市售购买获得的常规产品。
实施例1：
一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，其制备方法包括以下步骤：
(1)将乙酰丙酮铁(Fe(acac)3)和乙酰丙酮钆(Gd(acac)3)分散在乙二醇中，于80℃条件下磁力搅拌30min，加入聚乙烯吡咯烷酮(PVP-K30)，继续于80℃条件下磁力搅拌30min，然后加入三乙醇胺，搅拌10min，将得到的溶液倒入内胆为聚四氟乙烯的不锈钢高压水热反应釜中，于200℃条件下热反应24h，再以转速25000r/min离心8min，收集灰色产物，依次用蒸馏水和酒精将产物洗涤3次，制得FeGd纳米复合物；其中，乙酰丙酮铁、乙酰丙酮钆、聚乙烯吡咯烷酮、乙二醇和三乙醇胺的质量体积比为0.37g：0.18g：1.5g：50mL：5mL；
(2)将血小板衍生生长因子-B(PDGF-B)、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺(EDC)和N-羟基琥珀酰亚胺(NHS)溶于二甲基亚砜(DMSO)中，搅拌2.5h，加入二羧基聚乙二醇(HOOC-PEG-COOH)，继续搅拌4h，然后加入步骤(1)制得的FeGd纳米复合物，室温条件下搅拌12h，再以转速14000r/min离心6min，收集产物，用去离子水洗涤3次，制得具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，即PDGFB-pFeGd纳米复合物；其中，血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺、N-羟基琥珀酰亚胺、二羧基聚乙二醇、FeGd纳米复合物和二甲基亚砜的质量体积比为5mg：100mg：100mg：10mg：5mg：5mL。
实施例2：
一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，其制备方法包括以下步骤：
(1)将乙酰丙酮铁和乙酰丙酮钆分散在乙二醇中，于75℃条件下磁力搅拌35min，加入聚乙烯吡咯烷酮，继续于75℃条件下磁力搅拌35min，然后加入三乙醇胺，搅拌8min，将得到的溶液倒入内胆为聚四氟乙烯的不锈钢高压水热反应釜中，于180℃条件下热反应25h，再以转速20000r/min离心10min，收集灰色产物，依次用蒸馏水和酒精将产物洗涤2次，制得FeGd纳米复合物；其中，乙酰丙酮铁、乙酰丙酮钆、聚乙烯吡咯烷酮、乙二醇和三乙醇胺的质量体积比为0.36g：0.17g：1.3g：40mL：4mL；
(2)将血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺和N-羟基琥珀酰亚胺溶于二甲基亚砜中，搅拌2h，加入二羧基聚乙二醇，继续搅拌3h，然后加入步骤(1)制得的FeGd纳米复合物，室温条件下搅拌10h，再以转速10000r/min离心10min，收集产物，用去离子水洗涤2次，制得具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，即PDGFB-pFeGd纳米复合物；其中，血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺、N-羟基琥珀酰亚胺、二羧基聚乙二醇、FeGd纳米复合物和二甲基亚砜的质量体积比为4mg：80mg：80mg：8mg：4mg：4mL。
实施例3：
一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，其制备方法包括以下步骤：
(1)将乙酰丙酮铁和乙酰丙酮钆分散在乙二醇中，于85℃条件下磁力搅拌25min，加入聚乙烯吡咯烷酮，继续于85℃条件下磁力搅拌25min，然后加入三乙醇胺，搅拌12min，将得到的溶液倒入内胆为聚四氟乙烯的不锈钢高压水热反应釜中，于220℃条件下热反应20h，再以转速30000r/min离心6min，收集灰色产物，依次用蒸馏水和酒精将产物洗涤4次，制得FeGd纳米复合物；其中，乙酰丙酮铁、乙酰丙酮钆、聚乙烯吡咯烷酮、乙二醇和三乙醇胺的质量体积比为0.38g：0.19g：1.7g：60mL：6mL；
(2)将血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺和N-羟基琥珀酰亚胺溶于二甲基亚砜中，搅拌3h，加入二羧基聚乙二醇，继续搅拌5h，然后加入步骤(1)制得的FeGd纳米复合物，室温条件下搅拌15h，再以转速18000r/min离心5min，收集产物，用去离子水洗涤4次，制得具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，即PDGFB-pFeGd纳米复合物；其中，血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺、N-羟基琥珀酰亚胺、二羧基聚乙二醇、FeGd纳米复合物和二甲基亚砜的质量体积比为6mg：120mg：120mg：12mg：6mg：6mL。
对比例1：
一种磁共振造影剂，其制备方法包括以下步骤：
(1)将乙酰丙酮铁和乙酰丙酮钆分散在乙二醇中，于80℃条件下磁力搅拌30min，加入聚乙烯吡咯烷酮，继续于80℃条件下磁力搅拌30min，然后加入三乙醇胺，搅拌10min，将得到的溶液倒入内胆为聚四氟乙烯的不锈钢高压水热反应釜中，于200℃条件下热反应24h，再以转速25000r/min离心8min，收集灰色产物，依次用蒸馏水和酒精将产物洗涤3次，制得FeGd纳米复合物；其中，乙酰丙酮铁、乙酰丙酮钆、聚乙烯吡咯烷酮、乙二醇和三乙醇胺的质量体积比为0.37g：0.18g：1.5g：50mL：5mL；
(2)将步骤(1)制得的FeGd纳米复合物分散于水溶液中，使其浓度为3mg/mL，然后在机械搅拌下，将其加入浓度为6mg/mL二羧基聚乙二醇溶液中，室温条件下搅拌12h，再以转速14000r/min离心6min，收集产物，用去离子水洗涤3次，制得磁共振造影剂，即pFeGd纳米复合物；其中，二羧基聚乙二醇和FeGd纳米复合物的质量体积比为10mg：5mg。
试验例
实施例1-3制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物形貌表征和性能基本一致，下面以实施例1制得的纳米复合物为例进行如下检测。
一、FeGd纳米复合物的形貌特征
将实施例1制得的FeGd纳米复合物利用电感耦合等离子体发射光谱仪(ICP-OES)测定铁元素和钆元素比例，并通过TEM和Nano measurer软件观察FeGd纳米复合物的形貌以及尺寸分布，结果见图1-2。由图1-2可知，本发明制备的FeGd纳米复合物中Gd/Fe摩尔比约为5/1，FeGd纳米复合物粒子呈精确的球形，且粒径均匀，约为100-200nm。
二、FeGd纳米复合物的理化性质
1、将实施例1制得的FeGd纳米复合物在溶液中的水合粒径进行检测，结果见图3。由图3可知，FeGd纳米复合物尺寸分布较窄，平均尺寸主要集中在110nm左右，具有良好的胶体稳定性。
2、将实施例1制得的FeGd纳米复合物利用x射线衍射(XRD)进行检测，结果见图4。由图4可知，FeGd纳米复合物在2θ＝30°和2θ＝47°处，有两个宽峰，对应立方氧化钆的衍射峰，此外，在2θ＝35.3°、53.1°和62.2°时，表现出较弱的衍射峰，这是由于超小氧化铁的尖晶石结构所致，这一结果证实了FeGd复合材料由氧化钆和超小氧化铁组成。
3、将实施例1制得的FeGd纳米复合物利用孔隙度分析仪进行检测，结果见图5-6。由图5-6可知，FeGd纳米复合物具有很高的吸附能力，并表现出明显的滞后回线，说明FeGd纳米复合物具有丰富的孔隙度和高比表面积，这个结构能够明显加速Fe和Gd中心与水分子的接触，增强了其MRI对比性能。由图6可知，FeGd纳米复合物孔径主要分布在1.5-6nm处，可以有效促进孔道内水分子的交换。
三、PDGFB-pFeGd纳米复合物的理化性质
1、将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物采用高倍透射电镜进行检测，结果见图7。由图7可知，PDGFB-pFeGd纳米复合物仍然表现出良好的分散性，其形态没有明显变化，其表面有明显的聚合物层，说明PDGFB-PEG-COOH聚合物已成功包覆在FeGd纳米复合物上。
2、将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物、FeGd纳米复合物、对比例1制得的pFeGd纳米复合物、PDGF和PEG，采用傅里叶变换红外光谱仪(FT-IR)进行检测，结果见图8。由图8可知，在1156cm-1和1693cm-1处出现了明显的新峰，分别表征了PDGFB-PEG-COOH的-C-O伸缩振动和-COOH弯曲振动，表明肿瘤靶向分子(PDGFB-PEG-COOH)已成功包覆到FeGd复合材料表面。
3、将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物和FeGd纳米复合物的Zeta电位以及在溶液中的水合粒径进行检测，结果见图9-10(图10中左侧为FeGd，右侧为PDGFB-pFeGd)。由图9-10可知，本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物相对于FeGd纳米复合物，具体更低的zeta电位以及更大的水合粒径，证明了PDGFB-pFeGd纳米复合物的成功制备。
4、将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物分别分散于10wt％胎牛血清(FBS)溶液、磷酸盐缓冲盐水(PBS)或去离子水(DI)中7d，每天进行进行水合粒径检测，结果见图11。由图11可知，水动力无显著差异，说明本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物具有良好的生物胶体稳定性。
四、PDGFB-pFeGd纳米复合物的生物安全性
1、将实施例1和对比例1制备的纳米复合物进行生物安全性检测，具体检测方法为：将不同浓度的纳米复合物分别处理THLE-3细胞株、C166细胞株、293T细胞株和EA.hy926细胞株，然后进行细胞活力检测，结果见图12-15(图12-15中从左往右依次为FeGd、pFeGd和PDGFB-pFeGd)。由图12-15可知，实施例1制得的FeGd纳米复合物对四种正常细胞的毒性较小，对比例1制得的pFeGd纳米复合物在高浓度情况下，使C166细胞的活力略有下降，说明pFeGd可能对C166细胞有轻微的毒性作用；而经PDGFB-pFeGd纳米复合物处理的4个正常细胞没有明显的死亡，说明本发明制备的PDGFB-pFeGd纳米复合物能够显著降低对正常细胞的损伤，具有良好的生物相容性。
2、分别将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物、PBS和去离子水处理红细胞，具体处理方法为：将不同浓度的PDGFB-pFeGd纳米复合物均匀分散于红细胞溶液(25、50、100、200μg/mL)，静止一段时间后(1、3、5天)，将该溶液离心，拍照，结果见图16。随后，去上层清夜，进行紫外吸收测定，计算红细胞的溶胀率，结果见图17。由图17可知，PDGFB-pFeGd纳米复合物处理红细胞后，溶胀率不超过10％，说明本发明制备的PDGFB-pFeGd具有良好的生物相容性。
五、PDGFB-pFeGd纳米复合物的肿瘤靶向性
1、将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物和对比例1制得的pFeGd纳米复合物进行肿瘤靶向性检测，具体检测方法为：分别将近红外七甲基花菁染料(Cy 7.0)标记到纳米复合物上，使其具有荧光性，然后，通过尾静脉注射给4T1荷瘤小鼠，剂量为2mg/kg，在不同时间间隔，采用体内荧光成像仪扫描4T1荷瘤小鼠，结果见图18(左侧为pFeGd，右侧为PDGFB-pFeGd)。由图18可知，PDGFB-pFeGd纳米复合物在肿瘤位置的累积量明显高于pFeGd纳米复合物在肿瘤位置的累积量，说明本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物具有较强的肿瘤靶向能力。
2、注射后72h，处死4T1荷瘤小鼠，切除重要器官并进行荧光扫描，结果见图19(每组数据中，左侧为pFeGd，右侧为PDGFB-pFeGd)。由图19可知，对于pFeGd纳米复合物，只有肝脏和肾脏有轻微荧光，说明大部分已被排出体外；而对于PDGFB-pFeGd纳米复合物，肝脏、肾脏、肺和肿瘤组织仍有明显的荧光，且荧光强度是pFeGd纳米复合物荧光强度的2倍以上，说明本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物在体内的滞留时间长，能够促进其在肿瘤组织中的积累。
六、PDGFB-pFeGd纳米复合物的MRI性能评估
1、体外成像性能评估
将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物的T1和T2弛豫速率通过1/Ti(i＝1或2)对金属离子浓度的斜率进行计算，结果见图20-21。由图20-21可知，PDGFB-pFeGd纳米复合物T1、T2弛豫速率(r1、r2)分别为11.6mM-1s-1和102.7mM-1s-1，说明本发明制备的PDGFB-pFeGd纳米复合物对T1、T2弛豫时间具有较强的衰减能力；另外，优秀的T1和T2双模态造影剂不仅需要强r1和r2值，其r2/r1比值也是一个重要的指标，PDGFB-pFeGd纳米复合物的r2/r1比值为8.85，在5-10范围内，说明本发明制备的PDGFB-pFeGd纳米复合物是一种非常理想的T1-T2双模磁共振造影剂。
2、体内MRI成像性能评估
将实施例1制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物和对比例1制得的pFeGd纳米复合物进行体内MRI成像性能评估，具体方法为：建立原位前列腺癌肿瘤模型(转基因小鼠前列腺腺癌(TRAMP)模型)模拟人类前列腺癌，24周龄后，TRAMP小鼠的前列腺组织可发生自发性癌变，然后分别给与5mg/kg剂量的纳米复合物，通过7.0T小动物MRI扫描仪采集轴向前列腺肿瘤的MR图像，结果见图22和图24。
由图22可知，在注射纳米复合物前，TRAMP小鼠的T1加权MR图像很难区分前列腺肿瘤和正常组织；在注射PDGFB-pFeGd和pFeGd纳米造影剂后0.5h，均可获得高质量的MR图像，明显观察到前列腺肿瘤，这一结果表明pFeGd纳米复合物和PDGFB-pFeGd纳米复合物均能够提高原位前列腺癌的T1造影信号，然而在pFeGd纳米复合物组中，注射3h后，前列腺肿瘤组织的MR图像逐渐变亮，信号也逐渐增强，随后在时间进一步增加后，图像逐渐变暗，说明pFeGd纳米复合物在活体诊断肿瘤最佳信号出现在在注射后3h；相比于无肿瘤靶向能力的pFeGd纳米复合物，注射靶向的PDGFB-pFeGd纳米复合物后，小鼠前列腺癌组织的T1加权MR图像更清晰，其最佳信号出现在注射后5h，其信号强度远高于无靶向pFeGd纳米复合物组。因此，本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物比对比例1制得的pFeGd纳米复合物具有更好的肿瘤诊断能力，可以认为，这一结果主要归因于其良好的肿瘤靶向能力。
通过MRIcro软件进一步收集前列腺肿瘤的T1加权MRI信号，结果见图23(每组数据中，左侧为pFeGd，右侧为PDGFB-pFeGd)。由图23可知，pFeGd纳米复合物注射后，前列腺肿瘤的T1加权MRI信号强度在注射后3h达到最大，然后逐渐降低，信号变化从37.3增加到48.5；而PDGFB-pFeGd纳米复合物注射后，前列腺肿瘤的MRI最大T1加权信号变化从36.9增加到58.4，MRI效果更强。因此，本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物对体内肿瘤具有比pFeGd更好的T1加权对比能力。
由图24可知，在TRAMP小鼠的T2加权MR图像中，我们发现在pFeGd纳米复合物组中，注射3h后，前列腺肿瘤组织展现出最暗的MR图像，随后前列腺肿瘤组织的图像逐渐恢复，这与其T1加权造影成像结果一致，最大的信号变化出现在注射后3h；同样，相比于无肿瘤靶向能力的pFeGd纳米复合物，注射靶向的PDGFB-pFeGd纳米复合物5h后，小鼠前列腺癌组织的T2加权MR图像更暗，说明PDGFB-pFeGd纳米复合物对肿瘤信号的衰减能力更强。因此，本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物比对比例1制得的pFeGd纳米复合物也具有更好的肿瘤T2加权成像诊断能力，可以认为，这一结果主要归因于其良好的肿瘤靶向能力。
通过MRIcro软件进一步收集前列腺肿瘤的T2加权MRI信号，结果见图25(每组数据中，左侧为pFeGd，右侧为PDGFB-pFeGd)。由图25可知，在注射pFeGd纳米复合物和PDGFB-pFeGd纳米复合物后，分别在1h和5h出现的前列腺肿瘤图像最暗，此外，PDGFB-pFeGd纳米复合物治疗后，较pFeGd纳米复合物肿瘤的颜色明显加深，尤其是在注射后5h，pFeGd纳米复合物治疗前列腺肿瘤的T2加权MRI信号强度由22.3变11.4，而PDGFB-pFeGd由21.2变8.1，这一结果也表明本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物对肿瘤的T2加权MRI造影表现强于pFeGd纳米复合物。
根据上述分析，本发明制得的PDGFB-pFeGd纳米复合物可以作为靶向肿瘤T1-T2双模态MRI造影剂，实现原位癌的早期准精准诊断。
以上所述仅为本发明的较佳实施例，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内，所作的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (2)

1.一种具有靶向功能的双模态磁共振造影剂的制备方法，其特征在于，包括以下步骤：
(1)将乙酰丙酮铁和乙酰丙酮钆分散在乙二醇中，于75-85℃条件下搅拌25-35min，加入聚乙烯吡咯烷酮，继续于75-85℃条件下搅拌25-35min，然后加入三乙醇胺，搅拌8-12min，于180-220℃条件下热反应20-25h，离心，洗涤，制得FeGd纳米复合物；
(2)将血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺和N-羟基琥珀酰亚胺溶于二甲基亚砜中，搅拌2-3h，加入二羧基聚乙二醇，继续搅拌3-5h，然后加入步骤(1)制得的FeGd纳米复合物，室温条件下搅拌10-15h，离心，洗涤，制得具有靶向功能的双模态磁共振造影剂，即PDGFB-pFeGd纳米复合物；
步骤(1)中乙酰丙酮铁、乙酰丙酮钆、聚乙烯吡咯烷酮、乙二醇和三乙醇胺的质量体积比为0.36-0.38g：0.17-0.19g：1.3-1.7g：40-60mL：4-6mL；
步骤(1)中在20000-30000r/min条件下离心6-10min；
步骤(1)中依次用蒸馏水和酒精洗涤2-4次；
步骤(2)中血小板衍生生长因子-B、1-(3-二甲氨基丙基)-3-乙基碳二亚胺、N-羟基琥珀酰亚胺、二羧基聚乙二醇、FeGd纳米复合物和二甲基亚砜的质量体积比为4-6mg：80-120mg：80-120mg：8-12mg：4-6mg：4-6mL；
步骤(2)中在10000-18000r/min条件下离心5-10min；
步骤(2)中用去离子水洗涤2-4次。
2.权利要求1所述的具有靶向功能的双模态磁共振造影剂的制备方法制得的具有靶向功能的双模态磁共振造影剂。
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Non-Patent Citations (3)

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前列腺癌量化蛋白质组学和PDGF-B调控网络在前列腺癌中的意义研究;王丹;《中国优秀硕士学位论文全文数据库 医药卫生科技辑》(第2期);第1-3页，尤其是第3页结论部分 *
龚守良.《肿瘤基因放射治疗学基础》.肿瘤基因放射治疗学基础,2013,(第1版),第376-378页. *

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