JP7403237B2 - マルチモーダルｐｅｔ／ｍｒｉ造影剤およびその合成方法 - Google Patents

Description

本発明は、画像処理のためのマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤、より具体的には、ＰＥＴシグナルの提供に関与する放射性核種に結合するためのキレート化剤または錯化剤を必要としないマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤に関する。

本発明は、主に、ＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）画像化においてマルチモーダル造影剤として使用するために開発され、本出願に関して以下に記載される。

下記の本発明の背景技術の説明は、本発明の理解を容易にするためのものである。しかしながら、当該説明は、記載される物質のいずれもが、本明細書の請求項のいずれか１つの優先日におけるものとして、オーストラリアまたはいずれか他の国において公開され、公知となり、または一般的な知識の一部であったことを確認または認定するものではないと評価されるべきである。

これまで、多くの技術は、医用画像を非侵襲的に提供する方法として用いられてきた。体の全ての部分（血液、骨、器官、組織、細胞）の詳細な画像を供することができる究極の画像化方法は存在していない。それゆえ、各技術は特定の隙間を満たし、他の画像化技術とまとめて組み合わせて、全体像を利用するために新規で相補的な情報を提供する。近年、結果としてより詳細な画像を提供することができる画像化の非侵襲的方法およびマルチモーダル方法が後押しされている。この一定の技術革新にもかかわらず、体の内部構造の画像を作り出す能力はいまだに限定されたままである。

核磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）は、主に、対象における水素原子から核磁気共鳴（ＮＭＲ）シグナルの画像を構築するために用いられる画像診断法である。画像コントラストは、対象内の異なる領域におけるＮＭＲシグナル強度の差異によって達成され、ＮＭＲシグナル強度は、組織の核密度（プロトンスピン）、緩和時間（Ｔ１、Ｔ２、およびＴ２^＊）、および磁場環境に大きく依存する。

造影剤は、核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）における内部の体構造の可視性を改善するために用いられる造影媒体の一群である。

ＭＲＩ造影剤は、そのまま目に見えるものではない。コントラストの改変は、それらの近傍に局在する水素原子核の緩和時間Ｔ１および／またはＴ２を短縮するそれらの効果によるものである。造影剤が時間Ｔ１を減少させる場合（常磁性造影剤）、Ｔ１強調シグナルが観察される。一方、Ｔ２を短縮する場合（超常磁性造影剤）、Ｔ２およびＴ２^＊シグナルの減少が生じる。造影剤の有効性は、その緩和度（すなわち、緩和時間を改変するその能力）に依存する。

造影効果のために最も一般的に用いられる化合物は、ガドリニウムに基づくものである。このようなＭＲＩ造影剤は、経口もしくは静脈内投与により体組織内の核の緩和時間を短縮する。ＭＲＩスキャナーでは、体の一部は、主に、組織における水の水素原子核（「スピン」）を磁場の方向に偏極を引き起こす非常に強力な磁場に曝される。強い高周波パルスが用いられ、スピン偏極を検出することができる受信コイルの方向に水素原子核によって発生される磁化を傾ける。核スピンの共鳴周波数に一致するランダム分子回転振動は、正味の磁化を、用いられる磁場とその平衡状態に調和させる「緩和」メカニズムを供する。前記受信コイルによって検出されるスピン偏極の大きさは、ＭＲ画像を形成するために用いられるが、Ｔ１緩和時間として公知の特徴的な時間定数に伴い減衰する。異なる組織における水プロトンは、ＭＲ画像におけるコントラストの主要な供給源の１つである異なるＴ１値を有する。造影剤は、通常、周囲の水プロトンのＴ１値を減少させるが、ある場合には、増加させ、それにより画像のコントラストを変化させる。

陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）は、体内の代謝プロセスを観察するために用いられる核医学の別の画像診断法である。この系は、生物学的に活性な分子において体内に取り込まれている陽電子放射性核種（トレーサー）によって間接的に放射されるガンマ線のペアを検出する。そして、体内のトレーサー濃度の三次元画像は、コンピュータ解析によって構築される。

ＰＥＴスキャンニングで用いられる放射性核種は、典型的には、炭素－１１（～２０分）、窒素－１３（～１０分）、酸素－１５（～２分）、フッ素－１８（～１１０分）、ガリウム－６８（～６７分）、ジルコニウム－８９（～７８．４１時間）、銅－６４（～１２．７０時間）、またはルビジウム－８２（～１．２７分）などの短い半減期を有する同位体である。これらの放射性核種は、グルコース（もしくはグルコース類似体）、水、またはアンモニアなどの体によって通常用いられる化合物に、あるいは薬物作用の受容体または他の部位に結合する分子のいずれかに取り込まれる。

一定の用途のための放射性核種の現在の使用は、これらの放射性核種を、医薬品、タンパク質、ペプチド、標的薬剤に結合させ、または細胞などの生体構造に直接結合させるために、キレート化剤または錯化剤の使用のための条件によって制限されている。錯化剤および／またはキレート化剤は、ナノ粒子などの標的表面に対する特異的な結合部位、ならびに放射性核種に対する特異的な結合部位を供することによって機能する。錯化剤またはキレート化剤の一方の末端は、そのコアに結合するが、もう一方は放射性核種に結合し、それにより一方からもう一方に結合させるメカニズムを供する。これは、各放射性核種に対して１つの結合部位を必要とする反応であるため、錯化剤またはキレート化剤は、その反応を非常に制限する因子として作用する。キレート化剤の使用をさらに複雑にする要因は「毒作用」のリスクであり；これは、キレート化剤が非意図的に金属に曝されるときに生じる。これは、反応および保存容器から抽出される金属の結果として起こりうる。一旦存在すると、これらの金属は、結合部位を取り込み、場合によっては不可逆的に結合するキレート化剤に結合しうる。細胞に基づく使用の場合、現在のキレート化剤に基づく放射性核種製剤は、細胞保持における効率の一般的な欠如を患うことがあり、インビボ投与により、著しい非特異的な取り込みを引き起こしうる。

磁気ナノ物質は、ＭＲＩ造影剤として一般に用いられ；Ｔ１－およびＴ２－強調ＭＲＩ剤の両方が臨床的に承認され、市販品として入手可能である。しかしながら、現在用いられているＴ１造影剤の大半は、ガドリニウムを基にしたものであるが、いくつかの副作用が報告されており、中でも注目すべきは、主に、一部はこの特定の要素の固有の毒性による（例えば、腎性全身性線維症（ＮＳＦ）を含む）腎臓に関連したものである。例えば、ガドリニウム（ＩＩＩ）は、遊離の可溶化水溶性イオンとして多少毒性があるが、キレート化された化合物として投与されると一般に安全であるとみなされる。

現在、ＭＲＩ画像化に用いられるＴ２に基づくＭＲＩ酸化鉄造影剤は存在しない。Ｆｅｒｉｄｅｘ Ｉ．Ｖ．（登録商標）（Ｅｎｄｏｒｅｍ（登録商標）；フェルモキシデス注射溶液）、Ｒｅｓｏｖｉｓｔ（登録商標）（Ｃｌｉａｖｉｓｔ（登録商標））、Ｓｉｎｅｒｅｍ（登録商標）（Ｃｏｍｂｉｄｅｘ（登録商標））、Ｇｕｅｒｂｅｔ（登録商標）、Ｌｕｍｉｒｅｍ（登録商標）（Ｇａｓｔｒｏｍａｒｋ（登録商標））およびＦｅｒａｈｅｍｅ（登録商標）（Ｆｅｒｕｍｏｘｙｔｏｌ）を含む販売承認を過去に受けた製品は、どういうわけか取り下げられている。市場は、臨床的使用と一般的なＭＲＩ画像化のためのＴ１剤に偏っているため、Ｔ２剤は、これまで、市場の需要がほとんど存在していなかった。このＴ２造影剤の需要のなさがそれらの販売の取り下げの主な理由である。

酸化鉄ナノ粒子（ＩＯＮＰ）は、マグネタイトまたはヘマタイトから構成されるナノ結晶である。スピン表面障害（spin surface disorder）および観察されるスピン傾斜効果にもかかわらず、ＩＯＮＰは、典型的に、特に、優れた結晶度を有する熱分解プロトコールから作り出されるものについて室温で高い飽和磁化（Ｍ）値を有する。バルク材料とは異なり、２０ｎｍ以下の大きさのＩＯＮＰは、超常磁性（粒子が外部磁場のない状況下でゼロ磁化を示すが、１つ存在する場合に磁化を生じることができる減少）を有する。根本的なメカニズムは、このような小規模では、熱エネルギーが各小磁石（ナノ粒子）の異方性エネルギーを超えるのに十分であり、このことが、巨視的にゼロ正味保磁力および磁気モーメントを生じる磁化変動を引き起こすものである。

ＩＯＮＰの優れた磁気特性は、それらの本来の生体適合性および安価性とともに、ＩＯＮＰを、核磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）のためのコントラストプローブなどの多くの生物学的応用において選択する物質とされてきた。ＩＯＮＰの高い磁気モーメントは、Ｔ２緩和時間を減少させることを有効とし、このことは、Ｔ２－またはＴ２^＊－強調マップにおけるシグナル減衰を引き起こす。粒子が標的とする特異性を用いて設計されると、このようなシグナル変化は、異常な生物学的活性を記録するために利用することができる。

超常磁性酸化鉄ナノ粒子（ＳＰＩＯＮ）には、デキストランなどの多糖類または別の化学種の層でコーティングされた第二鉄（Ｆｅ^３＋）および第一鉄（Ｆｅ^２＋）コアから構成される一クラスの新規なＭＲＩ造影剤が含まれる。このコアにおける鉄ナノ粒子は、局所的な磁場不均一性を生じる非常に大きな磁場モーメントを有する。それゆえ、これらのＳＰＩＯＮについて生じるＮＭＲシグナルの強度は、著しく減少し、Ｔ２－およびＴ２^＊－強調画像上で暗く見える。大きさ（すなわち、直径）に基づいて、ＳＰＩＯＮは、一般に、経口型（oral）ＳＰＩＯ（３００ｎｍ～３．５μｍ）、多分散型（polydispersed）ＳＰＩＯ（ＰＳＰＩＯ、５０ｎｍ～１５０ｎｍ）、または超小型（ultrasmall）ＳＰＩＯ（ＵＳＰＩＯ，＜５０ｎｍ）に分類される。さらに、本来は単結晶である酸化鉄コアを有するＵＳＰＩＯナノ粒子は、単結晶酸化鉄ナノ粒子（ＭＩＯＮ）と称され、化学的に架橋し、アミノ化した多糖類シェルを有するＭＩＯＮは、架橋酸化鉄ナノ粒子（ＣＬＩＯ）と呼ばれる。

過去数十年にわたり、著しい技術的な進歩が放射線学的画像技術を改善するための方法において成し遂げられてきた。１つの例として、現在臨床段階に進んでいる二峰性ＰＥＴ／ＭＲＩスキャナーの開発である。その名称が示すように、二峰性ＰＥＴ／ＭＲＩスキャナーは、両方の画像化技術を単一の装置に組み込んだものである。この二峰性画像化技術の利益は、各画像化ツールそれぞれの利益を保ち、それにより相補的性質の画像を生成する能力にある。二峰性ＰＥＴ／ＭＲＩスキャナーは、ＰＥＴ機能による優れた感度、高い時間分解能および生物学的機能の画像化を保ちつつ、一方で、高い空間および時間分解性、柔組織コントラストの詳細および解剖学的情報がＭＲＩ画像診断法により供される。

しかしながら、二峰性ＰＥＴ／ＭＲＩスキャナーが市販品として入手可能であるという事実にもかかわらず、臨床の場の二峰性ＰＥＴ／ＭＲＩ画像化で使用するためのＦＤＡから認可を受けた現在利用可能な二峰性または真のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は存在しない。マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像化のための効果的な造影剤を利用する方法は、画像の適切な改善を可能にし、診断精度を高めつつ臨床におけるこの技術の利用を改善する可能性がある。

多くの二峰性またはマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の使用と開発が現在研究されている。しかしながら、我々の知る限り、これまで用いられている方法の全ては、いまだ放射性核種をナノ粒子コアと組み合わせるために錯化剤の使用に大きく依存している。

重要なことに、現在の臨床診療では、患者における投与前に、限られた半減期を有する（その有効性は、一定時間内に半分まで減少し、時間の経過とともにさらに指数関数的に減衰することを意味する）放射性核種は、供給先（例えば、反応器またはサイクロトロン）から診療所までそのまま送達される。技術者または放射化学者は、投与前に、市販の放射性核種を有する放射性標識担体（粒子またはキレート化剤）に対する非常に限られた時間と基盤を有する

基本的に、画像化および／または治療応用に適する物理的特性を有する放射性金属（例えば、^６４Ｃｕ、^８９Ｚｒ、^９９ｍＴｃ、^１１１Ｉｎ、^１７７Ｌｕ、^９０Ｙ）の大半は、安定な複合体を形成するために一定のキレート化剤の配位が必要とされる。各放射性核種の特異性により、特定の錯体化学を知見し、十分なインビボ安定性を持った最良のキレート化剤を選択することは、極めて重要であるが、非常に困難な課題である。それゆえ、単純であるが有効であるキレート化剤を含まない方法により標識された診断用および治療用放射性同位体を含有する安定な放射性医薬品の開発が強く所望されている。

本発明は、先行技術のいくつかの欠点を克服するか、または実質的に改善するマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤およびその合成方法を提供しようとするものであり、あるいは少なくとも代替するものを提供しようとするものである。

発明の概要
本発明の第１の態様によれば、磁気信号を発生するコア；ならびに前記磁気信号を発生するコアの表面上に少なくとも部分的に形成された被覆部分を含む、マルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤であって、前記被覆部分には、機能化表面を有する内部層、および前記機能化表面上に形成された放射性核種で無電解めっきされた層の形態の外部層を含む複数の層が含まれる、前記造影剤が提供される。

適切には、前記磁気信号を発生するコアは、強磁性、常磁性または超常磁性信号を発生するコアである。

１の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアには、鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属の酸化物、混合酸化物および／または水酸化物が含まれる。

１の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアには、鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属イオンが積載された担体物質が含まれる。

１の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアには、鉄（Ｆｅ）、マグネタイト（Ｆｅ_３Ｏ_４）、マグヘマイト（γ－Ｆｅ_２Ｏ_３）、ヘマタイト（α－Ｆｅ_２Ｏ_３）、鉄合金、およびフェライト材料からなる群から選択される鉄系材料が含まれる。

１の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアには、鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属の合金が含まれる。

１の実施態様において、前記合金は、金－酸化鉄（Ａｕ－Ｆｅ_３Ｏ_４）、鉄－コバルト（Ｆｅ－Ｃｏ）、および鉄－白金（ＦｅＰｔ）ナノ粒子からなる群から選択される鉄合金である。

適切には、前記放射性核種は、陽電子放射体である。

１の実施態様において、前記陽電子放射体は、銅（^６０Ｃｕ、^６１Ｃｕ、^６４Ｃｕ）、スカンジウム（^４４Ｓｃ）、チタン（^４５Ｔｉ）、鉄（^５２Ｆｅ）、マンガン（^５１Ｍｎ、^５２Ｍｎ）、コバルト（^５５Ｃｏ）、ガリウム（^６６Ｇａ、^６８Ｇａ）、ヒ素（^７２Ａｓ）、ルビジウム（^８２ｍＲｂ）、ストロンチウム（^８３Ｓｒ）、テクネチウム（^９４ｍＴｃ）、イットリウム（^８６Ｙ）、ジルコニウム（^８９Ｚｒ）、およびインジウム（^１１０Ｉｎ、^１１１Ｉｎ）からなる群から選択される。

好ましくは、前記陽電子放射体は、^６４Ｃｕである。

１の実施態様において、前記内部層は、金属、金属酸化物、金属カルコゲン化物、金属ニクトゲン化物（pnictogenide）、半金属、半金属酸化物、半金属カルコゲン化物、半金属ニクトゲン化物、自己組織化膜、ポリマー、タンパク質、炭水化物、およびバイオポリマーからなる群から選択される種から形成される。

好ましくは、前記内部層は、シリカ（ＳｉＯ_２）から形成される。

好ましくは、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、少なくとも１つのフルオロフォアをさらに含む。

１の実施態様において、前記少なくとも１つのフルオロフォアは、第２の層の表面に結合されている。

１の実施態様において、前記少なくとも１つのフルオロフォアは、内部層内に実質的に埋め込まれている。

好ましくは、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、少なくとも１つの量子ドットをさらに含む。

１の実施態様において、前記少なくとも１つの量子ドットは、少なくとも１つの磁性材料と結合して、前記磁気信号を発生するコアを形成する。

１の実施態様において、前記少なくとも１つの量子ドットは、外部層の表面に結合されている。

１の実施態様において、前記少なくとも１つの量子ドットは、内部層内に実質的に埋め込まれている。

本発明の第２の態様によれば、マルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤の合成方法であって：
磁気信号を発生するコアの表面を、機能化溶液と接触させて、前記磁気信号を発生するコア上に少なくとも部分的に内部層を形成させ、機能化表面を規定し；
前記機能化表面を、少なくとも二価スズイオンの供給源を含有する増感化（sensitizing）溶液と接触させて、スズ増感化表面を形成させ；
前記スズ増感化表面を、少なくとも貴金属イオンの供給源を含有する活性化溶液と接触させて、貴金属活性化表面を形成させ；次いで
前記貴金属活性化表面を、少なくとも放射性核種イオンの供給源ならびに前記放射性核種イオンを処理するための還元剤および／または加水分解剤を含有する無電解めっき溶液と接触させて、前記貴金属活性化表面上に前記放射性核種の無電解めっき層を形成させること
を含む方法が提供される。

１の実施態様において、前記還元剤は、ホルムアルデヒドである。

１の実施態様において、前記加水分解剤は、アンモニア、水酸化リチウム、水酸化ナトリウム、水酸化カリウム、および水酸化アンモニウムからなる群から選択されるアルカリである。

１の実施態様において、前記機能化溶液には、オルトケイ酸テトラエチル（ＴＥＯＳ）前駆体が含まれ、前記方法には：
前記ＴＥＯＳ前駆体を重合させて、前記内部層を、前記磁気信号を発生するコアを少なくとも部分的に封入するシリカ（ＳｉＯ_２）シェルとして形成させること
がさらに含まれる。

適切には、内部層を形成させて、機能化表面を規定する工程は、６～１４の範囲内であるｐＨ値で行われる。

１の実施態様において、前記増感化溶液には、塩化スズ（ＩＩ）（ＳｎＣｌ_２）が二価スズイオンの供給源として含まれる。

適切には、前記スズ増感化表面を形成させる工程は、１～８の範囲内であるｐＨ値で行われる。

１の実施態様において、前記活性化溶液には、硝酸パラジウムがパラジウムイオンの供給源として含まれる。

適切には、前記貴金属活性化表面を形成させる工程は、１～１３の範囲内であるｐＨ値で行われる。

適切には、前記放射性核種は、陽電子放射体である。

好ましい態様において、前記陽電子放射体は、^６４Ｃｕである。

１の実施態様において、前記無電解めっき層を形成させる工程は、１～１３の範囲であるｐＨ値で行われる。

１の実施態様において、前記無電解めっき溶液には、安定剤、錯化剤、および界面活性剤からなる群から選択される少なくとも１つの添加剤がさらに含まれる。

本発明の第３の態様によれば、第２の態様による方法によって合成されるマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤が提供される。

本発明の第４の態様によれば、請求項１～１６のいずれか１項に記載のマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤、および医薬的に許容される賦形剤を含む医薬製剤であって、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤として患者への投与に適し、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤が、１つまたはそれ以上の下記画像：核磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）画像、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）画像、単一光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）画像およびコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像を向上させるために十分な量で製剤中に存在する医薬製剤が提供される。

１の実施態様において、医薬的に許容される賦形剤は、緩衝生理食塩水である。

１の実施態様において、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、製剤の総重量に基づいて製剤中に約０．０００１重量％～約２５重量％の範囲の量で存在する。

本発明の第５の態様によれば、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像化を用いる患者における目的の領域の画像化方法であって：
第４の態様による医薬製剤を患者に投与し；
前記製剤の投与中または投与後の前記目的の領域におけるＰＥＴおよび／またはＭＲＩシグナルを比較することによって前記目的の領域における前記製剤中に存在するマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の出現を検出し；
前記目的の領域のＰＥＴおよびＭＲＩ画像データを収集し；次いで
前記目的の領域のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像を、ＰＥＴおよびＭＲＩ画像データを用いて構築すること
を含み、前記目的の領域は、バックグラウンド組織とは異なって見えるものである方法が提供される。

１の実施態様において、前記製剤は、筋肉内または静脈内注射によって前記患者に投与される。

適切には、前記患者は、ヒトまたは非ヒト対象のうちの１つである。

本発明の第６の態様によれば、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像化を用いて患者における目的の領域を画像化するための医薬製剤の製造における第１の態様によるマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤の使用が提供される。

本発明の他の態様もまた開示される。

図面の簡単な説明
本発明の範囲内でありうるいずれか他の方法にもかかわらず、本発明の好ましい実施態様は、添付の図面に関して例示としてのみ記載される。

図１は、酸化鉄コアおよび前記酸化鉄コアを封入する第１のシリカシェル層を含む、本発明の好ましい実施態様によって生成されたコアシェルナノ粒子の透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）画像を示し、前記シリカ層は、３ｎｍ（図１）、５ｎｍ（図２）、および８ｎｍ（図３）の厚さを有し；スケール：５０ｎｍである； 図２は、酸化鉄コアおよび前記酸化鉄コアを封入する第１のシリカシェル層を含む、本発明の好ましい実施態様によって生成されたコアシェルナノ粒子の透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）画像を示し、前記シリカ層は、３ｎｍ（図１）、５ｎｍ（図２）、および８ｎｍ（図３）の厚さを有し；スケール：５０ｎｍである； 図１は、酸化鉄コアおよび前記酸化鉄コアを封入する第１のシリカシェル層を含む、本発明の好ましい実施態様によって生成されたコアシェルナノ粒子の透過型電子顕微鏡（ＴＥＭ）画像を示し、前記シリカ層は、３ｎｍ（図１）、５ｎｍ（図２）、および８ｎｍ（図３）の厚さを有し；スケール：５０ｎｍである； 図４は、本発明の好ましい実施態様のコアシェルナノ粒子の生成に用いるために改変された文献の方法に従って生成された複数の単分散された酸化鉄ナノ粒子のＴＥＭ画像を示す； 図５は、０．１１、０．５、１．０、１０、および２５μｇの鉄当量濃度に相当する酸化鉄の様々な量を含有するコアシェルナノ粒子の試料セット（２－６）について得られたＭＲＩファントムのＭＲＩシグナル強度解析を示し、試料（１）は、対照試料（水）である； 図６は、本発明の好ましい実施態様に従って生成されたコアシェルナノ粒子の高分解能透過電子顕微鏡（ＨＲＴＥＭ）画像を示すものであって、前記コアシェルナノ粒子の酸化鉄コアを封入するシリカの第１のシェル層は、二価スズイオンで増感され；矢印は、スズのクラスターを示す； 図７は、図６のスズ増感化コアシェルナノ粒子中に存在する構成因子（鉄、酸素、スズ、およびケイ素）をマッピングした一連のエネルギー分散型Ｘ線（ＥＤＸ）解析画像をコントラスト画像とともに示す； 図８は、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、およびスズ（３．４４４ｋｅｖ）に対応するピークを用いて、図７のスズ増感化コアシェルナノ粒子のＥＤＸスペクトルを示す； 図９は、約１ｎｍの厚さのシリカの第１のシェル層を含む、０．１１、０．５、１．０、１０、および２５μｇの鉄当量濃度に相当する酸化鉄の様々な量を含有する図６のスズ増感化コアシェルナノ粒子の試料セット（２－６）について得られたＭＲＩファントムのＮＭＲＩシグナル強度解析を示し、試料（１）は、対照試料（水）である； 図１０は、シリカの増感化された第１のシェル層が、後にパラジウムイオンで撒種された後の図６のコアシェルナノ粒子のＨＲＴＥＭ画像を示し；矢印は、パラジウムのクラスターを示す； 図１１は、シリカの増感化された第１のシェル層が、後にパラジウムイオンで撒種された後の図６のコアシェルナノ粒子のＨＲＴＥＭ画像を示し；矢印は、パラジウムのクラスターを示す； 図１２は、パラジウムで撒種したシリカの第１のシェル層が、非放射性銅で無電解めっきされた後の図１０および１１のコアシェルナノ粒子のＨＲＴＥＭ画像を示す； 図１３は、図１０および１１のコアシェルナノ粒子におけるパラジウムで撒種されたシリカの第１のシェル層上に無電解めっきされた非放射性銅の温度依存的な積載（loading）のプロットを示す； 図１４は、図１２の銅で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子中に存在する構成因子（鉄、酸素、スズ、ケイ素、パラジウム、および銅）をマッピングした一連のＥＤＸ解析画像を、コントラスト画像とともに示す； 図１５は、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、スズ（３．４４４ｋｅｖ）、および銅（０．９２３および８．０４８ｋｅｖ）に対応するピークを、測定に用いたニッケル基質に付随するピーク（７．４７８ｋｅｖ）とともに用いて、図１２の銅で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子のＥＤＸスペクトルを示す； 図１６は、０．１１、０．５、１．０、および１０μｇの鉄当量濃度に相当する酸化鉄の様々な量を含有する図１２の銅で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子の試料セット（２－５）について得られたＭＲＩファントムのＮＭＲＩシグナル強度解析を示し、試料（１）は、対照試料（水）である； 図１７は、パラジウムで撒種したシリカの第１のシェル層が、放射性銅（^６４Ｃｕ）で無電解めっきされた後の図１０および１１のコアシェルナノ粒子のＨＲＴＥＭ画像を示し；矢印は、放射性崩壊後にニッケルに変換された放射性^６４Ｃｕを示す； 図１８は、図１０および１１のコアシェルナノ粒子におけるパラジウムで撒種したシリカの第１のシェル層上に無電解めっきされた放射性銅の温度依存的な積載（loading）のプロットを示す； 図１９は、図１７の非放射性銅（^６４Ｃｕ）で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子中に存在する構成因子（鉄、酸素、スズ、ケイ素、パラジウム、および銅）をマッピングした一連のＥＤＸ解析画像を、コントラスト画像とともに示す； 図２０は、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）およびスズ（３．４４４ｋｅｖ）に対応するピークを、測定に用いた銅基質に付随するピーク（０．９２３ｋｅｖ）および^６４Ｃｕの放射性崩壊後に生成されるニッケルに付随する別のピーク（７．４７８ｋｅｖ）とともに用いて、図１７の銅（^６４Ｃｕ）で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子のＥＤＸスペクトルを示す； 図２１は、図１７の^６４Ｃｕ対照および銅（^６４Ｃｕ）で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子について得られたラジオ－インスタント薄層クロマトグラフィー（ラジオ－ＩＴＬＣ）クロマトグラム（１ｍＬの１０ｍＭ リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）（１０ｗｔ／ｖｏｌ％ ＥＤＴＡを含有）中で行われた場合）を示す； 図２２は、図１７の^６４Ｃｕ対照および銅（^６４Ｃｕ）で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子について得られたラジオ－インスタント薄層クロマトグラフィー（ラジオ－ＩＴＬＣ）クロマトグラム（１ｍＬの１０ｍＭ リン酸緩衝生理食塩水（ＰＢＳ）（１０ｗｔ／ｖｏｌ％ ＥＤＴＡを含有）中で行われた場合）を示す； 図２３は、図１７の銅（^６４Ｃｕ）で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子を用いて尾静脈に注射された６週齢雌マウス（Ｃ５７ＢＬ／６）の（１８時間後に得られた）マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像を示す； 図２４は、図２３のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像に相当するＭＲＩ部分を示す； 図２５は、図１７の銅（^６４Ｃｕ）で無電解めっきしたコアシェルナノ粒子を用いて尾静脈に注射された２番目の６週齢雌マウス（Ｃ５７ＢＬ／６）の（１５分後に得られた）マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像を示す（２日間置いた）； 図２６は、パラジウムで撒種したシリカの第１のシェル層が、非放射性インジウムで無電解めっきされた後の図１０および１１のコアシェルナノ粒子のＴＥＭ画像を示す； 図２７は、図２６のインジウムで電解めっきしたコアシェルナノ粒子中に存在する構成元素（鉄、酸素、ケイ素、およびインジウム）をマッピングした一連のＥＤＸ解析画像を、コントラスト画像とともに示す； 図２８は、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、スズ（３．４４４ｋｅｖ）、およびインジウム（３．２８６ｋｅｖ）に対応するピークを、測定に用いた銅基質に付随するピーク（０．９２３ｋｅｖ）とともに用いて、図２６のインジウムで無電解めっきしたコアシェルナノ粒子のＥＤＸスペクトルを示す； 図２９は、パラジウムで撒種したシリカの第１のシェル層が、非放射性イットリウムで無電解めっきされた後の図１０および１１のコアシェルナノ粒子のＴＥＭ画像を示す； 図３０は、図２９のイットリウムで無電解めっきしたコアシェルナノ粒子中に存在する構成元素（鉄、酸素、ケイ素、およびインジウム）をマッピングした一連のＥＤＸ分析画像を、コントラスト画像とともに示す； 図３１は、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、およびイットリウム（１．９２２ｋｅｖ）に対応するピークを、測定に用いた銅基質に付随するピーク（０．９２３ｋｅｖ）とともに用いて、図２９のイットリウムで無電解めっきしたコアシェルナノ粒子のＥＤＸスペクトルを示す； 図３２は、パラジウムで撒種したシリカの第１のシェル層が、非放射性ジルコニウムで無電解めっきされた後の図１０および１１のコアシェルナノ粒子のＴＥＭ画像を示す； 図３３は、図３２のジルコニウムで無電解めっきしたコアシェルナノ粒子中に存在する構成元素（鉄、酸素、ケイ素、およびインジウム）をマッピングした一連のＥＤＸ分析画像を、コントラスト画像とともに示す；および 図３４は、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、およびジルコニウム（２．３０４ｋｅｖ）に対応するピークを、測定に用いた銅基質に付随するピーク（０．９２３ｋｅｖ）とともに用いて、図３２のジルコニウムで無電解めっきしたコアシェルナノ粒子のＥＤＸスペクトルを示す。

詳細な説明
下記の説明は、具体的な実施態様を記載することのみを目的とするものであって、上記記載について限定することを意図するものではないことが理解されるべきである。

本発明は、ＰＥＴシグナルの提供に関連する放射性核種を結合するためにキレート化剤または錯化剤を必要とすることなく、ＰＥＴ／ＭＲＩ画像化の間に得られる画像のコントラストを高めるのに適するマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤の合成方法の知見に基づくものである。

さらに、前記方法とこの本願発明の方法によって合成されたマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、医用画像化のためにこれまでに開発されてきたキレート化剤を含まない造影剤とは大きくかけ離れている。例えば、米国特許出願番号第２００４／００８１６１７Ａ１号（Ｂｒｏｗｉｔｔら）^［１］に記載の放射性標識されたフェライト粒子は、共沈法により得られ、これは、この方法から生じる粒子が、５ｎｍ～２００ｎｍの範囲の大きさで多分散されるという事実によって特に限定される。この限定は、得られた粒子の磁気特性に影響を与えるのみではなく（バッチ間変動）、インビボで用いるためのこれらの粒子の安定性、生体適合性、表面改質、および総合的な適合性についても疑義を生じる。

方法
本発明の好ましい実施態様によるマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤の合成方法が記載されている。

その最も単純な形において、前記方法は、被覆部分を複数の層の形態で適用することによって磁気信号を発生するコアを改質する工程であって、内部層が、磁気信号を発生するコアの周囲に無電解めっきした放射性核種金属の第２の層の形成を促進することを活性化することができる複数の適切な機能化表面基を提示する工程を含む。

磁気信号を発生するコア
当業者によって評価されるように、ＭＲＩ画像化目的のために用いられる造影剤のコアは、強磁性、常磁性または超常磁性信号を発生するコアのいずれかでありうる。強磁性物質は、一般に、鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、またはニッケル（Ｎｉ）を含有する。このような物質は、外部磁場に置かれると大きな陽性磁化率を示し、外部磁場が除かれても磁性を維持し続ける能力を有し、これは、常磁性、超常磁性、および反磁性体と比較する際の識別因子である。常磁性体には、酸素、および、例えば、鉄（Ｆｅ）およびガドリニウム（Ｇｄ）のような様々な金属イオンが含まれる。これらのイオンは、陽性磁化率を生じる不対電子を有する。この磁化率の大きさは、強磁性体と比較して著しく低い。一方で、超常磁性体は、バルクで強磁性特性を示す元素の各ドメインからなる。それらの磁化率は、強磁性体と常磁性体との間である。

よって、本発明の目的のために、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の磁気信号を発生するコアには、鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属が含まれる。

１の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアは、Ｆｅ、Ｃｏ、Ｎｉ、Ｎｄ、Ｇｄ、およびＭｎの少なくとも１つの酸化物、混合酸化物および／または水酸化物の形態であってもよい。例えば、鉄（Ｆｅ）の場合、前記磁気信号を発生するコアは、マグネタイト（Ｆｅ_３Ｏ_４）、マグヘマイト（γ－Ｆｅ_２Ｏ_３）、およびヘマタイト（α－Ｆｅ_２Ｏ_３）、またはこれらの混合物からなる群から選択される酸化鉄から調製されてもよい。ガドリニウム（Ｇｄ）の場合、前記磁気信号を発生するコアは、ガドリニウム水酸化物（Ｇｄ（ＯＨ）_３）ナノ粒子の形態であってもよい。一方、マンガン（Ｍｎ）の場合、前記磁気信号を発生するコアは、マグネシウム基層状複水酸化物（Ｍｎ－ＬＤＨ）ナノ粒子の形態であってもよい。

別の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアは、別の金属と組み合わせうるこれらの金属（Ｆｅ、Ｃｏ、Ｎｉ、Ｎｄ、Ｇｄ、およびＭｎ）の１つまたはそれ以上の合金の形態であってもよい。合金基ナノ物質は、より高い緩和能を有するＴ_２造影剤を開発するための優れた候補として記載されている。

１の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアは、鉄系合金ナノ粒子、例えば、鉄－コバルト（ＦｅＣｏ）および鉄－白金（ＦｅＰｔ）ナノ粒子の形態であってもよい。ＦｅＰｔナノ粒子は、ＦｅおよびＦｅＣｏナノ粒子より化学的に安定であり、ＭＲＩおよびコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像化のための造影剤として高い可能性を有することが示されている。磁気信号を発生するコアとして応用が見出され得る他の鉄系合金ナノ粒子には、金－酸化鉄（Ａｕ－Ｆｅ_３Ｏ_４）ナノ粒子が含まれる。

酸化鉄におけるＦｅイオンの異なる磁性原子（Ｍｎ、Ｚｎ、Ｃｏ、Ｎｉ）への１つの置換は、フェライトとして知られる化合物を生じる。このようなフェライト材料は、緩和率を増加させるそれらの高い飽和磁化によって特徴付けられる。

別の実施態様において、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の磁気信号を発生するコアは、スピネル型、ガーネット型、マグネトプランバイト型、または他の六方品型構造を有するフェライト材料、例えば、出典明示により本明細書に取り込まれる米国特許出願第２００７／０２５８８８８Ａ１号（Ｆｅｌｄｍａｎら）^［３］に開示されるものなどの形態であってもよい。

別の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアは、鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属イオンが積載された担体物質の形態であってもよい。

前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の磁気信号を発生するコアは、単に磁性材料を含むものに限定されるものではない。実際、前記磁性材料の磁気特性に悪影響を及ぼすことなく前記コア内に他の材料を取り入れることができる。

１の実施態様において、前記磁気信号を発生するコアには、さらなる画像化形式として蛍光画像化を導入するための１つまたはそれ以上の量子ドットがさらに含まれ、これは、ＰＥＴとＭＲＩ画像化の両方に相補的である。

好ましい態様において、本発明者らは、磁気信号を発生するコアが酸化鉄ナノ粒子から形成される場合に優れた結果を得た。

被覆部分
上記に示されるように、前記磁気信号を発生するコアを被覆するために用いられる被覆部分には、磁気信号を発生するコアの周囲に無電解めっきした放射性核種金属の第２の層の形成を促進することを活性化することができる複数の適切な機能化表面基を提示する内部層が含まれる。

マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の磁気信号を発生するコアを被覆するために適切であり、さらなる活性化に必要な表面基を供する内部層は、いくつかの形態のうちの１つであってもよい。

例えば、１の実施態様において、前記内部層は、前記磁気コアの表面上の基と反応することができる基で適切に機能化された複数の長鎖リガンドの自己組織化膜（ＳＡＭ）の形態であってもよい。例えば、前記磁気コアが酸化鉄（Ｆｅ_３Ｏ_４）ナノ粒子を含む場合、一端にトリアルコキシ（アルキル）シリル部分を有するリガンドでシラン処理することによって前記酸化鉄粒子の表面を改質することができる。ＳＡＭが酸化鉄粒子の表面に形成されると、長鎖リガンドのもう一端は、無電解めっきした放射性核種金属層の形成を促進するために活性化されるようにそれ自体で適切に機能化される新たな表面基を提示するか、あるいは適切に機能化されるようにさらに改質することができると考えられる。

１の実施態様において、前記内部層は、前記磁気コアの表面上の基と反応することができる基で適切に機能化されたポリマーの形態であってもよい。例えば、前記磁気コアが酸化鉄（Ｆｅ_３Ｏ_４）ナノ粒子を含む場合、適切に終端されたポリマー鎖を移植することによって前記酸化鉄粒子の表面を改質することができる。再度、酸化鉄粒子の表面上に移植されると、前記ポリマー鎖のもう一端は、無電解めっきした放射性核種金属層の形成を促進するために活性化されるようにそれ自体で適切に機能化される新たな表面基を提示するか、あるいは適切に機能化されるようにさらに改質することができると考えられる。

１の実施態様において、前記内部層は、コアシェル型配置を実現するために、磁気信号を発生するコアを部分的または全体的に封入するシェル層の形態であってもよい。適切なシェルには、ケイ素、チタン、亜鉛、スズ、またはアルミニウムから形成される酸化物、カルコゲン化物またはニクトゲン化物などの金属または半金属酸化物シェルが含まれてもよい。

シリカ（ＳｉＯ_２）の場合、中心コア周囲のシリカシェルの形成は、下記に限定されないが、ストーバー法、逆エマルション法などを含む多くの方法によって行うことができると関連分野の当業者によって考えられる。

他の実施態様において、前記内部層は、完全に別の種、例えば、高分子電解質、タンパク質、炭水化物、またはバイオポリマーからなる群から選択されるものから形成されてもよい。例としては、ポリ（アリルアミン塩酸塩）、ポリ（グルタミン酸）、ポリリジン、ポリスチレンおよびキトサンが挙げられ得る。

好ましい実施態様において、本発明者らは、内部層が、コアシェル型配列を実現するために酸化鉄ナノ粒子を封入するシリカ（ＳｉＯ_２）シェル層の形態である場合に優れた結果を得た。具体的に、前記シリカ（ＳｉＯ_２）シェル層は、逆エマルション法を用いて、無電解めっきの促進に適する機能化表面を規定するために、オルトケイ酸テトラエチル（ＴＥＯＳ）の溶液（約６～約１４の範囲におけるｐＨ）を前駆体として重合化することによって形成される。

無電解めっき
一般的に、無電解めっきの方法は、電流を流すことなくめっきされる基質の表面上に金属を沈着させるために酸化還元反応を使用することが必要とされる。この反応は、典型的に、反応の還元プロセスを促進するのに適する触媒の使用に関連する。最も一般的に用いられる触媒系は、酸性（ＨＣｌ）溶液中で塩化パラジウム（ＰｄＣｌ_２）／塩化スズ（ＩＩ）（ＳｎＣｌ_２）触媒組成物を使用することである。具体的には、基質の表面は、まず、塩化スズ（ＩＩ）溶液中に入れ、続いて塩化パラジウム溶液中で活性化させるによって増感化させる。次いで、活性化された表面は、めっきされる金属の溶液に曝露される。

本発明者らは、前記方法の無電解めっき工程が、酸化鉄ナノ粒子コアを封入するシリカ（ＳｉＯ_２）シェル層の機能化表面を、塩化スズ（ＩＩ）（ＳｎＣｌ_２）を前記二価スズイオンの供給源として用いて、Ｓｎ^２＋イオンを含有する増感化溶液（約１～約８の範囲におけるｐＨ）と接触させて、スズ増感化表面を形成させ、前記スズ増感化表面を、硝酸パラジウム溶液を前記パラジウムイオンの供給源として用いて、Ｐｄ^２＋イオンを含有する活性化溶液（約１～約１３の範囲におけるｐＨ）と接触させ、次いで還元させ、それにより金属Ｐｄ^０核種からなるパラジウム活性化表面を実現することによって行われる場合に優れた結果を得た。続いて、前記パラジウム活性化表面は、めっきされる放射性核種金属のイオンを含有する無電解めっき溶液（約１～約１３の範囲におけるｐＨ）および前記放射性核種金属イオンを還元するための還元剤に接触させて、シリカ（ＳｉＯ_２）シェル層のパラジウム活性化表面上に前記放射性核種金属の無電解めっき層が形成される。

他の実施態様において、還元剤を用いることなく、放射性核種金属が加水分解されて、放射性核種金属イオンを生成してもよい。例えば、加水分解剤は、アンモニア、水酸化リチウム、水酸化ナトリウム、水酸化カリウム、および水酸化アンモニウムからなる群から選択されるアルカリであってもよい。

無電解めっき溶液は、安定剤、錯化剤、および界面活性剤からなる群から選択される１つまたはそれ以上の添加剤をさらに含んでいてもよいものと関連分野の当業者によって考えられる。

放射性核種
本発明の目的のために、ＰＥＴ画像化を実現するために用いられる放射性核種金属は、ある程度のＰＥＴ画像が生成可能である程度に十分に長い半減期を有する陽電子放射体でなければならないことが理解される。そのようなものとして、適する陽電子放射体は、銅（^６０Ｃｕ、^６１Ｃｕ、^６４Ｃｕ）、スカンジウム（^４４Ｓｃ）、チタン（^４５Ｔｉ）、鉄（^５２Ｆｅ）、マンガン（^５１Ｍｎ、^５２Ｍｎ）、コバルト（^５５Ｃｏ）、ガリウム（^６６Ｇａ、^６８Ｇａ）、ヒ素（^７２Ａｓ）、ルビジウム（^８２ｍＲｂ）、ストロンチウム（^８３Ｓｒ）、テクネチウム（^９４ｍＴｃ）、イットリウム（^８６Ｙ）、ジルコニウム（^８９Ｚｒ）、およびインジウム（^１１０Ｉｎ）からなる群から選択されてもよい。

好ましい実施態様において、本発明者らは、陽電子放射体が、約フェムトモルから数十モルの間の範囲内の無電解めっき溶液中の濃度の^６４Ｃｕである場合に優れた結果を得た。この例で用いられる還元剤は、約フェムトモルから数十モルの間の範囲内の当量濃度のホルムアルデヒドである。

上記方法により、このような放射性核種を、酸化鉄ナノ粒子コアを封入するシリカ（ＳｉＯ_２）シェル層の表面に直接結合させることができ、それにより錯化剤またはキレート化剤の必要性を除外することができる。

他の実施態様において、前記加水分解剤は、アンモニア、水酸化リチウム、水酸化ナトリウム、水酸化カリウム、および水酸化アンモニウムからなる群から選択されるアルカリである。

マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤
本発明の１の特に好ましい実施態様を示す目的のために、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の合成方法は、無電解めっきされた放射性核種金属外部層の形成を容易にする使用のために、磁気信号を発生するコアとして酸化鉄ナノ粒子を、前記シェルの表面上に複数のシラノール基を提示するシリカシェル内部層を含む被覆部分とともに用いるコアシェルナノ粒子の配置について記載される。

酸化鉄ナノ粒子
前記方法の第１の工程（Ａ）によれば、超常磁性酸化鉄コアを有するナノ粒子は、２段階方法により合成した。第１段階において、酸化鉄ナノ粒子は、出典明示により本明細書に取り込まれる文献方法（Ｐａｒｋら，２００４）^［２］による熱分解によって生成した。第２段階において、次いで、前記熱分解方法により得られた酸化鉄ナノ粒子は、本発明者らによって開発され、出典明示により本明細書に取り込まれる国際ＰＣＴ特許出願番号ＰＣＴ／ＡＵ２０１７／０５０９８１（Ｇａｍｍｉｌｏｎｇｈｉら）^［４］の内容を構成する洗浄プロトコールを用いて精製した。これについて、前記磁気ナノ粒子は、ジエチルエーテルおよびメタノールを１：１（ｖｏｌ／ｖｏｌ）の割合で含む第１の溶媒組成物中で洗浄し、次いで、ヘキサンおよびエタノールを１：１（ｖｏｌ／ｖｏｌ）の割合で含む第２の溶媒組成物中で洗浄することによって精製し、最終的にシクロヘキサンから構成される第３の溶媒組成物中に分散させた。

シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子
前記方法の第２の工程（Ｂ）によれば、シリカ（ＳｉＯ_２）シェルは、精製した酸化鉄ナノ粒子を水などの極性溶媒中で分散可能にするために、前記ナノ粒子の周囲で成長させる。前記精製した酸化鉄ナノ粒子の表面上のＳｉＯ_２シェルは、出典明示により本明細書に取り込まれる文献の方法（Ｈａｎら，２００８）^［５］であるが、記載されるプロトコールにより改変されている方法によるシクロヘキサン中水の逆ミクロエマルションを形成させることにより形成させた。具体的には、まず、精製した酸化鉄ナノ粒子をシクロヘキサン溶液（適する界面活性剤を含む）中で十分に分散させて、親水性に対する状態を改善させた。次いで、十分に分散させたナノ粒子の溶液をオルトケイ酸テトラエチル（ＴＥＯＳ）と１：１（ｖｏｌ／ｖｏｌ）の割合で数分間混合し、続いてアンモニア溶液（水中で２８ｗｔ％）を加えて、逆ミクロエマルションを形成させた。室温で攪拌しながら６時間反応させ、約１５ｎｍ（±１ｎｍ）の全体の粒径を有するシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を得た。反応が完了したら、メタノールを、逆ミクロエマルションを止めるために加え、シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を、室温で磁気分離または遠心分離を用いてメタノール層から抽出した。

本発明者らは、上記プロトコールに従って得られたシリカ被覆精製酸化鉄ナノ粒子が、極性溶媒（例えば、水、メタノール、またはエタノールなど）中で容易に分散可能であることを見出した。

特に図１～３を参照すると、本発明者らは、溶液に加えるＴＥＯＳの量を変更することにより、酸化鉄ナノ粒子周囲のシリカセルの厚さを変更することができることを見出した。例えば、ＴＥＯＳの量を、精製した酸化鉄ナノ粒子のＴＥＯＳに対する１：１（ｖｏｌ／ｖｏｌ）の割合における上記で用いられる２０μＬを３０μＬ、４０μＬ、または５０μＬに変更することにより、それぞれ１ｎｍ～３ｎｍ、５ｎｍ、または８ｎｍからシリカシェルの厚さを増加することができる。本発明者らはまた、合成で重要な役割を果たす攪拌速度、精製した酸化鉄ナノ粒子の濃度、および温度全てにおける変更、わずかな変更さえも、得られたシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の単分散およびコアシェル構造の再現性に影響を与えることが観察されることを見出した。

図４におけるＴＥＭ画像に示されるように、上記の詳細な方法により生成された酸化鉄ナノ粒子は、単分散されるように見える（直径１２ｎｍ（±１ｎｍ）および球状の形態）。

図５は、９．４テスラＢｒｕｋｅｒ Ｂｉｏｓｐｅｃ ＭＲＩスキャナーを用いて行った精製した酸化鉄ナノ粒子について得られたＭＲＩファントムのＭＲＩシグナル強度解析の結果を示す。具体的には、試料（１）は、対照試料（水）であるため、Ｔ２シグナルの短縮を示さない。一方、試料（２－６）は、０．１１μｇ、０．５μｇ、１．０μｇ、１０μｇ、および２５μｇの鉄当量濃度に相当するナノ粒子の増加量を含有する。試料（２－６）の結果は、実測したＭＲＩファントムから、精製した酸化鉄ナノ粒子が９．４テスラで１９６．９ｍｏｌ^－１の理論値のＴ２値を付与することを示す。これらの結果はまた、ナノ粒子の濃度が徐々に増加すると、Ｔ２シグナルの短縮が増加し、各関連するＭＲＩファントムの暗度も比例することを示す。このことは、酸化鉄濃度の増加とともにシグナル強度（暗度効果（darkening effect））が減少することを示す。

スズ増感化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子
水分散性シリカ被覆ナノ粒子コア（放射性核種を有する）を被覆するためには、出典明示により本明細書に取り込まれる出願人自身の実験（Ａｎｄｅｒｓｏｎら，２０１６）^［６］で用いた３工程「増感化－播種（seeding）－沈着（deposition）」プロセスが必要とされる。

よって、前記方法の第３の工程（Ｃ）によれば、まず、（Ｂ）から得られたシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を水中に分散させる。５ｍｇ当量の鉄を含有する溶液を吸引し、１０，０００ＲＰＭで約５分間遠心分離して、ナノ粒子を沈殿させる。上澄み液を除去し、得られた沈殿物を塩化スズ（ＳｎＣｌ_２）の酸性溶液に加え、それを混合し、約１０分間反応させて、陽性Ｓｎ^２＋イオンを陰性荷電したシリカ表面に結合させる。生じたスズ増感化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を１０，０００ＲＰＭで５分間遠心分離し、次いで脱イオン化水ですすぎ、遠心分離して、結合していないＳｎ^２＋イオンを除去する。

図６は、スズ増感化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＴＥＭ画像を示す。ＴＥＭ画像により、これらの粒子が、１２ｎｍの酸化鉄コア周囲に約１ｎｍの薄いシリカシェルを有することが確認される。図６を詳細に調べると、スズ増感化が生じるシリカ被覆ナノ粒子の表面上に小さな塊が存在するのが見える（矢印によって示される）。これらの小さな塊は、前記ナノ粒子のシリカシェルに埋め込まれた黒い点として見える。これらの黒い点スズ増感化されたナノ粒子特有であり、上記に記載される前回のＴＥＭ画像のいずれにおいても見られない。

図７は、図６のスズ増感化コアシェルナノ粒子中に存在する構成元素（鉄、酸素、スズ、およびケイ素）を、コントラスト画像とともにマッピングした一連のエネルギー分散型Ｘ線（ＥＤＸ）解析画像を示し、これにより前記粒子中にスズの存在が確認される。

図８は、図７構成元素のマッピングに対応するＥＤＸスペクトルを、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、およびスズ（３．４４４ｋｅｖ）に明確に対応するピークとともに示す。さらに、濃硝酸中の消化後のこれらのスズ増感化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＩＣＰ－ＭＳ解析（示さず）により、前記粒子が以下の構成であることがさらに明らかである：１４４モル当量のＦｅあたり１モル当量のＳｎ。

図９は、９．４テスラ Ｂｒｕｋｅｒ Ｂｉｏｓｐｅｃ ＭＲＩスキャナーを用いて行われたスズ増感化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子について得られたＭＲＩファントムのＭＲＩシグナル強度解析の結果を示す。具体的には、試料（１）は、鉄を全く含まない単なる対照（水）であるため、Ｔ２シグナルの短縮を示さない。一方、試料（２－６）は、０．１１μｇ、０．５μｇ、１．０μｇ、１０μｇ、および２５μｇの鉄当量濃度に相当する酸化鉄ナノ粒子の増加量を含有する。試料（２－６）の結果は、実測したＭＲＩファントムから、スズ増感化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子が、９．４テスラで１１４．９ｍｏｌ^－１の理論値のＴ２値を付与することを示す。精製した酸化鉄ナノ粒子について算出されたＴ２値（１９６．９ｍｏｌ^－１）と比較すると（図５を参照）、前記シリカシェルの影響は、酸化鉄ナノ粒子の磁力をわずかに減少させるようである。

よって、図９は、酸化鉄濃度の増加とともにＴ２シグナルの短縮（暗度効果）が高まる点で精製した酸化鉄ナノ粒子（図５を参照）についての観察と同様の傾向を示す。

パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子
前記方法の第４の工程（Ｄ）によれば、前記スズ増感化粒子は、続いて硝酸パラジウム溶液（Ｐｄ（ＮＯ_３）_２・２Ｈ_２Ｏ）に５分間曝露され、スズ増感化シリカ表面上に金属Ｐｄ^０核種の沈着を生じ、同時に以前に結合したＳｎ^２＋イオンを置換する。この撒種反応の間、Ｐｄ^０核種の自発形成または撒種は、Ｐｄ^２＋からＰｄ^０への還元中にＳｎ^４＋イオンの形成により進行する。Ｐｄ^２＋／０（標準水素電極－ＳＨＥに対して＋０．９９Ｖ）およびＳｎ^{４＋／２＋}（ＳＨＥに対して＋０．１５Ｖ）の標準還元電位における有利な差異は、前記反応を自発的に進行することを可能にする（Ａｎｄｅｒｓｏｎら，２０１６）^［６］。Ｓｎ^４＋およびＰｄ^２＋イオンの間の自発的な反応により酸化鉄ナノ粒子のシリカ表面上に形成されたＰｄ^０層は、触媒として作用し、すなわち、前記シリカ表面は、後の放射標識において活性化される。

図１０は、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＴＥＭ画像を示す。前記ＴＥＭ画像は、上記に記載のスズ増感化（図６を参照）、シリカ被覆（図４を参照）、および精製した酸化鉄ナノ粒子（図１を参照）について得られたＴＥＭ画像と比較すると、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の大きさと形にわずかな変化のみを示す。

図１１は、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の高分解能ＴＥＭ（ＨＲＴＥＭ）画像を示し、これは、パラジウムの撒種が生じたナノ粒子の表面上に見える大きな塊を明らかにする（矢印で強調されている）。このようなパラジウムの塊は、反応が長期間続けば（例えば、約２０分）、より顕著になり、粒径は大きくなる。

濃硝酸中の消化後のパラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子（５分反応）のＩＣＰ－ＭＳ解析（示さず）は、前記ナノ粒子が、以下の構成を有することを示す：Ｆｅ、Ｓｎ、およびＰｄをそれぞれ１１４，４１１：１２：１モル当量。この結果により、試料中のパラジウムの存在を確認される。さらに、ＩＣＰ－ＭＳ結果は、パラジウムをこの系に取り込むことにより、試料中に鉄と比較してスズの量が顕著に減少することを示す。本発明者らは、このことは、ナノ粒子表面上のスズがパラジウムに置換した結果であると考えている。

利便的なことに、シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子が、工程（Ｃ）および（Ｄ）で詳述されるように増感化と撒種を経ると、得られたパラジウム活性化ナノ粒子は、臨床的投与における使用のために迅速に放射標識されうるか、または臨床的投与直前の後の段階における放射標識のために保存されうる。

いずれかの場合において、酸化鉄ナノ粒子のパラジウム活性化シリカ表面は、これから記載されるように無電解沈着技術により適する放射性核種で放射標識される。

パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の非放射性銅めっき
銅めっき方法を、費用と放射性（ホット）廃棄物の発生を最小にしつつ最適化するために、モデル系として、銅めっき槽を、非放射性（コールド）銅を用いて開発した。この非放射性系と放射性^６４Ｃｕとの間のバリエーションを最小にするために、酸性化した塩化銅［ｐＨ１．０，１０－１２Ｍ］を、本例で記載されるように最初に用いた。これは、^６４Ｃｕが塩化銅の形態で生成され、ｐＨ１．０の塩酸溶液に送達されるためである。

より具体的には、第５の工程（Ｅ）によれば、水中で工程（Ｄ）からのパラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の溶液を磁気分離にかけて、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を含有する湿った沈殿物を上澄み物から単離する。水酸化ナトリウム（または水酸化カリウムなどの他のアルカリ）を前記湿った沈殿物に加え、すぐに酒石酸カリウムナトリウムを加える。後の工程において、所望される非放射性銅供給源の溶液を加える。続いて、ホルムアルデヒド還元剤を加える。反応物を加える順番は重要である。さらに、反応速度は温度により調節することができる。

前記反応は水中で行われるため、最適化は溶媒の前沸点（sub-boiling point）（具体的には、この場合では８０℃）に限定された。しかしながら、図１３は、温度の範囲により、酸化鉄ナノ粒子のパラジウム活性化シリカ表面上に積載する銅の量を調節することが可能であることを示す。この例では、反応混合物を８０℃に４５分間加熱するが、反応の時間と温度の両方は変化させてもよい。

反応が完了したら、得られた粒子を、磁気分離または遠心分離を用いて脱イオン化水で２回すすいで、残っている反応物または副生成物を取り除く。次いで、生じた沈殿物を２分間の超音波処理（長時間の攪拌、ピペッティング、ボルテックスなどの他の混合形態も可能である）により適切な溶媒（典型的に、水、生理食塩水、緩衝液または生物学的増殖媒体）中に分散させて、無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子を得る。

図１２で示されるように、非放射性無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子のＴＥＭ画像は、元々の粒径が直径約１２～１５ｎｍまで著しく大きくなっていることを示し、このことは、シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上への非放射性銅の沈着を示す。

図１４におけるＥＤＸを用いたこれらの非放射性無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子の構成元素のマッピングにより、Ｆｅ、Ｓｉ、Ｏ、Ｓｎ、およびＰｄに加えて、Ｃｕの存在がさらに確認される。

図１５は、非放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の対応するＥＤＸスペクトルを示す。前記ＥＤＸスペクトルは、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、およびケイ素（１．７４ｋｅｖ）の代表的なピークを示す。銅のさらなるピークは、８．０４８および０．９２３ｋｅｖで観察され、このことにより、前記金属の無電解沈着の成功が確認される。７．４７８ｋｅｖで観察されたピークは、非放射性無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子が測定中に担持されるニッケル系ＴＥＭ基質に相当する。

図１６は、９．４テスラ Ｂｒｕｋｅｒ Ｂｉｏｓｐｅｃ ＭＲＩスキャナーを用いて行った非放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子について得られたＭＲＩファントムのＭＲＩシグナル強度解析の結果を示す。具体的には、試料（１）は、対照（水）には鉄が存在しないため、Ｔ２シグナルの短縮を示さない。一方、試料（２－５）は、０．１１μｇ、０．５μｇ、１．０μｇ、および１０μｇの鉄当量濃度に相当する酸化鉄ナノ粒子の増加量を含有する。試料（２－５）の結果は、実測したＭＲＩファントムから、非放射性無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子が、９．４テスラで１３６．９ｍｏｌ^－１の理論値のＴ２値を付与することを示す。

精製した酸化鉄ナノ粒子について算出したＴ２値（１９６．９ｍｏｌ^－１）（図５を参照）、ならびにシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子について算出したＴ２値（１１４．９ｍｏｌ^－１）（図９を参照）と比較すると、前記Ｔ２値は、銅の積載後に大幅に改善されている。これは、（ｉ）酸化鉄コアナノ粒子上のシリカシェルの全体の厚みを減少させる無電解沈着した銅めっき工程中のシリカシェル表面の後のエッチング、および／または（ｉｉ）銅種の磁気的性質による磁気特性の向上の結果でありうる。

それゆえ、図１６は、精製した酸化鉄ナノ粒子（図５を参照）とシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子（図９を参照）について観察したものと同様の傾向を示すものであって、Ｔ２シグナルの短縮（暗度効果）は、酸化鉄濃度の上昇とともに高まる。

パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の放射性 ^６４ Ｃｕめっき
銅槽プロトコールを非放射性銅について最適化させた後、前記無電解めっき方法を、^６４Ｃｕを「ホット」銅供給源として用いて行った。これは、^６４Ｃｕを非放射性銅の代わりに用いるわずかな変更を加えて、上記に詳細が記載されるプロトコールと同一のものに従って行った。市販品として購入した^６４Ｃｕの銅イオン濃度は、フェムトモル濃度単位であることが知られている。しかしながら、この銅濃度はバッチ間で変動する。典型的には、受け取った市販の放射性薬剤の公知濃度は、メガベクレル（ＭＢｑ）として定義される。それゆえ、この例では、^６４Ｃｕの固定したＭＢｑ濃度を用いた。市販品として購入した^６４Ｃｕを８０ＭＢｑ／ｍＬまで希釈した。

本願発明の方法の第５の工程（Ｅ）は、今回、保存溶液から放射性（^６４Ｃｕ）を用いて繰り返し、反応を８０℃で４５分間行って、放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を得た。

^６４Ｃｕは、１２．７時間の半減期（典型的に、ニッケルに減衰する）を有することが知られている。よって、これらの放射性無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子は、^６４Ｃｕ放射能を安全に操作できるレベルまで減衰させるために、１週間後に解析した。

図１７は、銅ＴＥＭ基質上に担持された放射性無電解銅めっき酸化鉄ナノ粒子のＨＲＴＥＭ画像を示す。前記ＨＲＴＥＭ画像は、放射性無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子の大きさが、所望される１０ｎｍ～１５ｎｍの範囲内のままであることを確認しつつ、シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上の小さな塊／粒子の存在を示す。この直径範囲は、より大きな粒径は、インビボで細網内皮系（ＲＥＳ）を介したそれらの生体分布プロファイルおよびクリアランスに影響しうることを考慮すると重要である。

非放射性銅について得られた温度依存性積載データ（図１３）に反映されるように、反応速度の増加と温度の上昇との間に注目すべき相関関係が存在する。対応する放射性^６４Ｃｕについて得られた温度依存性積載データ（図１８）もまた、温度の上昇とともにこれらのナノ粒子上の放射性銅の積載において著しい増加を示す。

図１９は、ＴＥＭ－ＥＤＸを用いて得られた放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子（放射能減衰後）の構成元素マッピング解析の結果を示す。構成元素マップにより、内在のナノ粒子から得られるＦｅ、Ｏ、Ｓｎ、Ｓｉ、およびＰｄの痕跡に加えて、Ｎｉ（Ｃｕ^６４の放射能減衰された産物）の存在が確認される。

図２０は、放射性無電解銅めっき酸化鉄ナノ粒子（放射能減衰後）の対応するＥＤＸスペクトルを示す。前記ＥＤＸスペクトルは、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、およびスズ（３．４４４ｅＶ）の代表的なピークを示す。７．４７８ｋｅｖで見られるさらなるピークは、^６４Ｃｕの放射能減衰された産物であるニッケルと一致する一方、０．９２３ｋｅｖで見られるピークは、放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子が測定中に担持されるＴＥＭ基質に付随する銅の痕跡に起因する。

放射性無電解銅めっき酸化鉄ナノ粒子中の^６４Ｃｕ濃度は非常に低く（フェムトモルレベル）、それゆえ、構成元素マッピング装置の検出限界に近づけるため、本発明者らは、より感度の高い技術としてラジオインスタント（Radio-instant）薄層クロマトグラフィー（ラジオ－ＩＴＬＣ）を用いて、^６４Ｃｕ濃度を測定した。ラジオ－IＴＬＣは、金属イオンに対して高い親和性を有するキレート剤（例えば、エチレンジアミンテトラ酢酸（ＥＤＴＡ））を用い、シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子構造の表面から弱く結合している^６４Ｃｕを外すことができ、それにより^６４Ｃｕの前記ナノ粒子への結合効果の評価を提供する。

ラジオ－ＩＴＬＣ解析については、２μＬの放射性無電解銅めっき酸化鉄ナノ粒子の溶液を１枚のＴＬＣペーパーの一端にスポットする。次いで、ＴＬＣペーパーのスポットした端を１ｍＬの１０ｍＭ リン酸緩衝液（１０ｗｔ／ｖｏｌ％ ＥＤＴＡを含有する）中に置く。弱く結合している^６４Ｃｕおよび遊離^６４Ｃｕイオンは、ＥＤＴＡに結合し、溶媒先端とともに移動する。反対に、前記ナノ粒子に強く結合している^６４Ｃｕは、粒子の大きさが大きいため、移動しないこと（または移動の阻害を示すこと）が予想される。試料は、ＴＬＣペーパー上を２分間または溶媒先端がＴＬＣペーパーの上端から１ｃｍに到達するまで移動させ、２分間乾燥させ、ラジオ－ＩＴＬＣリーダーを実行した（図２１および２２）。

図２１で示されるように、遊離^６４Ｃｕのみを含有する対照試料は、^６４Ｃｕの９８．１１％が溶媒先端とともに移動することを示す。

対照的に、図２２は、放射性無電解銅めっき酸化鉄ナノ粒子に伴う^６４Ｃｕの１００％が、溶媒先端とともに移動する遊離^６４Ｃｕを伴うことなくシリカシェルに結合することを示す。さらに、元の地点における放射能のみが検出され、このことは、^６４Ｃｕとシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面との間には強力な結合が存在することを示す。

製剤
具体的には、上記に記載されるマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、適する医薬的に許容される賦形剤と組み合わせて、ヒトまたは非ヒト対象への経口、筋肉内または静脈内注射による投与に適する製剤を供する。調製されると、前記製剤は、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像化法を用いて対象における目的の領域を画像化するために用いることができる。

１の実施態様において、前記医薬的に許容される賦形剤は、緩衝生理食塩水である。

前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、下記画像の１つまたはそれ以上を亢進するために十分な量で前記製剤中に存在する：核磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）画像、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）画像、単一光子放射断層撮影（ＳＰＥＣＴ）画像、およびコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像。

下記により詳細に記載されるように、本発明者らは、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤が、製剤の総重量に基づいて製剤中に約０．０００１重量％～約２５重量％の範囲内の量で存在するときに優れた結果を得た。

ＰＥＴ／ＭＲＩ画像化法
このように調製された製剤の画像化能力を調べるために、本発明者らは、生きているマウス対象に対して実験を行い、その方法は本明細書に記載される。

具体的に、上記に記載される製剤は、６週齢雌マウス（Ｃ５７ＢＬ／６）に静脈内尾静脈注射によって投与された。対象における目的の領域におけるマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の出現は、前記製剤の投与中または投与後の目的の領域におけるＰＥＴおよび／またはＭＲＩシグナルを比較することによって検出した。そして、目的の領域のＰＥＴおよびＭＲＩ画像データは、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩスキャナーを用いて収集し、続いて目的の領域のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像は、ＰＥＴおよびＭＲＩ画像データを用いて構築し、適切なソフトウェアを用いて視覚化した。具体的に、動物のＰＥＴ／ＭＲＩ画像化については、用いられた装置は、Ｓｉｅｍｅｎｓ ＶＢ１７を実行する３００ｍｍ ボア７テスラ ＣｌｉｎＳｃａｎを含むＢｒｕｋｅｒ ＣｌｉｎＳｃａｎ ＰＥＴ－ＭＲスキャナー、およびＳｉｅｍｅｎｓ Ｉｎｖｅｏｎ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｗｏｒｋｐｌａｃｅ（ＩＡＷ）ソフトウェアのもとで操作する磁石ボアの中心に１ブロックあたり１５Ｘ１５ ＬＳＯ結晶（１．６Ｘ１．６Ｘ１０ｍｍ）を備える３環の１６検出器ブロックを含むリムーバブルＰＥＴインサートであった。前記ＰＥＴ環内部に７２ｍｍ ＩＤ ラット体ＭＲＩ ｒｆコイルを用いて、ＰＥＴ収集と同時に全体のマウス画像を収集した。

図２３～２４で示されるように、目的の領域は、バックグランド組織から区別されうる。

図２３は、尾静脈注射によりマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤［８０μｇ当量のＦｅととに３．１７ＭＢｑ当量の^６４Ｃｕ］に曝露され、１８時間後に画像化された６週齢雌マウス（Ｃ５７ＢＬ／６）のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像を示す。

図２３の画像のＭＲＩ部分は、図２４に示され、それによりこの実験で観察されたＭＲＩシグナル（黒色と白色の領域）とＰＥＴシグナル（色の付いた領域）とを比較することができる。これらの放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の酸化鉄構成元素は、Ｔ２造影剤であり、画像のＭＲＩ部分において低強度（暗）シグナルを供する一方（図２４を参照）、ＰＥＴ剤である^６４Ｃｕ構成元素は、色の付いた出力として示される画像のＰＥＴ部分において「ホット」／「明」シグナルを供する。

これらの２つの図の各々における３つの画像は、異なる角度で観察したマウスを示す。左の画像は、マウスの横断面を見るものであって、顕著な暗部が肝臓のＭＲＩシグナルで観察され（図２４）、当該部分は色の付いたＰＥＴシグナルと重複した（図２３）。図２３および２４における中央と一番右の画像は、それぞれ、マウスの上面図と側面長軸断面に対応する。

図２３および２４は、静脈内投与１８時間後、大部分の無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子が、ＰＥＴおよびＭＲＩシグナルによって確認されるように、肝臓に局在し、ごく一部の無電解沈着した銅めっき酸化鉄ナノ粒子が肺で見出されることを明確に示す。これらの共局在化したＰＥＴ／ＭＲＩシグナルは、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤がインビボの生物学的環境内で安定のままである証拠を供し、さらに、強力な結合が超常磁性酸化鉄ナノ粒子と^６４Ｃｕ被覆との間に存在し、これが非常に優れた質の混合のＰＥＴおよびＭＲＩ画像化能力を可能にすることを同時に確認する。

生きている対象に静脈内投与された鉄系ナノ粒子の典型的な生体分布経路は、心臓、肺、および肝臓／脾臓を通過する巡回経路、続いて対象の胃腸（ＧＩ）管による排除または排出に関連する。しかしながら、鉄系材料のシリカ、ポリマー、表面機能化剤などを含む異なる物質の被覆は、特に肺および心臓においてナノ物質のコントロール不良な堆積を生じることがよく見られ、このことは、インビボ医用画像化における主要な問題点である。

本発明の好ましい実施態様によるマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤からの観察は、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の大部分が、投与後１８時間以内に肺から排出されることから、特に興味深い。これは、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤が、器官および組織における粒子の堆積を回避するためのペグ化などの特定の方法または標的薬剤を全く用いないため、さらにより興味深いものである。

マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の生体分布プロファイルを十分に理解するために、本発明者らは、合成２日後のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤［２００μｇ当量のＦｅとともに２ＭＢｑ当量の^６４Ｃｕ］を２番目の６週齢Ｃ５７ＢＬ／６雌マウスに尾静脈注射により静脈内投与し、次いで投与１５分後にＰＥＴ画像化した（図２５を参照）。前記２番目のマウスは、様々な器官を採取して、無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の生体分布を放射能投与量較正器（radioactive dose calibrator）を用いて調べるために、すぐに選別した。死んだ時点において、全体のマウスにおいて検出された放射線の１．６６ＭＢｑ（バックグランド補正）を合計として読み取った。

前記２番目のマウスを解剖すると、観察された放射線の大部分が肝臓（１．３６ＭＢｑ）および腎臓（０．１１ＭＢｑ）に局在し、心臓（０．０４ＭＢｑ）、肺（０．０３ＭＢｑ）、脾臓（０．０８ＭＢｑ）および血液（０．０４ＭＢｑ）では少量レベルが検出されたことがわかった。観察された生体分布は、静脈内注射後１５分以内に、前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤が、心臓および肺に最小の堆積でこれらの器官を通って血流により移動し、肝臓および腎臓に到達し、２番目のマウスの体から前記マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤を排出する即時のプロセスが開始したという考えを支持する結果となる。

興味深いことに、放射線は前記２番目のマウスの筋肉で検出されなかった。本発明者らは、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤が、この方法の間に胃腸（ＧＩ）管からマウスの器官に浸出していなかったことを示すことから、これを有望な結果と考えている。実際、生きている対象の標的としていない器官における無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の意図していない蓄積は、毒性を生じ得ない。

図２３、２４、および２５の画像の比較（図２３および２４は、最初のマウスに関するものであるが、図２５は、２番目のマウスに関する）はまた、効果的な臨床的マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像化に必要とされる空間分解能および感度の向上に対して、ＭＲＩ剤（図２４）またはＰＥＴ剤（図２５）のいずれかのみを用いた実施と比較して、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤（図２３）の優れた能力を示す。

上記に記載される^６４Ｃｕ基マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子が、マルチモーダル画像および治療薬を作り出すための様々な可能性のある放射性核種を結合させるためのテンプレートとして作用しうることを示す。

パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のインジウムめっき
この考えを試験するために、本発明者らは、インジウムイオン（Ｉｎ^３＋）を＋３の酸化状態の金属イオンの一例として用いて、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を無電解めっきするための方法と同一の方法を用いた。本実施例における前記無電解めっき方法は、非放射性インジウム供給源を用いて行った。この非放射性系と放射性^１１１Ｉｎとの間の変動を最小にするために、酸性化された塩化インジウム（ＩｎＣｌ_３）の保存溶液［ｐＨ１．０、１０^－６Ｍ］を金属イオンの供給源として用いた。これは、^１１１Ｉｎが、市販の供給先から塩化インジウムの形で生成され、ｐＨ１．０の塩酸溶液中で送達されるためである。

非放射性インジウム沈着については、湿った沈殿物の形態中のパラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を、「インジウム金属槽」（水酸化ナトリウム溶液、次いですぐに酒石酸カリウムナトリウム溶液、さらに酸性化された塩化インジウム、続いてすぐにホルムアルデヒド溶液を還元剤として加えることを含む）に曝露する。次いで、該反応物を８０℃に４５分間加熱する。反応が完了したら、前記生成物を、非放射性および放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子について上記で詳細に記載される方法と同一の方法で得る。

図２６で示されるように、得られた無電解インジウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＴＥＭ画像は、ガラガラ（rattle）様構造が得られる独特の形態を示す。いずれか１つの特定の理論に束縛されることなく、本発明者らは、インジウムイオンが酸化鉄粒子コアとガルバニック置換反応を経て、その結果として、鉄がインジウムによって置換され、それにより前記ナノ粒子の全体の大きさを大きくしうると考える。

図２７で示されるように、ＴＥＭ－ＥＤＸを用いたこれらの無電解沈着したインジウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の構成元素マッピング解析により、これらの試料中のインジウムの存在が、Ｆｅ、Ｓｉ、およびＯの予想されるレベルとともにさらに再確認される。この解析で見られた大きなケイ素シグナルは、無電解沈着したインジウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の特徴が明確であるシェル領域が、前記シリカシェルによるものであろうことを示し、これらのナノ粒子の統合性を保つことを助ける。

図２８は、無電解沈着したインジウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の対応するＥＤＸスペクトルを示す。前記ＥＤＸスペクトルは、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５および６．４０４ｋｅｖ）、ケイ素（１．７４ｋｅｖ）、およびスズ（３．４４４ｅＶ）の代表的なピークを示す。インジウムのさらなるピークはまた、３．２８６ｋｅｖで見られ、これによりこの金属の無電解沈着の成功が確認される。０．９２３ｋｅｖで見られるピークは、非放射性無電解インジウムめっき酸化鉄ナノ粒子が測定中に担持される銅基ＴＥＭ基質に相当する。

さらに、上記に記載されていないが、本発明者らは、異なる厚さを有するシリカシェルが、金属積載の量の調節に重要な役割を果たしうるものと予想する。さらに、非放射性および放射性無電解沈着した銅めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子についての銅の積載について示されるように、インジウムの積載もまた、反応時間と温度ならびに金属塩濃度を変更することによって調節しうる。

濃硝酸中の消化後のこれらの無電解沈着したインジウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＩＣＰ－ＭＳ解析（示さず）により、図２６で観察された無電解沈着したインジウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子が下記の構成（Ｆｅの１モル当量あたりＩｎの１５．８モル当量）を有することが示され、これにより、大量のインジウムが、シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上に積載されることが確認される。

パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のイットリウムめっき
この理論をさらに試験するために、本発明者らは、イットリウムイオン（Ｙ^３＋）を、＋３の酸化状態の金属イオンの別の例として用いて、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を無電解めっきするための方法と同一の方法を用いた。この実施例における無電解めっき方法は、硝酸イットリウム六水和物（Ｙ（ＮＯ_３）_３・６Ｈ_２Ｏ）の形態中の非放射性イットリウム供給源を金属イオン源として用いて行った。

図２９は、得られた無電解沈着したイットリウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＴＥＭ画像を示すものであって、前記シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子は、大きなイットリウム凝集物中に封入されることが見られる。そうではあるが、本発明者らは、単分散されたナノ粒子を得るために必要とされる金属イオン濃度を最適化することが試されていないため、この例で用いられる金属イオン濃度が上記に記載される銅沈着について用いられるものより６～９桁低かった場合、関連分野の当業者は、均一のイットリウム封入が、上記に記載の他の例で見られるように、イットリウム供給源の反応温度、時間、および濃度を調節することによって達成されうるものと評価しうるものと考慮する。

図３０で示されるように、ＴＥＭ－ＥＤＸを用いた得られた無電解沈着したイットリウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の構成元素マッピング解析により、イットリウムの存在が、Ｆｅ、Ｓｉ、およびＯの予想されるレベルとともに確認される。

図３１は、無電解沈着したイットリウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の対応するＥＤＸスペクトルを示す。前記ＥＤＸスペクトルは、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５ｋｅｖ）、およびケイ素（１．７４ｋｅｖ）の代表的なピークを示す。イットリウムのさらなるピークはまた、１．９２２ｋｅｖで見られ、これにより、この金属の無電解沈着の成功が示される。０．９２３ｋｅｖで見られるピークは、非放射性無電解イットリウムめっき酸化鉄ナノ粒子が測定中に担持される銅基ＴＥＭ基質に相当する。

硝酸中に溶解させた無電解沈着したイットリウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＩＣＰ－ＭＳ解析（示さず）により、下記の構成（Ｆｅの１モル当量あたりイットリウムの７．７モル当量）が示され、これにより、大量のイットリウムがシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上に積載されることが確認される。

パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のジルコニウムめっき
この理論をさらに試験するために、本発明者らは、ジルコニウムイオン（Ｚｒ^４＋）を＋４の酸化状態の金属イオンの一例として用いて、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を無電解めっきするための方法と同一の方法を用いた。この実施例における無電解沈着方法は、オキシ塩化ジルコニウム（［Ｚｒ_４（ＯＨ）_８（Ｈ_２Ｏ）_１６］Ｃｌ_８（Ｈ_２Ｏ）_１２）の形態の非放射性ジルコニウム供給源を金属イオン供給源として用いて行った。

図３２は、得られた無電解沈着したジルコニウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子が、大きなジルコニウム凝集物中に封入されることが観察されるＴＥＭ画像を示す。

再度、本発明者らは、単分散されたナノ粒子を得るために必要とされる金属イオン濃度を最適化することを試していないため、この例で用いられる金属イオン濃度が上記に記載される銅沈着について用いられるものより６～９桁低かった場合、関連分野の当業者は、均一のジルコニウム被覆が、上記に記載の他の例で見られるように、ジルコニウム供給源の反応温度、時間、および濃度を調節することによって達成されうるものと評価しうるものと考慮する。

図３３で示されるように、ＴＥＭ－ＥＤＸを用いた無電解沈着したジルコニウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の構成元素マッピング解析により、Ｆｅ、Ｓｉ、およびＯの予想されるレベルとともに、ジルコニウムの存在が確認される。

図３４は、無電解沈着したジルコニウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の対応するＥＤＸスペクトルを示す。前記ＥＤＸスペクトルは、酸素（０．５２５ｋｅｖ）、鉄（０．７０５ｋｅｖ）、およびケイ素（１．７４ｋｅｖ）の代表的なピークを示す。ジルコニウムのさらなる小さな痕跡ピークも２．３０４ｋｅｖで見られ、これにより、シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上のジルコニウムの無電解沈着の成功が確認される。０．９２３ｋｅｖで見られるピークは、非放射性無電解沈着したジルコニウムめっき酸化鉄ナノ粒子が測定中に担持される銅基ＴＥＭ基質に相当する。

硝酸中に溶解された無電解沈着したジルコニウムめっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子のＩＣＰ－ＭＳ解析（示さず）により、下記の構成が示される：Ｆｅの１モル当量あたりジルコニウムの０．３１モル当量。このことにより、ジルコニウムもまた、前記シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上に積載することができることが確認される。

結論
本明細書に記載の本発明の実施態様は、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤（一般に、造影剤と呼ばれる）の合成方法を提供する。これらのマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、独立して、核シンチグラフィーのためのガンマ放射体による診断用画像化、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）画像化、核磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）、または独立して放射性核種治療応用、あるいは同時にマルチモーダル画像化応用（例えば、ＰＥＴ／ＭＲＩ）または同時の画像化と放射性核種治療応用または治療診断応用のいずれかに用いることができる。

これらのマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の示される合成方法は、多くの放射性核種（または放射性元素）を、無電解沈着もしくはめっきによって担体粒子（酸化物、より具体的には、薄いシリカシェルを含有する酸化鉄コアであるである示される担体）の表面上で、^６４Ｃｕ、^８９Ｙ、^１１１Ｉｎ、および^８９Ｚｒを含むが、これらに限定されない各々の酸化基（２＋、３＋、および４＋）から変換する（還元し、加水分解し、または沈着する）能力を示す。

示される系は、標的としてＰＥＴ画像化とＭＲＩの両方を基礎とした応用に着目しているが；関連分野の当業者は、担体粒子、特に、一般に酸化物によって示される表面化学と同様のものを示すものを用いて、放射性核種についての同一の方法（例えば、診断、放射性核種治療への応用および／または画像化もしくは治療診断への応用）を適用することができる。より具体的には、本方法において、放射性核種の磁気ナノ粒子に封入されるシリカシェルの表面上への直接の積載はまた、関連分野の当業者により、この同一の推奨される方法が、前記シリカシェルによって封入される下層コア粒子の大きさ、形、および組成に関わらず、シリカ／シリケート表面のいずれに対しても適用できることが容易に理解されることを意味する。放射性核種の積載の推奨される方法もまた、シリカ表面の化学構造と同様の化学構造（例えば、ヒドロキシル基が豊富であるなど）を有するシリカ以外の物質に容易に適用することができることもまた、当業者にとって明らかである。

特定の応用のための放射性核種の本使用は、キレート化剤を必要とすることによって限定される。これらの錯化剤は、放射性核種を、医薬物質、タンパク質、ペプチド、標的薬剤に、または生体構造（例えば、細胞など）に直接結合させるために用いられる。放射性核種を抱合するためのキレート化剤の従属は、以下に限定されないが、放射性核種に結合する特定のキレート化剤、標的薬剤に結合する特定のキレート化剤、標的薬剤上の放射性核種に対する限定された結合部位、錯化剤によって取り込まれた標的薬剤コア構造の表面領域によるさらなる表面改変の限定などの限定を要し、その結果、分厚い最終製剤、長期間の合成過程、および合成後の複雑なサイズおよび荷電分離工程を生じることとなる。これに加えて、細胞に基づいた応用では、本キレート化剤に基づく放射性核種製剤は、細胞保持における通常の効率の欠如を患うことが多く、インビボ投与により、顕著な非特異的取り込みを生じうる。それゆえ、放射性核種の無機粒子への変更は、これらの上記に記載の限定のそれぞれを対処しうるものであり、特に、細胞にこれらの放射性核種を保持させることができる。当業者は、本明細書に示される方法を用いて、本発明をさらに改変し、別の能力（ＣＴ、超音波、Ｘ線など）を有する造影剤を調製しうるものと認められるべきである。さらに、本発明は、改変を有するか、もしくは有しない担体として作用しうる。推奨される系はまた、公開された文献中の利用可能な多くの方法を用いて、標的薬剤（ヌクレオチド、アプタマー、タンパク質、抗体、炭水化物、レクチンなど）のナノ粒子表面上の結合を含む組織を標的とした応用についても可能である。

本明細書に記載されるような本発明の様々な実施態様は、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤としての合成系（酸化鉄コア粒子／薄いシリカシェル／Ｃｕ^６４放射性核種および^８９Ｚｒ、^８９Ｙ、^１１１Ｉｎについても広く適用）の単なる１つの可能性のある適用を示す。このナノ粒子に基づくマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤系はまた、インビボ細胞トラッキングなどの可能性とともに、タンパク質、ペプチド、および医薬物質のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像化を含むが、これらに限定されない他の応用範囲を提供する。

このマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、Ｔ２物質に限定されるものでなく；実際に、本発明の記載される実施態様は、さらなる改変および使用のための基盤を提供する。本発明における材料の設計とともに、前記コアのＴ２ ＳＰＩＯからＴ１剤（例えば、ガドリニウム）への単なる置換は、市販品として入手可能なマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩスキャナーの利点をさらに研究し、利用する可能性を提供する。

材料および方法
全ての化学物質は受け取った状態で使用した。全ての化学物質および溶媒は、Ｓｉｇｍａ－Ａｌｄｒｉｃｈ Ａｕｓｔｒａｌｉａから入手し、さらに精製することなく使用した。

合成で用いた全ての溶液と試薬は、特に示されていない限り、Ｍｉｌｌｉ－Ｑ（登録商標）逆浸透システムを用いて精製した脱イオン化水を用いて調製した。

酸化鉄ナノ粒子の調製
超常磁性酸化鉄コアを有するナノ粒子は、２段階工程により合成した。

第１段階において、酸化鉄ナノ粒子は、出典明示により本明細書に取り込まれる文献の方法（Ｐａｒｋ Ｊら，２００４）^［２］による熱分解によって生成した。具体的には、第１段階の工程は、３．２４ｇの塩化鉄および１８．２５ｇのオレイン酸ナトリウムを、４０ｍＬのエタノール、３０ｍＬの蒸留水、および７０ｍＬのヘキサンから構成される溶液中に溶解させることによって鉄オレエート錯体を合成することによって行った。ホモジェナイズしたら、該溶液を７０℃で４時間還流した。上部の有機層の分離を、分液漏斗を用いて行った。分離したら、該鉄オレエート層を脱イオン化水で２回洗浄し、分液漏斗を用いて再度分離した。最終的に、該ヘキサンを蒸発させて、蝋様の鉄オレエート錯体を分離した。該酸化鉄ナノ粒子を、１０ｇの鉄オレエート錯体を１．７７ｇのオレイン酸および６０．３ｍＬの１－オクタデセン中に溶解させ、次いで窒素下で３２０℃において３０分間還流させることによって生成した。続いて、生じた混合物を室温に冷ました。

第２段階では、前記熱分解方法により得られた酸化鉄ナノ粒子は、本発明者らによって開発され、出典明示により本明細書に取り込まれる国際ＰＣＴ特許出願番号ＰＣＴ／ＡＵ２０１７／０５０９８１（Ｇａｍｍｉｌｏｎｇｈｉら）^［４］の主題を構成する洗浄プロトコールを用いて精製した。これについて、前記磁気ナノ粒子は、ジエチルエーテルおよびメタノールを１：１（ｖｏｌ／ｖｏｌ）の割合で含む第１の溶媒組成物中で洗浄し、次いで、ヘキサンおよびエタノールを１：１（ｖｏｌ／ｖｏｌ）の割合で含む第２の溶媒組成物中で洗浄することによって精製し、最終的にシクロヘキサンから構成される第３の溶媒組成物中に分散させた。

シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の調製
典型的には、０．５ｍＬのポリオキシエチレン（５）ノニルフェニルエーテル（Ｉｇｅｐａｌ ＣＯ－５２０）を１１ｍＬのシクロヘキサンに加え、続いて２０μＬの上記で調製し十分に分散させたナノ粒子の２．５ｍｇ／ｍＬ（Ｆｅ当量濃度）のシクロヘキサン溶液を加えた。この溶液を３００ＲＰＭで１０分間混合し、２０μＬのオルトケイ酸テトラエチル（ＴＥＯＳ）を加えた。続いて、該溶液をさらに５分間混合させ、１００μＬのアンモニア溶液（水中で２８ｗｔ％）を３００ＲＰＭで攪拌しながら加えて、逆ミクロエマルションを生成した。１５ｎｍ（±１ｎｍ）の全体の粒径を有するシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を、室温で攪拌しながら６時間の反応後に得た。反応が完了したら、１０ｍＬのメタノールを加えて、該逆ミクロエマルションを阻害し、前記シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を、磁気分離または遠心分離（１０，０００ＲＰＭで室温にて１０分）を用いてメタノール層から抽出した。

スズ増感化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の調製
酸化鉄ナノ粒子周囲のＳｉＯ_２シェルの表面は、塩化スズ（ＳｎＣｌ_２）の酸性溶液を用いてスズで増感化する。これを達成するために、水中に５ｍｇ当量の鉄を含む酸化鉄ナノ粒子を磁気的に沈殿させ、湿った沈殿物中において、酸性塩化スズ溶液［５ｍＬ、３ｍＭ、ｐＨ１．０］を加え、１０分間反応させる。これにより、Ｓｎ^２＋イオンが陽性に荷電したシリカ表面に結合する。１０分後、前記粒子を５ｍＬの脱イオン化水で２回すすいで、磁気分離を用いて結合していないＳｎ^２＋イオンを除く。この粒子の分離は、１０，０００ＲＰＭで５分間の遠心分離により行うこともできる。続いて、生じたナノ粒子は、ＴＥＭおよびエネルギー分散型Ｘ線分析（ＥＤＸ）を用いて特徴付けした。

パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の調製
スズ増感化酸化鉄ナノ粒子上のパラジウムの撒種は、磁気的に分離された粒子を硝酸パラジウム水溶液（Ｐｄ（ＮＯ_３）_２・２Ｈ_２Ｏ）［５ｍＬ、３ｍＭ］に５分間曝露することによって行い、以前に結合されたＳｎ^２＋イオンを置換しつつ同時に、金属Ｐｄ^０核種のシリカシェルの表面上への沈着を生じる。この反応の間、Ｐｄ^０核種の自発的な形成がＰｄ^２＋からＰｄ^０への還元中のＳｎ^４＋イオンの形成により進行する。

無電解沈着した金属めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の調製
金属沈着については、工程（Ｄ）からのパラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を磁気分離にかけて、パラジウム活性化シリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を含有する湿った沈殿物［湿った沈殿物中の２００μｇ当量のＦｅ］を上澄み物から単離する。生じた湿った沈殿物を、金属槽（水酸化ナトリウム水溶液［１２５μＬ，１Ｍ］、続いてすぐに酒石酸カリウムナトリウム水溶液［１２５μＬ，０．３Ｍ］、さらに酸性化された金属イオン源［２５０μＬ、１０^－６Ｍ、ｐＨ１．０］、続いてすぐにホルムアルデヒドム水溶液［５００μＬ、１Ｍ］を還元剤として加えることを含む）に曝露する。反応が完了したら、得られた粒子を、磁気分離または遠心分離（１０，０００ＲＰＭで５分間）を用いて（１ｍｌ）脱イオン化水で２回すすぎ、残っている反応物または副生成物を取り除く。次いで、生じた沈殿物を、（０．１ｍｌ）の適切な溶媒（典型的には、水、生理食塩水、緩衝液または生物学的増殖媒体）中に２分間の超音波処理により分散させて、無電解金属めっきシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を得る。

ＰＥＴ／ＭＲＩの測定
マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像は、Ｓｉｅｍｅｎｓ ＶＢ１７を実行する３００ｍｍ ボア７テスラ ＣｌｉｎＳｃａｎを含むＢｒｕｋｅｒ ＣｌｉｎＳｃａｎ ＰＥＴ－ＭＲスキャナー、およびＳｉｅｍｅｎｓ Ｉｎｖｅｏｎ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｗｏｒｋｐｌａｃｅ（ＩＡＷ）ソフトウェアのもとで操作する磁石ボアの中心に１ブロックあたり１５Ｘ１５ ＬＳＯ結晶（１．６Ｘ１．６Ｘ１０ｍｍ）を備える３環の１６検出器ブロックを含むリムーバブルＰＥＴインサートを用いて収集した。前記ＰＥＴ環内部に７２ｍｍ ＩＤ ラット体ＭＲＩ ｒｆコイルを用いて、ＰＥＴ収集と同時に全体のマウス画像を収集した。（Ｂｒｕｋｅｒ、ドイツ）。

固定された放射線用量（第１のマウスにおいてＦｅの８０μｇ当量とともに^６４Ｃｕの３．１７ＭＢｑ当量、ならびに第２のマウスにおいてＦｅの２００μｇ当量とともに^６４Ｃｕの２ＭＢｑ当量）を有するマルチモーダＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤を、６週齢雌マウス（Ｃ５７ＢＬ／６）に静脈内尾静脈注射により注入し、注射前と注射後の両方のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の強度をいくつかの時点で観察した。マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像は、Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｉｎｖｅｏｎ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｗｏｒｋｐｌａｃｅ（ＩＡＷ）ソフトウェアによって視覚化した。

利点
本発明の好ましい実施態様で記載のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、下記を含むが、これらに限定されないいくつかの応用で用いられる可能性を有する：
１．細胞治療への応用
２．診断用画像化
３．治療
４．治療診断（Theranostic）への応用。

重要なことに、本発明のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤で用いられる放射性核種は、前記放射性核種をナノ粒子に連結させるためのキレート化剤またはリンカーを必要とすることなく存在する。このことは、インビボに応用する観点から２つの最大の利点を提供する：（ｉ）キレート化剤を含まない方法は、放射性核種［ＰＥＴ剤］をＭＲＩ造影剤の表面に強力に結合させることができ、それゆえ、画像化中の非特異的な浸出を防ぎ、および（ｉｉ）この方法によって得られたマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、ヌクレオチド、アプタマー、タンパク質、抗体、炭水化物、レクチンなどの標的薬剤、または必要であれば、フルオロフォアなどの他の標識薬剤の抱合のために簡易に表面を改変することができる

本発明者らは、放射性核種金属の範囲を、調製されたシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上で＋２、＋３および＋４の酸化状態から無電解沈着することができ、これにより多くのタイプの造影剤および治療薬を調製するための一般化された方法を供する。

さらに、合成が２段階工程であることにより、事前にシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子を調製し、続いて、得られたマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤が生きている対象に投与される前の標準的な臨床環境内の（必要ならば）後の段階で、放射性核種をシリカ被覆酸化鉄ナノ粒子の表面上に無電解沈着させることができる。これについて、放射線の喪失は最小限である。

他の実施態様
他の実施態様において、マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤は、上記に記載されるものに限定されるものではないことは、関連技術の当業者によって評価される。例えば、上記に記載されるフルオロフォアは、磁気コア内に積載される量子ドットであることに限定されるものではない。例えば、前記フルオロフォアは、シリカ（ＳｉＯ_２）シェル層内に浸出した色素または放射性核種金属層に結合した色素もしくは実際の量子ドットでありうる。前記フルオロフォアのＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の表面への結合は、多くの結合技術のいずれか１つによって達成されうることが評価される。

参考文献
［１］米国特許出願第２００４／００８１６１７Ａ１号（Ｂｒｏｗｉｔｔら）
［２］Park, J., et al., Nature Materials, 2004, vol. 3, 891-895.
［３］米国特許出願第２００７／０２５８８８８Ａ１号（Ｆｅｌｄｍａｎｎら）
［４］国際ＰＣＴ特許出願第ＰＣＴ／ＡＵ２０１７／０５０９８１（Ｇａｍｍｉｌｏｎｇｈｉら）
［５］Han, Y., et al., 2008, Langmuir, 24, 5842-5848.
［６］Anderson et al., 2016, Advanced Materials Interfaces, 2016, 3, 1500632-1-8.

定義
範囲が明細書に付与される場合（例えば、温度範囲、時間範囲、または濃度範囲）、付与される範囲に含まれる全ての中間体の範囲および部分範囲、ならびに全ての各数値は、本開示に含まれるものとされる。本明細書の記載に含まれる範囲または部分範囲内のいずれの部分範囲または各数値も本願の請求項から除外することができることが理解される。

本明細書で定義され、用いられる全ての定義は、辞書の定義、出典明示により取り込まれる文献中の定義、および／または定義される用語の一般的な意味に対して優先するものと理解されるべきである。

この出願を通して、用語「約」は、数値が、その数値を決定するために用いられる装置、方法の誤差に対する固有のバリエーション、または試験対象に存在するバリエーションを含むことを示すために用いられる。

本明細書で用いられるような不定冠詞「ａ」および「ａｎ」は、特に矛盾していない限り、「少なくとも１つ」を意味するものとして理解されるべきである。

本明細書で用いられる用語「および／または」は、そのように組み合わせる構成要素の「いずれかまたは両方」、すなわち、ある場合には合わせて存在し、別の場合には別々に存在する構成要素を意味するものと理解されるべきである。「および／または」を用いて記載される複数の構成要素は、同様、すなわち、そのように組み合わせる構成要素の「１つまたはそれ以上」に解釈されるべきである。他の構成要素は、必要に応じて、具体的に同定される構成要素に関連するか、または関連しない「および／または」節によって特に同定される構成要素以外に存在していてもよい。よって、非限定的な例として、「Ａおよび／またはＢ」の対象は、「を含む」のようなオープンエンドな用語と組み合わせて用いられる場合、１つの実施態様において、Ａのみ（適宜、Ｂ以外の構成要素を含む）；別の実施態様において、Ｂのみ（適宜、Ａ以外の構成要素を含む）；さらに別の実施態様において、ＡおよびＢの両方（適宜、他の構成要素を含む）などを意味しうる。

「内部」、「外部」、「下に」、「より低い」、「低い」、「上に」、「より高い」などの空間に関連する用語は、図に示されているように、１つの要素または特徴の別の要素または特徴に対する関連性を示す記載を容易にするために本明細書で用いられうる。空間に関連する用語は、図に示される方向に加えて、使用または操作において装置の異なる方向が含まれるものとされうる。

本発明は、限られた数の実施態様と合わせて記載されているが、前記記載を踏まえて多くの代替、改良および変更が可能であることが当業者によって理解される。よって、本発明は、開示される発明の精神と範囲内にありうるような全てのかかる代替、改良および変更を包含するものとされる。

用語「含む（comprise）」、「含む（comprises）」、「含まれた（comprised）」、または「含む（comprising）」が本明細書（特許請求の範囲を含む）に用いられる場合、それらは、記載される特徴、整数、工程または構成要素の存在を特定するものとして解釈されるべきであるが、１つまたはそれ以上の他の特徴、整数、工程もしくは構成要素、またはこれらの群の存在を除外するものではない。

本出願は、１つまたはそれ以上の将来の出願についての基礎または優先権として用いられてもよく、このような将来の出願の特許請求の範囲は、本出願に記載される特徴のいずれか１つの特徴または組み合わせに関するものであってもよい。このような将来の出願には、下記請求項のうちの１つまたはそれ以上が含まれてもよく、これらは、将来の出願で請求される発明について一例を付与するためのものであって、限定するものではない。

Claims (16)

1. 磁気信号を発生するコア；および
   前記磁気信号を発生するコアの表面上に少なくとも部分的に形成された被覆部分
   を含む、マルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤であって、前記被覆部分には、機能化表面を有する内部層、および前記機能化表面上に形成された無電解沈着した放射性核種を含む外部層を含む複数の層が含まれ、前記機能化表面が、シリカである、前記造影剤。
2. 前記磁気信号を発生するコアが、強磁性、常磁性、または超常磁性信号を発生するコアである、請求項１に記載のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤。
3. 前記磁気信号を発生するコアが、鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属の酸化物、混合酸化物および／または水酸化物；鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属イオンが積載された担体物質；鉄（Ｆｅ）、マグネタイト（Ｆｅ_３Ｏ_４）、マグヘマイト（γ－Ｆｅ_２Ｏ_３）、ヘマタイト（α－Ｆｅ_２Ｏ_３）、鉄合金、およびフェライト材料からなる群から選択される鉄系材料；鉄（Ｆｅ）、コバルト（Ｃｏ）、ニッケル（Ｎｉ）、ネオジム（Ｎｄ）、ガドリニウム（Ｇｄ）、およびマンガン（Ｍｎ）からなる群から選択される少なくとも１つの金属の合金；ならびにこれらの組み合わせを含む、請求項１に記載のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤。
4. 前記放射性核種が、陽電子放射体であり、好ましくは、銅（^６０Ｃｕ、^６１Ｃｕ、^６４Ｃｕ）、スカンジウム（^４４Ｓｃ）、チタン（^４５Ｔｉ）、鉄（^５２Ｆｅ）、マンガン（^５１Ｍｎ、^５２Ｍｎ）、コバルト（^５５Ｃｏ）、ガリウム（^６６Ｇａ、^６８Ｇａ）、ヒ素（^７２Ａｓ）、ルビジウム（^８２ｍＲｂ）、ストロンチウム（^８３Ｓｒ）、テクネチウム（^９４ｍＴｃ）、イットリウム（^８６Ｙ）、ジルコニウム（^８９Ｚｒ）、およびインジウム（^１１０Ｉｎ、^１１１Ｉｎ）からなる群から選択され、より好ましくは、^６４Ｃｕである、請求項１に記載のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤。
5. 前記内部層が、金属、金属酸化物、金属カルコゲン化物、金属ニクトゲン化物、半金属、半金属酸化物、半金属カルコゲン化物、半金属ニクトゲン化物、自己組織化膜、高分子電解質、ポリマー、タンパク質、炭水化物、およびバイオポリマーからなる群から選択される種から形成され、好ましくは、シリカ（ＳｉＯ_２）である、請求項１に記載のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤。
6. 少なくとも１つのフルオロフォアをさらに含む、請求項１に記載のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤。
7. 少なくとも１つの量子ドットをさらに含む、請求項１に記載のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤。
8. マルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤の合成方法であって：
   磁気信号を発生するコアの表面を、機能化溶液と接触させて、前記磁気信号を発生するコア上に少なくとも部分的に内部層を形成させ、機能化表面を規定し；
   前記機能化表面を、少なくとも二価スズイオンの供給源を含有する増感化溶液と接触させて、スズ増感化表面を形成させ；
   前記スズ増感化表面を、少なくともパラジウムイオンの供給源を含有する活性化溶液と接触させて、パラジウム活性化表面を形成させ；次いで
   前記パラジウム活性化表面を、少なくとも放射性核種イオンの供給源ならびに還元剤および／または加水分解剤を含有する無電解めっき溶液と接触させて、前記放射性核種イオンを、無電解沈着した放射性核種を含む層に前記パラジウム活性化表面上で変換させることを含む方法。
9. 前記機能化溶液が、オルトケイ酸テトラエチル（ＴＥＯＳ）前駆体を含む、請求項８に記載の方法であって、前記ＴＥＯＳ前駆体を重合させて、前記内部層を、前記磁気信号を発生するコアを少なくとも部分的に封入するシリカ（ＳｉＯ_２）シェルとして形成させることをさらに含む方法。
10. 前記増感化溶液が、塩化スズ（ＩＩ）（ＳｎＣｌ_２）を二価スズイオンの供給源として含む、請求項８に記載の方法。
11. 前記活性化溶液が、硝酸パラジウムをパラジウムイオンの供給源として含む、請求項８に記載の方法。
12. 前記放射性核種が、陽電子放射体、好ましくは、^６４Ｃｕである、請求項８に記載の方法。
13. 前記還元剤が、ホルムアルデヒドである、請求項８に記載の方法。
14. 前記加水分解剤が、アンモニア、水酸化リチウム、水酸化ナトリウム、水酸化カリウム、および水酸化アンモニウムからなる群から選択されるアルカリである、請求項８に記載の方法。
15. 前記無電解めっき溶液が、安定剤、錯化剤、および界面活性剤からなる群から選択される少なくとも１つの添加剤をさらに含む、請求項８に記載の方法。
16. マルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像化を用いる患者における目的の領域の画像化方法であって：
    請求項１に記載のマルチモーダルＰＥＴ（陽電子放射断層撮影）／ＭＲＩ（核磁気共鳴画像化）造影剤を含む医薬製剤の患者への投与中または投与後の前記目的の領域におけるＰＥＴおよび／またはＭＲＩシグナルを比較することによって前記目的の領域における前記製剤中に存在するマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ造影剤の出現を検出し；
    前記目的の領域のＰＥＴおよびＭＲＩ画像データを収集し；次いで
    前記目的の領域のマルチモーダルＰＥＴ／ＭＲＩ画像を、ＰＥＴおよびＭＲＩ画像データを用いて構築すること
    を含み、前記目的の領域は、バックグラウンド組織とは異なって見えるものである、方法。

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