谷胱甘肽响应的可激活磁共振成像 纳米探针的制备研究.docx

谷胱甘肽响应的可激活磁共振成像 纳米探针的制备研究.docx

《谷胱甘肽响应的可激活磁共振成像 纳米探针的制备研究.docx》由会员分享，可在线阅读，更多相关《谷胱甘肽响应的可激活磁共振成像 纳米探针的制备研究.docx（52页珍藏版）》请在冰豆网上搜索。

谷胱甘肽响应的可激活磁共振成像纳米探针的制备研究

谷胱甘肽响应的可激活磁共振成像纳米探针的制备研究毕业论文

1绪论

1.1研究背景

近年来，肿瘤的发生越来越多，且发病年龄越来越年轻化。

然而，肿瘤很难在早期得到及时诊断和治疗，因此，恶性肿瘤是一类严重危害人类健康的常见病，多发病，早期特异性诊断可提高患者生存率，改善生活质量[1]。

由于传统影像诊断方法主要针对实质性肿瘤，此时患者已经处于临床中晚期，故治疗效果差，预后较差。

所以，恶性肿瘤仍然是威胁人类健康与寿命的一大关键因素。

因此，在临床上找到一种有效的肿瘤检查方式与诊断方法并进行良恶性判定具有十分重要的意义。

既往有大量的研究专注于寻找特异性的肿瘤血清标志物，应用于肿瘤的早期诊断[2]。

研究发现，肿瘤组织中谷胱甘肽（GSH）含量明显高于肿瘤旁组织，在人乳腺癌细胞MCF-7中，谷胱甘肽的浓度为（6.29士0.67）nmol/106。

吴琛珩等对人消化道肿瘤组织的检测结果也揭示，肿瘤组织内还原性谷胱甘肽和辅酶Ⅰ（GSH、NADPH）的含量显著高于相应的癌旁组织，提示肿瘤细胞中确有GSH的高表达[3]。

随着分子生物学和医学影像学的飞速发展，近年来产生了一门新兴的交叉学科--分子影像学。

分子影像学是指运用影像学的手段，在组织、细胞和亚细胞水平显示活体状态下某些特定分子的变化，对生物学行为进行定性和定量的研究，为疾病过程在体监测、基因治疗、在体示踪、药物在体疗效评测和功能分子在体活动规律研究提供新技术。

分子影像学在疾病早期诊断、提供疾病发展重要信息和评价治疗效果方面具有诱人的潜能，具有无创、实时、在体、特异、精细显像等优点[4-6]。

所以，分子影像技术可望为疾病的研究和临床“早早期”诊断、治疗提供基因分子水平信息，而在分子影像学成像技术中，靶向性和高亲和性分子探针的制备起着关键作用[7-8]。

磁共振成像是利用生物体不同组织在磁共振过程中产生的具有不同特征的电磁波信号成像技术，是上世纪80年代以来医学影像学发展的最新成就之—[9-10]。

磁共振成像技术也因为其无创伤性、无辐射损伤、非侵入性、并具有多序列、多参数（不同组织与磁共振有关的特征参数如质子密度、纵向弛豫时间、横向弛豫时间、弥散系数等都可以作为成像参数）、任意平面成像、较高的密度分辨率等优点[11]广泛的应用于临床，已经成为临床诊断中最常用的影像检查手段之一[12]。

但是随着医学技术的飞速的发展和人们生活水平的日益提高，常规的磁共振检查已经不能满足临床诊断的要求，人们对磁共振成像的特异性、精确性、敏感性提出了更高的要求。

为了实现对微小病变及隐匿病变的早发现、早诊断、早治疗，学者纷纷投入到提高疾病诊断准确性的成像方法的研究。

虽然单一的磁共振成像设备已经对脂肪、软组织等低密度组织具有的成像效果，但它仍然不可以实现对全身任意组织的扫描成像并提供有诊断价值的图像。

通过磁共振和其他成像设备的结合（例如磁共振和PET的结合形成PETMRI）[13-14]，多通道探测器可视化的开发，不仅可以从解剖水平观察病变，而且可以从分子代谢水平研究病变组织的代谢情况从而定性诊断疾病。

但是这样的组合仍然存在许多固有的问题，如因多个成像器件空间分辨率及时间分辨率的图像定位导致生物样品的差异所造成的困难[15]。

另一解决方案为：

磁共振对比剂。

磁共振对比剂的应用更是极大地拓展了磁共振成像技术的临床适用范围。

磁共振造影剂是能够缩短组织在外磁场作用下的共振时间、增大对比信号的差异、提高成像对比度和清晰度的一类诊断试剂[16]。

磁共振对比增强的基本原理是通过改变内、外界弛豫效应和磁化率效应间接地改变组织的信号强度，从而达到提高不同组织间信号差异的目的。

磁共振对比剂的应用，可以增强正常组织与病变组织之间的信号对比，使微小病变更加突出，使得微小病变与隐匿病变的早发现、早诊断成为可能。

它能有效改变生物体内组织中局部的水质子弛豫速率，缩短水分子中质子的弛豫时间，准确地检测出正常组织与患病部位之间的差异，从而最终显示生物体内各器官或组织的功能状态。

磁共振对比剂要应用于人体，除了要满足药物的基本要求，具有生物适应性、水溶性好和良好的稳定性外，还应具有以下特性：

（1）靶向性：

即对比剂进入人体后能选择性聚集，在靶组织富集并停留一段时间，使靶区域被观测核的弛豫速率比其他正常组织部位有更大的增强，以达到增加正常组织与病变组织的对比度。

（2）细胞毒性小：

对比剂中游离的稀土金属离子和配体毒性较强，而其配合物毒性较低。

稀土金属离子的置换效应是毒副作用的主要影响因素，所以MRI对比剂在体内的有效期中应为稳定配合物。

（3）高的弛豫率：

对比剂对水质子的弛豫能力影响其在体内磁共振成像的效果。

弛豫能力越强，活体成像效果就越好。

（4）在体内有适当的存留时间：

既为成像提供必要的时间，又易于从体内排出，不会在体内积累。

按增强类型不同，磁共振对比剂可以分为阳性对比剂和阴性对比剂。

阳性对比剂一般是指可以增强信号强度的顺磁性物质，例如轧剂、氧化锰等。

阳性对比剂以缩短T1弛豫时间为主（在T1加权成像中增加信号的强度），表现在图像上增强区显示信号增强。

在T1加权像中，由公式I=KN（H）（1-e-TR/T1）可知，如果组织器官的T1短，则MR信号强度强，图像变亮；如果组织器官T1长，则MR信号强度弱，图像变暗。

目前应用最广泛的磁共振阳性对比剂即Gd-DTPA，中文名为二乙三胺五醋酸钆或钆喷酸葡甲胺盐，商品名为马根维显（Magnevist）[17-18]。

Gd-DTPA是一种顺磁性物质，它的增强原理为：

Gd3+具有7个不成对电子，其不成对电子与质子一样为偶极子，具有磁距。

电子质量很轻，但其磁距约为质子的657倍。

在无顺磁性物质的情况下，组织的T1弛豫是由质子之间的偶极子-偶极子相互作用，形成局部磁场波动所引起的。

在有不成对电子的顺磁性物质存在时，由于电子的磁化率约为质子的657倍，从而产生局部巨大磁场波动。

此时，大部分电子的运动频率与Larmor频率相近，而使邻近质子的T1弛豫时间缩短，即形成所谓质子偶极子-电子偶极子之间的偶极子-偶极子相互作用，引起所谓质子磁豫增强，其结果造成T1弛豫时间缩短。

在Gd-DTPA浓度较低时，由于机体组织的T1弛豫时间较长，故对比剂对机体组织的T1弛豫时间影响较大。

然而，随着Gd-DTPA浓度增加，T2缩短效应渐趋明显。

Gd-DTPA通过改变周围氢核的磁性起作用，具有亲水性、相对分子质量小的特点，注入血管后迅速向周围组织间隙分布，由肾脏排泄，对各系统的病变都有诊断与鉴别诊断的价值。

虽然Gd-DTPA被广泛的应用于临床[19-22]，但存在很多的缺陷。

为了降低Gd3+本身的毒性，人们采取制备钆离子螯合物的方式来提高对比剂的生物相容性。

但螯合物的形成会降低对比剂的对比度，因为与水合钆离子的8-9个位点来说，钆离子螯合物中可与水质子交换的配位点的数目只有1-2个。

另一方面，绝大多数的钆对比剂的血液循环时间较短，对组织和细胞缺少选择性，难于表面功能化也限制了其进一步应用。

同时，钆离子螯合物中的Gd3+一旦去螯合或者与人体中存在的其他离子，如Zn2+等，交换螯合后被释放有可能会带来潜在的毒性。

而且有报道指出钆基对比剂会对生物体肾小管造成直接损害，引起肾细胞纤维化[23]。

且绝大多数钆类小分子对比剂都是离子型造影剂，体内渗透压较高，在体内存留时间较短，易经肾脏代谢后迅速排出，不具有组织或器官的选择性，常常迅速渗透到细胞外液间隙而产生背景影像强化。

因此，如何开发具有靶向性、高弛豫效率、使用安全的对比剂是MRI研究的重点和主要发展方向之一。

随着科学技术的进步，关于纳米粒子的研究越来越成为众多学者关注的焦点，许多纳米材料的磁共振阳性对比剂应运而生[24]，例如：

PEG-Gd2O3、BSA-Gd2O3[25-26]等。

由于纳米粒子的特性，更易于进行表面功能化与功能组装，提高其靶向性。

使对比剂不仅具可以辅助诊断，而且可以具有治疗作用。

阴性对比剂通常是超顺磁性的纳米粒子（例如氧化铁）及高浓度的顺磁性物质。

阴性对比剂以缩短T2弛豫时间为主（在T2加权成像中降低信号强度），呈暗或黑色低信号。

在T2加权像中，由公式I=KN（H）e-TE/T2可知，如果组织器官T2长，则MR信号强度强，图像变亮；如果组织器官T2短，则MR信号强度弱，图像变暗。

超顺磁性氧化铁（SPIO：

SuperparamagneticIronOxide）是近年来迅速发展的一种纳米材料[27]，由于其特殊的化学结构，在较弱的外磁场中就可产生巨大的磁性，而外磁场撤销后无剩磁。

它的作用原理为：

SPIO颗粒直径40~400m，表面用葡聚糖包裹。

由于血液中直径在30~5000nm的颗粒主要经网状内皮系统清除，因而静脉注射后该类对比剂进入肝脏及脾脏的网状内皮细胞（RES：

Reticuloendothelialsystem），产生短T2效应，在肝脏枯否细胞可摄取对比剂颗粒。

由于正常肝脏存在枯否细胞，而肿瘤内一般无或少含无枯否细胞，因此对比剂能增加肿瘤与肝实质间的对比，从而提高肝脏肿瘤的检出率，对鉴别肿瘤是否肝细胞来源也有较大价值。

目前有多种网状内皮细胞性MR对比剂已经商品化，如AMI-25和Feridex（菲立磁）[28]等。

SPIO纳米粒子由不同的外层材料包裹三氧化二铁或四氧化三铁形成，其颗粒小，穿透力强，弛豫率为同条件下钆离子的7-10倍，在很低浓度条件下即可在MRI形成对比[29]。

更重要的是，SPIO纳米粒子通过表面化学修饰可以进一步结合特殊的抗体、氨基酸、蛋白或酶而具有吸收特异性[30]。

但是，SPIO纳米粒子被细胞吸收后聚集于溶酶体中，在溶酶体低的pH环境里，被分解成为铁粒子，可用于合成血红蛋白，因而在体内具有低的毒性[31]。

1.2课题的提出

综上所述，单一模态的磁共振对比剂，虽然在常见疾病的诊断上已经发挥出巨大的作用，但是对于一些微小隐匿病变仍然无法提供具有高诊断准确性的MRI图像。

而且单模态对比剂毒性大，在体内会产生非特异性聚集，使非病变组织产生增强的MR信号，从而导致高的非特异性背景和低目标背景比。

因此，单模态的磁共振对比剂正面临巨大的挑战。

基于此，我们提出将阴性超顺磁性纳米粒子氧化铁对比剂和阳性PEG-Gd2O3对比剂相结合的可激活磁共振对比剂。

可激活对比剂具有高弛豫率、细胞毒性小、靶向性好、特异性强、敏感性高等特点。

目前，关于可激活对比剂的报道并不多，因此可激活对比剂成为众多学者研究的重点。

SPIO和PEG-Gd2O3表面都含有羧基（CO）,通过表面含有两个氨基（NH）的胱胺相连接，当没有肿瘤细胞存在时，由于SPIO产生的磁场对PEG-Gd2O3的磁共振信号有淬灭作用，在磁共振T1图像上没黑色或灰黑色，当有肿瘤细胞存在时，由于肿瘤细胞中谷胱甘肽（GSH）含量比正常细胞高出许多，谷胱甘肽将连接SPIO和PEG-Gd2O3的双硫键打开，在磁共振T1图像上表现为明亮或白色信号。

从而实现对肿瘤的靶向作用。

提高诊断的准确信和特异性。

1.3论文结构和各章节安排

论文第一章简要介绍了本实验的研究背景，且阐述了本文研究内容的提出。

论文第二章对阳性对比剂PEG-Gd2O3和阴性对比剂SPIO以及“连接物”胱胺的合成方法、性质进行了详细的阐述和介绍。

论文第三章讨论了可激活对比剂Fe3O4-SS-Gd2O3的制备过程及优化。

论文第四章进行了可激活对比剂Fe3O4-SS-Gd2O3的细胞毒性研究，利用MTT法考察其生物相容性。

论文第五章：

总结与展望。

2材料合成

2.1四氧化三铁（Fe3O4）纳米粒子合成

2.1.1引言

氧化铁（通常指磁铁矿Fe3O4或者磁赤铁矿γ－Fe2O3）纳米粒子，应用于磁共振成像已有20多年的历史了。

超顺磁性氧化铁（SPIO，粒径小于30nm）纳米粒子网状内皮组织吸收，在肝、脾、骨髓等组织会器官处富集会大大缩短T2弛豫时间，SPIO作为T2造影剂的典型代表，已经临床多年，如FeridexIVResovistLumirem进行肝脏造影、追踪成像等[32-36]。

近年来，随着纳米技术的飞速发展，四氧化三铁纳米颗粒作为功能材料，在磁记录材料、特殊催化剂原料、磁流体的基本材料和磁性颜料、药物等方面显示出许多特殊功能，有关纳米磁性Fe3O4的制备方法及性质的研究也受到广泛关注。

SPIO纳米粒子的合成方法有许多种，常用的有共沉淀法、微乳液法、超声空气法等[37-38]。

其中，共沉淀法是制备SPIO纳米粒子最常规的方法，也是较为简单和技术成熟的方法，它是将二价铁盐和三价铁盐溶液按一定比例混合，将碱性沉淀剂快速加入至上述混合溶液中，搅拌、反应一段时间经洗涤、干燥，可得SPIO粉末。

SPIO为符合氧化物，是由相应的氢氧化物转化而来，因此该反应的理论摩尔比为Fe2+：

Fe3+：

OH=1.00：

2.00：

8.00，但是由于实反应中二价铁离子易氧化成三价铁离子，所以实际反应中二价铁离子应当适当过量[39]。

本文在制备Fe3O4的基础上，又对已经制备的纳米探针进行了TEM扫描，磁共振信号响应，傅里叶红外光谱分析以检验制备的纳米粒子是否符合作为对比剂的要求。

2.1.2实验试剂及器材

（1）所用材料：

试剂：

二氯化铁FeCl2（上海山海工学团实验二厂）；

三氯化铁FeCl3（沪试，国药集团化学试剂有限公司）；

氨水（沪试，国药集团化学试剂有限公司）；

柠檬三钠（沪试，国药集团化学试剂有限公司）

溴化钾。

材料：

EP管、移液器枪头、一次性吸管（美国AXYGEN公司）

（2）所用器材：

智能恒温定时磁力搅拌器，型号：

B12-3（上海司乐仪器有限公司）；

超纯水仪（美国，Milli-QRefereme）；

舒美超声波清洗器，型号：

KQ218（昆山市超声仪器有限公司）；

电子天平，（上海精密科学仪器有限公司）；

10μL、20mL、100mL、1000mL微量移液器，（德国Eppendorf公司）；

电热恒温干燥箱，（上海跃进医疗器械厂）；

精密增力电动搅拌器，型号：

JJ-1（常州国华电器有限公司）；

红外光谱仪，型号：

NEXUS870（美国Nicolet公司）；

透射电子显微镜TECNAIG2，（美国FEI公司）；

3.0Tsignal全身磁共振成像设备，（美国GE公司）。

2.1.3实验步骤

（1）称取0.19882gFeCl2溶于10mL蒸馏水，称取0.54058gFeCl3溶于10mL蒸馏水，并用超声仪将之混合均匀；

（2）用一次性吸管将混合均匀的两溶液加入三口烧瓶中，30度水浴加热；

（3）在机械搅拌作用下，用恒压滴液漏斗慢慢将3.5mL浓氨加入；

（4）氨水加完后，继续剧烈搅拌30min，在滴加氨水的过程中，可以看到溶液的颜色由橘红色逐渐变黑色；

（5）用磁铁将Fe3O4纳米粒子吸出，用双蒸水纯化，直到PH=7.0；

（6）在60摄氏度下真空干燥24小时，研磨得到Fe3O4纳米粒子。

2.1.4透射电子显微镜（TEM：

Transmissionelectronmicroscope）扫描

将SPIO纳米粒子用双蒸水配制成100μg/mL的纳米溶液，超声使其分散均匀，各取1滴置于铜网上，室温晾干，于透射电子显微镜下观察形态并拍照。

SPIO纳米粒子的TEM下的形态如图2.2。

图2.1Fe3O4被磁铁吸引图2.2Fe3O4的TEM图像

从图2.1，我们可以看出，制备的Fe3O4被磁铁吸引，具有较强的磁性。

从图2.2可以看出，Fe3O4整体呈类圆形分布，大小均匀的灰色颗粒，较分散，有少许团聚现象，团聚的纳米粒子呈黑色。

随机选择20个纳米粒子进行测量，用NanoMeasurer软件，计算平均粒径，可得到下图2.3的粒径分布。

图2.3Fe3O4纳米粒子粒径分布图

从图2.3可以看出，随机选择的20个纳米粒子的尺寸最大值为16.96nm，最小值为12.08nm，用NanoMeasurer软件，计算平均粒径为14.05nm，在纳米材料的粒径范围之内。

2.1.5ICP-MS制样

将500μL0.24mg/mL的Fe3O4溶液，与500μL的浓硝酸（HNO3）混合，并在80℃环境下加热30min。

再取6mL的浓硝酸与78mL的水配成84mL5%的稀硝酸。

在四氧化三铁和浓硝酸的混合溶液中加入25mL稀硝酸。

所得样品送到南京大学分析测试中心用ICP-MS仪器检测0.24mg/mL的Fe3O4溶液中Fe3+浓度。

2.1.6MR扫描

（1）不同浓度Fe3O4纳米粒子溶液的制备

首先称取1.92mg制备好的Fe3O4、3.84mg柠檬酸三钠，将两者加入8mL的蒸馏水，充分混合均匀，得到0.24mg/mL的Fe3O4NPs。

取0μL、1.25μL、2.5μL、3.75μL、5μL、6.25μL、7.5μL、8.75μL、10μL、11.25μL、12.5μL的0.24mg/mL的Fe3O4NPs分别溶于300μL、298.75μL、297.5μL、296.25μL、295μL、293.75μL、292.5μL、291.25μL、290μL、288.75μL、287.5μL的蒸馏水中，用超声混合均匀，得到浓度分别为0mmol/L、0.005mmol/L、0.01mmol/L、0.016mmol/L、0.021mmol/L、0.032mmol/L、0.037mmol/L、0.043mmol/L、0.048mmol/L、0.053mmol/L的Fe3O4纳米粒子溶液。

（2）MR扫描条件设置

采用头颅8通道相控线圈，进行T1加权成像（T2-weightedimaging,T2WI）扫描。

MR扫描参数为：

重复时间（Repetitiontime,TR）4500ms,回波时间（Echotime,TE）90.7ms，矩阵384×224，视野（Fieldofview,FOV）14cm×14cm，层厚2.0mm，层距0.2mm。

（3）不同浓度Fe3O4纳米粒子的磁共振信号响应

3.0TMRI扫描样品的T2值如下表2.1。

表2.1不同浓度Fe3O4纳米粒子的磁共振信号响应

序号

1

2

3

4

5

7

8

9

10

11

浓度

0mM

0.005mM

0.01mM

0.016mM

0.021mM

0.032mM

0.037mM

0.043mM

0.048mM

0.053mM

T2

550.59

389.48

278.59

216.47

180.50

142.62

119.91

119.55

105.42

90.625

根据表2.1，用Origin软件做成下图2.4。

图2.4Fe3O4NPsT2弛豫率测定

从图2.4我们看出，制备的Fe3O4纳米粒子的弛豫率为164.5，与文献中描述的相当。

且制备的Fe3O4纳米粒子的T2弛豫率与浓度呈梯度关系。

表明制备的Fe3O4纳米粒子具有优良的MRI对比增强能力，可以用作对比剂使用。

2.1.7傅里叶变换红外光谱分析

取少量（约10μL）Fe3O4纳米粒子和一定量的溴化钾，置于电热恒温干燥箱中60℃干燥10分钟之后取出，研磨使之混合均匀，压成一薄片进行测量。

波长范围为500-4000cm-1。

红外光谱分析的结果用Origin作图，可得下图2.5。

图2.5Fe3O4红外光谱图

图2.5中显示Fe3O4在3441cm-1处有一较强的吸收峰，其代表OH的伸缩振动峰，而在1591cm-1处的吸收峰是C=O的伸缩振动峰，两者皆是Fe3O4表面羧基官能团的红外特征吸收峰，说明Fe3O4表面存在羧基。

2.2PEG-Gd2O3合成

2.2.1引言

MRI是临床诊断及临床前研究的领先技术，它成像无组织器官深度局限性，无电离辐射，可多参数多平面成像。

但是，由于缺乏高弛豫率、低毒或无毒、体内循环时间最优的理想对比剂，磁共振在诊断具有特定的分子标志物的病变方面及监测药物治疗效应方面受到了极大的限制。

目前临床使用的MRI对比剂Gd-DTPA弛豫率低、体内毒性强，所以随着磁共振应用范围的不断增加，临床对特异性的磁共振对比剂的需求越来越强烈。

近年来，分子影像学取得了巨大的发展，靶向传递能够增加对比增强的有效性、减少剂量和毒性，是一种能满足影像诊断需求的良好策略。

因此，靶向特异性的磁共振对比剂的研发是十分必要的。

目前，已有研究证明氧化钆纳米颗粒具有比目前广泛使用的钆螯合剂更高的弛豫效能。

基于氧化钆纳米颗粒可以用作T1对比剂，增强信号强度，这一研究吸引了众多学者的关注，引起了广泛的研究兴趣。

氧化钆纳米颗粒不仅可以增强对比效果，而且提供与修饰物连接的可能。

在本文章中，选择研究较成熟的PEG-Gd2O3作为阳性对比剂，讨论了PEG-Gd2O3的制备及对MRI信号响应做了评价[40]。

2.2.2实验试剂及器材

（1）所用材料：

试剂：

硝酸钆（北京百灵威科技有限公司）；

聚乙二醇二羧酸poly（ethyleneglycol）。

材料：

EP管、移液器枪头、一次性吸管（美国AXYGEN公司）

（2）所用器材：

超纯水仪（美国，Milli-QRefereme）；

智能恒温磁力搅拌器（上海予华仪器有限公司）；

10μL、20mL、100mL、1000mL微量移液器，（德国Eppendorf公司）；

智能恒温定时磁力搅拌器，型号：

B12-3（上海司乐仪器有限公司）；

电子天平，（上海精密科学仪器有限公司）；

电热恒温干燥箱，（上海跃进医疗器械厂）；

4℃冰箱，（中国海尔集团）；

红外光谱仪，型号：

NEXUS870（美国Nicolet公司）；

3.0Tsignal全身磁共振成像设备，（美国GE公司）。

2.2.3透析袋前处理

透析袋前处理的基本方法：

（1）把透析袋剪成适当长度（10-20cm）的小段；

（2）在1000mL的烧杯中加入2%（W/V）的碳酸氢钠和1mmol/LEDTA.2Na（PH=8）（称取10g碳酸氢钠和186.6mgEDTA.2Na溶于500mL蒸馏水，混合均匀），加入透析袋煮沸10分钟；

（3）用蒸馏水彻底清洗透析袋；

（4）在1000mL的烧杯中加入1mmol/LEDTA.2Na（PH=8）（称取186.6mgEDTA.2Na溶于500mL蒸馏水，混合均匀），在第（3）步中的透析袋加入进去，煮沸10分钟；

（5）冷却后，置于50%的酒精中，放于4℃冰箱，确保透析袋始终浸没在溶液内。

2.2.4实验步骤

（1）称取0.4062g硝酸钆加入三口烧瓶中，注意不要沾到烧瓶壁上；

（2）在三口烧瓶中滴加10mL聚乙二醇二羧酸poly（ethyleneglycol），混合均匀；

（3）用恒温磁力搅拌器加热到90-100℃，得到澄清溶液；

（4）升温到140℃加热1小时；

（5）继续升温到180℃加热4小时；

（6）将冷却的溶液加入到之前准备好的透析袋中，在2000mL的大烧杯中透析3天，每8小时换一次水（蒸馏水）；

（7）将透析好的PEG-Gd2O3装入50mL的离心管中，放入4℃冰箱备用。

2.2.5MR扫描

根据文献，氧化钆纳米材料的弛豫率比目前临床使用的Gd-DTPA高，为了讨论Gd-DTPA和PEG-Gd2O3的弛豫率高低，分别把PEG-Gd2O3和Gd-DTPA配成10个不同浓度进行3.0TMRI扫描。

（1）不同浓度Gd-DTPA溶液的制备

首先取10个1.5mL的EP管，分别编号为1—10。

在10个EP管中,分别加入360μLGd-DTPA、240μL蒸馏水，240μLGd-DTPA、360μL蒸馏水，120μLGd-DTPA、480μL蒸馏水，60μLGd-DTPA、5