Nucleaire magnetische resonantie-spectroscopie in de geneeskunde: biochemie van het intacte weefsel

C.J.A. van Echteld
F.L. Meijler
Citeer dit artikel als
Ned Tijdschr Geneeskd. 1986;130:1595-602
Download PDF

Zie ook het artikel op bl. 1603.

Inleiding

De laatste jaren hebben een snelle ontwikkeling te zien gegeven van nucleaire magnetische resonantie (NMR) of kernspinresonantie in zowel het medisch-wetenschappelijk als diagnostisch onderzoek. Deze ontwikkeling heeft zich vooral in twee onderscheiden toepassingen voltrokken: magnetic resonance imaging (MRI) of kernspinresonantie-tomografie, en magnetic resonance spectroscopy of kernspinresonantie-spectroscopie (MRS).

Dat beide methoden in korte tijd zo'n snelle ontwikkeling hebben doorgemaakt, wordt mede verklaard doordat bij deze non-invasieve en non-destructieve methoden geen gebruik gemaakt wordt van ioniserende straling of radioactieve preparaten. Beide toepassingen berusten op hetzelfde principe: wanneer een weefsel, orgaan of lichaam zich in een sterk magneetveld bevindt, kan door middel van instraling met radiogolven informatie verkregen worden over soort, lokale dichtheid en eigenschappen van de aanwezige atoomkernen. Bij MRI wordt dankbaar gebruik gemaakt van de grote hoeveelheid waterstofkernen (1H), die in biologisch weefsel voornamelijk in de vorm van water en vet voorkomen. De verkregen afbeeldingen zijn gebaseerd op de verdeling en eigenschappen van de waterstofkernen die zich bevinden in een doorsnede die in alle richtingen door het lichaam kan worden gelegd. Door het vaak verbluffende contrast tussen verschillende (weke) weefseltypen is de MRI vooral in de neurologie en de neurochirurgie voor velen reeds de favoriete beeldvormende methode geworden. Maar ook in andere takken der geneeskunde is MRI sterk in opmars.

MRS verschilt vooral daarin van MRI dat geen structurele afbeelding van weefsels of organen verkregen wordt, maar dat op non-destructieve en non-invasieve wijze een biochemische analyse wordt verkregen in de vorm van een spectrum (figuur 1). In de chemie wordt MRS al sinds 1953 gebruikt als een bijzonder waardevol hulpmiddel bij de opheldering van moleculaire structuren en processen. Om de informatie die op deze wijze verkrijgbaar is, op zijn waarde te kunnen beoordelen, is een bespreking van de principes van de kernspinresonantie en de apparatuur onvermijdelijk. Vervolgens wordt een overzicht gegeven van de mogelijkheden van de nucleaire magnetische resonantie-spectroscopie.

Basisprincipes

Veel soorten atoomkernen gedragen zich als kleine staafmagneetjes door een eigenschap die ‘spin’ genoemd wordt en die voorgesteld kan worden als een draaibeweging van de kern om de eigen as. In een sterk magneetveld zullen deze kernmagneetjes zich gaan richten. De voor medische toepassingen belangrijke atoomkernen waterstof (1H), koolstof (13C) en fosfor (31P) kunnen dat in tegenstelling tot kompasnaalden op twee manieren: parallel of antiparallel aan het veld. In de energetisch iets gunstiger parallelle oriëntatie bevinden zich doorgaans iets meer kernen dan in de antiparallelle richting. Door een radiogolfpuls kunnen kernen van de parallelle in de de antiparallelle oriëntatie gebracht worden. Na zo'n radiogolfpuls keren de kernen terug naar hun oorspronkelijke evenwichtssituatie en zenden daarbij ook weer radiogolven uit. Dit relaxatieproces wordt gekarakteriseerd door twee tijdsconstanten, T1, de zogenaamde longitudinale relaxatietijd, en T2, de zogenaamde transversale relaxatietijd. In de kernspinresonantie-tomografie zijn T1 en T2 van groot belang voor het contrast in de afbeeldingen.

De frequentie van de radiogolven die nodig is om de kernen van oriëntatie te doen veranderen, is gelijk aan de frequentie van de draaibeweging van de kern en daarmee ook gelijk aan de frequentie van de uitgezonden radiogolven. Deze zogenaamde resonantiefrequentie is voor elke soort kern verschillend (tabel) en is bovendien recht evenredig met de sterkte van het magneetveld. Wanneer de resonantiefrequentie van een bepaalde kernsoort, bijvoorbeeld 31P, nauwkeurig bezien wordt, dan blijkt dat de exacte resonantiefrequentie afhankelijk is van het lokale, door de kern ervaren magneetveld. De elektronen waardoor elke kern omringd wordt, schermen echter die kern af van het uitwendige magneetveld en beïnvloeden dus het lokale, door de kern ervaren magneetveld. De exacte resonantiefrequentie van een kern is dus afhankelijk van de hoeveelheid omringende elektronen en de aard van de chemische binding van het atoom aan nabuuratomen, kortom van de chemische omgeving van de kern. Deze voor de nucleaire magnetische resonantie-spectroscopie zeer belangrijke en wezenlijke eigenschap is bekend als de ‘chemische verschuiving’ (chemical shift), hetgeen duidt op het verschil in resonantiefrequentie van gelijke kernen in verschillende chemische omgevingen. Het zijn deze (relatief kleine) verschillen (zie de tabel) die ons in staat stellen kernen in verschillende moleculen te onderscheiden, waardoor een (bio)chemische analyse mogelijk is. De chemische verschuiving ? wordt veelal uitgedrukt in de dimensieloze grootheid parts per million (ppm) en is gedefinieerd als

waarin ?i een zekere resonantiefrequentie is en ?r een ‘willekeurig’ gekozen referentiefrequentie. In een 31P-NMR-spectrum van bijvoorbeeld een hart kan men een aantal chemisch verschillende fosforkernen onderscheiden zoals in anorganisch fosfaat (Pi), fosfocreatine (PCr) en de drie verschillende fosfaatgroepen van adenosinetrifosfaat (ATP), die ieder als een afzonderlijke resonantiepiek in een frequentiespectrum voorkomen (zie figuur 1). Omdat binding van een H-ion aan een fosfaatgroep de chemische omgeving van de fosforkern verandert, geeft pH-verandering aanleiding tot een verschuiving van de resonantiefrequentie. Andersom kan dus op elegante wijze uit de resonantiefrequentie van bijvoorbeeld Pi de intracellulaire pH worden afgeleid.1

Andere ‘externe’ factoren kunnen ook resonantiefrequenties beïnvloeden: uit het verschil in chemische verschuiving tussen Mg2-ATP en niet-gecomplexeerd ATP kon worden aangetoond dat in skeletspieren meer dan 95 van het ATP gecomplexeerd is met Mg2-ionen.2 Tellen wij bij het fenomeen van de chemische verschuiving het feit op dat het NMR-signaal in principe recht evenredig is met het aantal kernen dat zich in het detectiegebied bevindt, dan is duidelijk hoe aantrekkelijk de NMR-methode is om intracellulaire metabolietconcentraties en pH vast te stellen. Helaas is de NMR-methode echter behept met een inherent lage gevoeligheid. De signaal-ruis-verhouding van een resonantiepiek wordt door een groot aantal factoren bepaald, waaronder:

1. De soort kern die wordt gemeten. In de tabel zijn van een aantal kernen de relatieve gevoeligheid en het natuurlijk voorkomen vermeld. Elk der kernsoorten heeft zijn eigen voor- en nadelen en specifieke toepassingsgebieden die nog besproken zullen worden.

2. De sterkte van het magneetveld. Algemeen geldt dat de gevoeligheid toeneemt naarmate de veldsterkte toeneemt. Het is mogelijk dat 31P in weefsel hierop een uitzondering vormt, maar de discussie over de optimale veldsterkte is nog gaande.

3. De aard van de moleculen waarin de onderzochte kernen zich bevinden. Smalle resonantiepieken zoals in figuur 1 worden normaliter slechts verkregen van kernen in moleculen die klein en redelijk mobiel zijn. Kernen in grote, immobiele moleculen zoals 31P in DNA, membraan-fosfolipiden en in bot, maar ook in aan eiwitten gebonden ATP, geven zeer brede resonantielijnen (vaak 30-40 ppm breed) die als een basislijnkromming onder de smalle pieken liggen. Een uitzondering hierop vormt bijvoorbeeld glycogeen. De interne bewegingsmogelijkheden van de suikerbouwstenen van het grote glycogeenmolecuul zijn zo groot dat het merendeel van de 13C- en 1H-kernen toch aanleiding geeft tot smalle lijnen.

4. Het aantal waargenomen kernen. De signaalintensiteit is, zoals reeds vermeld, recht evenredig met het aantal kernen in het detectiegebied. Het aantal kernen kan vaak eenvoudig vergroot worden door de hoeveelheid weefsel en daarmee vaak het detectiegebied te vergroten. Helaas is dit echter veelal in strijd met de gewenste lokalisatie.

5. De meettijd. De signaal-ruisverhouding kan verbeterd worden door signaalmiddeling (figuur 2). De tijd voor een afzonderlijke scan wordt gedeeltelijk bepaald door de relaxatietijden van de onderzochte kernen. Ruwweg dient gedacht te worden aan 0,1 seconde tot enkele seconden voor de afzonderlijke scan en aan enige seconden tot tientallen minuten voor de totale meting.

6. De efficiëntie van de soort zend- en ontvangstspoel. Om de radiogolven te kunnen instralen wordt gebruik gemaakt van een zend- en ontvangstspoel die cilindrisch van vorm kan zijn en het te onderzoeken weefsel of lichaam volledig omsluit. Naarmate de cilinder beter gevuld is met het te onderzoeken weefsel, neemt de gevoeligheid toe. Vaak wordt ook gebruik gemaakt van een platte, ronde, zogenaamde oppervlaktespoel die op het lichaam boven het te onderzoeken orgaan geplaatst wordt. Als vuistregel detecteert een oppervlaktespoel signaal uit een gebied beschreven door een halve bol met dezelfde straal als de spoel.

Apparatuur

Aan elk modern NMR-apparaat is een aantal essentiële onderdelen te herkennen.

De magneet

Deze dient over een zo groot mogelijk gebied een zeer homogeen magneetveld te genereren. Wanneer namelijk in een te onderzoeken weefsel verschillende magneetveldsterktes heersen, zullen, doordat de resonantiefrequentie recht evenredig is mei de magneetveldsterkte, identieke kernen in dezelfde soort moleculen, maar op andere plaatsen in het weefsel, aanleiding geven tot verschillende resonantiefrequenties. Hierdoor zou nucleaire magnetische resonantie-spectroscopie als biochemische analysemethode onbruikbaar worden. De meeste moderne NMR-magneten zijn met vloeibaar helium gekoelde en daardoor supergeleidende solenoïdespoelen. Met hun cilindrische geometrie kunnen de magneten zowel horizontaal als verticaal worden opgesteld. De toegankelijke diameter varieert van enkele centimeters voor analytische magneten met hoge resolutie tot circa 70 cm voor magneten die bedoeld zijn voor onderzoek bij mensen. Veldsterktes kunnen variëren van 0,1 T (tesla) tot 2 T voor laatstgenoemde magneten en bij analytische magneten waarden van 11,7 T bereiken (vergelijk met het aardmagnetisch veld: 0,00005 T). Nog sterkere en betere magneten worden momenteel ontwikkeld. Naarmate de veldsterkte toeneemt, neemt, zoals reeds vermeld, doorgaans de gevoeligheid toe. Even belangrijk is dat doorgaans ook de spectrale resolutie, d.w.z. de scheiding van de verschillende spectrale lijnen toeneemt bij hoger veld. De minimale veldsterkte voor spectroscopie bedraagt 1,5 T. Het gebied met voldoende homogeniteit voor spectroscopie bevindt zich in het centrum van de magneet. Afhankelijk van de grootte van de magneet is dit een bol met een straal van 1 tot 10 cm.

Gradiëntspoelen zijn hulpmagneetspoelen die gebruikt worden om een (lineair) verloop in de magneetveldsterkte aan te brengen, een zogenaamde veldgradiënt. Oorspronkelijk werden deze gradiëntspoelen alleen in de MRI gebruikt, maar thans wordt ook bij moderne MRS-technieken gebruik gemaakt van deze spoelen.

De zender

Wanneer het te onderzoeken monster, weefsel of orgaan van patiënt of proefdier in het centrum van de magneet geplaatst is, is een zender nodig voor de instraling met radiogolven. Omdat een kernsoort, bijvoorbeeld 13C, op verschillende posities in moleculen aanleiding kan geven tot verschillende resonantiefrequenties wordt in moderne NMR-apparatuur ingestraald met een korte puls met grote bandbreedte, waarin alle voorkomende resonantiefrequenties vertegenwoordigd zijn. Hierdoor worden alle kernen van een soort tegelijkertijd uit hun evenwichtssituatie gebracht. De bandbreedte van de radiogolfpuls is echter niet voldoende om bijvoorbeeld 13C- en 31P-kernen tegelijkertijd te meten, omdat het verschil in resonantiefrequentie te groot is (zie ook de tabel).

De spoel

De antenne die de radiogolven in het te onderzoeken weefsel zendt en vervolgens het zwakke uitgezonden signaal weer ontvangt, wordt veelal aangeduid als spoel. Deze is geconstrueerd uit (koper)draad of folie en komt voor in vele soorten en maten, waarvan er enkele al besproken zijn. De spoel is voorzien van elektronika waarmee hij afgestemd kan worden, analoog aan de radio.

De ontvanger

Het door de spoel opgevangen signaal wordt naar de ontvanger geleid waar dit signaal versterkt wordt.

De computer

Het versterkte signaal bereikt vervolgens de computer waar het doorgaans wordt opgeteld bij de vorige signalen om de signaal-ruis-verhouding te verbeteren. Het ontvangen signaal sterft iedere keer uit omdat de kernen naar hun evenwichtssituatie terugkeren. Dit zogenaamde ‘free induction decay’ vertoont een complex patroon van radiogolven met verschillende frequenties, omdat de signalen van al de chemisch verschillende kernen van een soort tegelijkertijd ontvangen worden. Een van de belangrijkste taken van de computer is dit complexe radiogolvenpatroon te ontrafelen en het te transformeren via een ‘Fourier-transformatie’ in een interpreteerbaar frequentie-spectrum (figuur 3). Daarnaast wordt de computer ook gebruikt om het totale systeem te besturen en is hij voorzien van verschillende gegevens-weergave- en opslagsystemen.

Lokalisatie

Behalve aan lichaamsvloeistoffen zoals bloed en urine kan alleen zinvol MRS in de geneeskunde gedaan worden wanneer een vorm van lokalisatie mogelijk is en wanneer voldoende gevoelig – in redelijk korte tijd – gemeten kan worden. Deze lokalisatie kan op een aantal verschillende manieren plaatsvinden:

1. Bij dieren zijn de eerste in vitro experimenten verricht door excisie van het te onderzoeken orgaan.2 Behalve skeletspieren zijn vooral ook geïsoleerde, volgens Langendorff geperfundeerde ratteharten3-5 en geperfundeerde rattelevers onderzocht.6-7 Het te onderzoeken orgaan wordt in een glazen buis in een cilindrische spoel gebracht, analoog aan een monsterbuis met bloed of urine. De buis wordt dan in het magnetisch centrum van een meestal verticaal opgestelde magneet met een kleine boring gebracht.

2. Een verfijning in de lokalisatie bij geïsoleerde organen is bereikt door een geïsoleerd konijnehart te voorzien van een kleine oppervlaktespoel om na ligeren van de R. interventricularis anterior van de A. coronaria sinistra regionale ischemie te kunnen bestuderen.8 Zoals reeds vermeld detecteert de oppervlaktespoel slechts signaal uit een gebied van een halve bol met de diameter van de spoel, terwijl de cilindrische spoelen signaal detecteren uit de ingesloten cilinder.

3. Om het rattehart in situ te kunnen bestuderen zijn in een open-thoraxmodel spoelen om het hart van het beademde proefdier aangebracht.9 Op deze wijze wordt onvermijdelijk naast signaal afkomstig van het hart enig signaal afkomstig van bloed gedetecteerd.

4. Om lange-termijnonderzoekingen te kunnen uitvoeren zijn spoelen geïmplanteerd om diverse organen zoals hart, lever en nieren.10 Het bleek dat ratten deze geïmplanteerde spoelen minstens 6 maanden verdroegen.

5. Een andere invasieve methode is de introductie van een zogenaamde catheterspoel in de linker en rechter ventrikel van het hart, die bij kleine honden in vivo reeds is toegepast.11 Hierbij werd gebruik gemaakt van een 1,9 T magneet met een toegankelijke diameter van 20 cm. Omdat zich aan beide zijden van een oppervlaktespoel die op deze wijze gebruikt wordt, weefsel bevindt (zowel bloed als myocard), wordt ook van beide zijden signaal gedetecteerd.

6. Oppervlaktespoelen kunnen eenvoudig op het lichaam boven het te onderzoeken orgaan gebracht worden. In de praktijk betekent dit echter veelal dat het lichaam boven de spoel gepositioneerd wordt. Deze methode is behalve in dierproeven ook klinisch zeer eenvoudig te gebruiken en als zodanig reeds toegepast bij 31P-MRS-onderzoek bij de mens aan skeletspieren,12-14 hersenen,14-15 en hart.16 Afhankelijk van de plaats en grootte van de spoel kan het signaal echter vooral bij spectra van hart en hersenen bijdragen bevatten van bot, bloed en skeletspieren.

7. De oppervlaktespoelmethode is verfijnd door combinatie met een schijfselectiemethode uit de MRI.17 De selectie van een doorsnede in de MRI vindt plaats door middel van een magneetveldgradiënt en een ‘selectieve’ radiogolfpuls met ditmaal een relatief smalle bandbreedte. De veldgradiënt zorgt ervoor dat in een aantal evenwijdige schijven de veldsterkte per schijf steeds iets verschilt, terwijl in de schijf zelf de veldsterkte vrijwel constant is. Door nu in te stralen met een relatief smalle band aan frequenties worden slechts kernen geëxciteerd in die schijf, waarvan de veldsterkte overeenkomt met de ingestraalde frequenties. Om de volgende schijf te exciteren behoeft men slechts de ingestraalde frequentieband iets te veranderen. In combinatie met een oppervlaktespoel is het mogelijk gebleken met deze ééndimensionale lokalisatiemethode 31P-NMR-spectra te verkrijgen van circa 1 cm dikke schijven parallel aan de op de thorax geplaatste oppervlaktespoel van zowel honde- als mensenharten in ongeveer 20 minuten.18

8. Een andere uit de MRI afgeleide ééndimensionale lokalisatiemethode is bekend als ‘rotating frame spectroscopic imaging’. Hierbij wordt lokalisatie bewerkstelligd door de sterkte van het ingestraalde radiogolfveld te variëren. Op deze wijze is een set 31P-NMR-spectra verkregen afkomstig van 8 mm dikke schijven die op verschillende diepten parallel lagen aan de boven een mensenlever geplaatste oppervlaktespoel. Duidelijk te onderscheiden waren spectra afkomstig van intercostaal spierweefsel en de spectra van de lever zelf.19

9. Smalle resonantiepieken worden slechts verkregen van metabolieten die in een voldoende homogeen magneetveld aanwezig zijn. In een zogenaamde ‘field profiling’ methode (‘topical magnetic resonance’) wordt een deel van het homogene gebied opzettelijk inhomogeen gemaakt, zodat nog slechts een klein homogeen gebied resteert dat een spectrum met smalle lijnen levert.20 Nadeel van deze methode is dat het gevoelige volume alleen groter of kleiner gemaakt, maar niet verschoven kan worden. Deze methode kan met zowel cilindrische als oppervlaktespoelen gebruikt worden.

10. Veelbelovende lokalisatiemethoden zijn ook de zogenaamde ‘volume selective excitation’ methoden waarbij met behulp van magneetveldgradiëntpulsen en radiogolfpulsen ergens binnen het detectiegebied van de (meestal cilindrische) spoel een volume (kubus) geselecteerd kan worden.21 Nadeel van deze methode is dat met een grote spoel slechts een klein volume gemeten wordt, hetgeen de gevoeligheid niet ten goede komt.

11. Tenslotte dient de mogelijkheid van ‘chemical shift imaging’ niet onvermeld te blijven. Hierbij moet bijvoorbeeld gedacht worden aan een afbeelding waarbij het contrast bepaald wordt door de intensiteit van een bepaalde resonantie, zodat het resultaat bijvoorbeeld een 31P-fosfocreatine-afbeelding of een 1H-lactaatafbeelding is. Voorlopig moet hierbij echter rekening gehouden worden met voxels (voxel = volume-element dat de intensiteit van één beeldpunt bepaalt) van minimaal 10-25 cm³ en zeer lange meettijden.

De kernen en hun toepassingen

Dit deel beoogt niet een volledig overzicht te geven van de inmiddels al omvangrijke scala van toepassingen van nucleaire magnetische resonantie-spectroscopie in het medisch-wetenschappelijk en diagnostisch onderzoek, maar aan de hand van verkregen resultaten worden de diverse mogelijkheden aangegeven die de verschillende kernen met hun eigen specifieke voor- en nadelen bieden.

Fosfor (31P).

In de in vivo-MRS is van de 31P-kern tot nu toe het meest gebruik gemaakt. Door de gunstige spreiding van de resonanties (het chemical shift-gebied voor biologische fosfaten strekt zich uit over circa 30 ppm) is in een 31P-NMR-spectrum van weefsel een aanzienlijk aantal pieken van elkaar te onderscheiden. De meeste van deze pieken corresponderen met verbindingen die voor de energiehuishouding van de cel van groot belang zijn. Naast de al eerder genoemde resonanties afkomstig van de drie ATP-fosfaatgroepen, fosfocreatine en anorganisch fosfaat (pH!) zijn vaak ook nog pieken te herkennen afkomstig van suikerfosfaten en andere fosfomonoësters (glucose-6-fosfaat, fructose-6-fosfaat, AMP etc.) in een gebied van 7,5-5 ppm, van glycerofosfocholine en andere fosfodiësters (zie figuur 1) en van NADNADH. Helaas valt in 31P-NMR-spectra in vivo de resonantie van de ?-ADP-fosfaatgroep samen met die van de ?-ATP-fosfaatgroep en ook de ?-ADP-fosfaatgroep valt samen met de ?-ATP-fosfaatgroep. Wel blijft de ?-ATP-resonantie uniek voor ATP zodat uit het verschil in intensiteit van de ?-ATP- en ?-ATP(?-ADP)-resonanties in principe de hoeveelheid vrij ADP valt af te leiden. Een voordeel is dat het natuurlijk voorkomen van 31P, zoals blijkt uit de tabel, 100 is (alle natuurlijk voorkomende P-isotopen zijn 31P). Door de matige gevoeligheid van 31P vergt een betrouwbare kwantitatieve meting accumulatie van scans gedurende één tot enkele minuten.

Omdat de eigenlijke scan vaak slechts enige tientallen msec of minder bedraagt, is het mogelijk de meting te synchroniseren met de hartslag. Dierproeven die op deze wijze werden uitgevoerd om de variatie in concentratie van de hoog-energetische fosfaten (fosfocreatine (PCr), ATP) gedurende de hartcyclus vast te stellen, hebben al snel tot een controverse geleid. In eerste instantie werd met behulp van 31P-MRS in een geïsoleerd, geperfundeerd werkend rattehart een variatie in het gehalte aan hoogenergetische fosfaten (PCr ATP) van circa 35 geregistreerd en wel zodanig dat dit gehalte maximaal was bij een minimum in de aortadrukcurve en minimaal bij een maximum in deze curve.22 Tegelijkertijd werd een variatie in het gehalte aan anorganisch fosfaat gevonden met een omgekeerde faserelatie. Deze resultaten waren in tegenspraak met een 31P-NMR-onderzoek waarbij gebruik gemaakt werd van een zogenaamde magnetisatie-transfertechniek. Wanneer een fosfaatgroep participeert in een chemische reactie (bijvoorbeeld: ATP Cr ADP PCr), is het mogelijk door selectief die fosfaatgroep te exciteren (in het voorbeeld: ?-ATP) deze als het ware van een tijdelijk magnetisch label te voorzien zodat de intensiteit van het signaal van de ontvangende verbinding (in het voorbeeld PCr) beïnvloed wordt. Met deze methode is het dus mogelijk in vivo reactiesnelheden en enzymkinetiek te bestuderen. Op deze wijze kon dan ook worden vastgesteld dat in een geïsoleerd, volgens Langendorff geperfundeerd rattehart tijdens één hartcyclus niet meer dan 2,5 van de totale ATP-hoeveelheid omgezet wordt.23 Met de al eerder genoemde rond het rattehart geïmplanteerde spoelen kon in vivo evenmin een verschil gevonden worden tussen diastole en systole.10 Met behulp van de catheterspoel is deze laatste observatie nog eens bevestigd.1124 Een mogelijke verklaring voor de waargenomen discrepantie kan de slechte zuurstof- en (of) voedselvoorziening zijn in het geïsoleerde, werkende hart. Ook bij de bestudering van farmacologische protectie van het door ischemie bedreigde hart, waarbij wederom het gehalte aan hoog-energetische fosfaten en de pH een belangrijke rol spelen, is dankbaar gebruik gemaakt van de mogelijkheden die de 31P-MRS biedt.825

Door zijn relatieve eenvoud heeft het eerste NMR-onderzoek bij de mens plaatsgevonden met behulp van oppervlaktespoelen aan skeletspieren. Door vergelijking van 31P-NMR-spectra van de onderarmspieren opgenomen in rust en tijdens (ischemische) inspanning kon het vermoeden van het syndroom van McArdle bevestigd worden.13 Het syndroom van McArdle is een aangeboren deficiëntie van het enzym glycogeenfosforylase in skeletspieren, waardoor de spier niet in staat is zijn glycogeenvoorraad aan te spreken bij inspanning. In gezond spierweefsel daalt vooral bij ischemische inspanning de pH enigszins omdat het uit het glycogeen afkomstige glucose gedeeltelijk in lactaat wordt omgezet. Bij patiënten met het syndroom van McArdle is van deze pH-daling geen sprake, terwijl het aanwezige fosfocreatine abnormaal snel wordt opgebruikt. Zelfs kon bij patiënten bij wie op grond van biopsieën het syndroom van McArdle was vastgesteld, deze diagnose later worden uitgesloten doordat een duidelijke pH-daling kon worden waargenomen.26

In een andere klinische toepassing is 31P-MRS ook gebruikt voor onderzoek van het cerebrale energiemetabolisme bij pasgeboren kinderen.1527 In deze onderzoekingen werd een resonantie aangetroffen die uniek blijkt voor pasgeborenen en op latere leeftijd sterk afneemt en die toegeschreven kan worden aan fosfo-ethanolamine, een lipideprecursor. Daarnaast werd bij kinderen die tijdens de geboorte asfyctisch geweest waren, een lagere fosfocreatinefosfaat-verhouding aangetroffen dan bij gezonde kinderen. Deze verhouding kon in verband worden gebracht met een prognose met betrekking tot overleving en neurologische verschijnselen, terwijl het ook een zeer bruikbare graadmeter bleek om de effecten van behandeling te volgen. Nog tal van andere weefsels en organen zoals lever, nieren, bloed, tumoren etc. zijn met in vivo- en in vitro-31P-MRS onderzocht.

Koolstof (13C).

Daar 12C, de meest voorkomende koolstofisotoop, niet magnetisch actief is, is men voor MRS aangewezen op de (niet-radioactieve) isotoop 13C, die helaas een natuurlijk voorkomen heeft van slechts 1,1 (zie de tabel). Door de lage relatieve gevoeligheid van 13C komt voor 13C-MRS alleen weefsel in aanmerking dat een hoog C-gehalte heeft zoals vetweefsel en glycogeenrijk weefsel. Anderzijds kunnen, door gebruik te maken van specifieke 13C-verrijkte verbindingen (suikers, aminozuren, vetzuren etc.), de metabole flux en de omzettingen van dergelijke moleculen uitstekend gevolgd worden, te meer daar het ‘chemical shift’-gebied van 13C zeer groot is (> 200 ppm). Vooral bij 13C-MRS wordt men geconfronteerd met het feit dat de meeste kernen, wanneer zij zich dicht in elkaars buurt bevinden, via hun chemische bindingen of direct door de ruimte zowel homonucleaire als heteronucleaire interacties (koppelingen) vertonen. In het NMR-spectrum is dit veelal zichtbaar als een opsplitsing in doubletten, tripletten, etc. van de pieken. In 13C-MRS spelen vooral de 1H-13C-koppelingen een belangrijke rol. Door continu met 1H-frequenties in te stralen kunnen deze koppelingen ongedaan gemaakt worden, waardoor de gesplitste pieken enkelvoudig worden en daarmee de spectra eenvoudiger te interpreteren. Tegelijkertijd heeft deze ontkoppeling een bijkomend voordeel doordat de signaalintensiteit toeneemt (nucleair Overhauser-effect). Voor deze ontkoppeling is echter een tweede op 1H-frequenties afgestemde spoel nodig, waardoor 13C-MRS in vivo complexer is. Mede hierdoor is 13C-MRS bij de mens nog slechts sporadisch toegepast. Bovendien zijn de hoge kosten van specifiek 13C-verrijkte verbindingen een beperkende factor. Veel 13C-MRS is verricht aan cellulaire suspensies.28 In geïsoleerde organen zoals hart en lever zijn met behulp van 13C-MRS vooral het glucose- en glycogeenmetabolisme en de regulering daarvan door glucagon en insuline, de citroenzuurcyclus en het aminozuurmetabolisme bestudeerd.72930 In een later stadium heeft soortgelijk onderzoek ook in vivo plaatsgevonden waarbij o.a. ook dieetinvloeden en een glycogeen-stapelingsziekte onderzocht zijn.31-33

Natrium (23Na).

Natrium komt in weefsels slechts voor in één vorm, nl. het Na-ion. Hierdoor kan 23Na goed gebruikt worden voor MRI en is als zodanig ook reeds toegepast, hoewel de lage gevoeligheid een nadeel is. 23Na-MRS is slechts mogelijk met behulp van zogenaamde ‘shift-reagentia’. Dit zijn verbindingen die de chemische verschuivingen veranderen en veelal de celmembraan niet kunnen passeren, waardoor bijvoorbeeld intra- en extracellulair Na van elkaar kan worden onderscheiden. Deze onderzoekingen bevinden zich nog in een beginstadium.

Fluor (19F).

Fluor komt van nature slechts in zeer geringe concentraties in weefsel voor. Omdat 19F een gevoeligheid heeft die de gevoeligheid van 1H nagenoeg evenaart, is het echter bij uitstek een kern die gebruikt kan worden om lichaamsvreemde stoffen die fluor bevatten of met fluor gemerkt zijn (zoals tal van geneesmiddelen tegen kanker) te onderzoeken. Ook met deze kern zijn de ervaringen nog beperkt.

Waterstof (1H).

Door zijn relatief hoge gevoeligheid is de waterstofkern of het proton bij uitstek geschikt voor in vivo-spectroscopie. Nadelig is echter het kleine chemical shift-gebied (circa 12 ppm), dat door de overvloedige aanwezigheid van protonen in biomoleculen veelal resulteert in complexe spectra. Juist 1H-MRS profiteert daarom van toenemende spectrale resolutie bij hoger magneetveld. Ook zijn overlappende pieken van elkaar gescheiden door toepassing van speciale selectieve radiogolfpulsen.34 Een ander probleem vormt de enorme hoeveelheid water in weefsel. De waterconcentratie is 104 maal zo hoog als de concentraties van de te onderzoeken metabolieten, zodat deze in het niet dreigen te vallen. Door toepassing van verschillende puls-methoden is onlangs grote vooruitgang geboekt in het selectief onderdrukken van het grote signaal van water.34-37 Tot voor kort werd biochemisch 1H-MRS voornamelijk verricht aan celsuspensies en lichaamsvloeistoffen.38 Door de recente ontwikkeling in de methode is inmiddels in vitro- en in vivo-1H-MRS aan skeletspieren en hersenen sterk in opmars.34-37 Vaak in veel minder dan een minuut kunnen op deze wijze talloze verbindingen gemeten worden zoals lactaat, N-acetylaspartaat, creatine, fosfocreatine, alanine, glutamaat. Een praktische detectielimiet van 0,1 mmoll is in tal van gevallen niet ondenkbaar. Door gebruik te maken van de eerder beschreven schijfselectiemethode in combinatie met een onderdrukkingsmethode van het watersignaal zijn bij 1,5 T in vivo-1H-NMR-spectra opgenomen van menselijk spier- en hersenweefsel in slechts 2 seconden!39 Hierbij werd gebruik gemaakt van een oppervlaktespoel met een diameter van 3 of 6,5 cm die 5 mm dikke schijven selecteerde met een doorsnede van enkele centimeters. Ofschoon de spectrale resolutie en de signaal-ruisverhouding bij deze methode niet bijzonder groot waren, is voor een kwalitatief vergelijkbaar 31P-spectrum met dezelfde methode toch 20 minuten nodig. Hoewel nog talloze technische en methodologische problemen te overwinnen zijn, lijkt hiermee de mogelijkheid om de resonantie van lactaat in weefsel, dat zo'n gevoelige maatstaf is voor ischemie van hart en hersenen, te gebruiken als contrastwaarde voor een afbeelding (‘chemical shift imaging’), naderbij te komen.

In het medisch-wetenschappelijk dierexperimenteel onderzoek is nucleaire magnetische resonantie-spectroscopie al niet meer weg te denken en zal in de toekomst op unieke wijze blijven bijdragen aan het verkrijgen van nieuwe inzichten in gezonde en pathologische metabole condities. Dat deze methode ook in de kliniek een toekomst heeft, lijkt op grond van wat beschreven is en door het ontbreken van schadelijke effecten zeer waarschijnlijk, maar zal mede afhangen van de intensivering van onderzoek en de progressie op technologisch en methodologisch gebied.

Dit artikel kwam tot stand met steun van de Stichting Bijstand Interuniversitair Cardiologisch Instituut te Amsterdam en de Wijnand M. Pon Stichting te Leusden.

Literatuur
  1. Moon RB, Richard JH. Determination of intracellular pH by31P magnetic resonance. J Biol Chem 1973; 248: 7276-8.

  2. Hoult DI, Busby SJ, Gadian DG, Radda GK, Richards RE,Seeley PJ. Observation of tissue metabolites using 31P nuclearmagnetic resonance. Nature 1974; 252: 285-7.

  3. Gadian DG, Hoult DI, Radda GK, Seeley PJ, Chance B, BarlowC. Phosphorus nuclear magnetic resonance studies on normoxic and ischemiccardiac tissue. Proc Natl Acad Sci USA 1976; 73: 4446-8.

  4. Jacobus WE, Taylor GJ, Hollis DP, Nunnally RL. Phosphorusnuclear magnetic resonance of perfused working rat hearts. Nature 1977; 265:756-8.

  5. Garlick PB, Radda GK, Seeley PJ. Phosphorus NMR studies onperfused hearts. Biochem Biophys Res Commun 1977; 74: 1256-62.

  6. Iles RA, Griffiths JR. Hepatic metabolism by31P NMR. Biosci Rep 1982; 2: 735-42.

  7. Cohen SM. Simultaneous 13C and 31PNMR studies of perfused rat liver. J Biol Chem 1983; 258:14294-308.

  8. Nunnally RL, Bottomley PA. Assessment of pharmacologicaltreatment of myocardial infarction by phosporus-31 NMR with surface coils.Science 1981; 211: 177-80.

  9. Grove TH, Ackerman JJH, Radda GK, Bore PJ. Analysis of ratheart in vivo by phosphorus nuclear resonance. Proc Natl Acad Sci USA 1980;77: 299-302.

  10. Koretsky AP, Wang S, Murphy-Boesch J, Klein MP, James TL,Weiner MW. 31P NMR spectroscopy of rat organs, in situ, usingchronically implanted radiofrequency coils. Proc Natl Acad Sci USA 1983; 80:7491-5.

  11. Kantor HL, Briggs RW, Balaban RS. In vivo 31PNuclear Magnetic Resonance measurements in canine heart using acatheter-coil. Circ Res 1984; 55: 261-6.

  12. Chance B, Eleff S, Leigh Jr JS. Noninvasivenondestructive approaches to cell bioenergetics. Proc Natl Acad Sci USA 1980;77: 7430-4.

  13. Ross BD, Radda GK, Gadian DG, Rocker G, Esiri M,Falconer-Smith J. Examination of a case of suspected McArdle's syndromeby 31P Nuclear Magnetic Resonance. N Engl J Med 1981; 304:1338-42.

  14. Radda GK, Bore PJ, Rajagopalan B. Clinical aspects of31P NMR spectroscopy. Br Med Bull 1984; 40: 155-9.

  15. Cady EB, Costello AM, Dawson MJ, et al. Non invasiveinvestigation of cerebral metabolism in newborn infants by phosphorus nuclearmagnetic resonance spectroscopy. Lancet 1983; i: 1059-62.

  16. Whitman GJ, Chance B, Bode H, et al. Diagnosis andtherapeutic evaluation of a pediatric case of cardiomyopathy usingphosphorus-31 nuclear magnetic resonance spectroscopy. J Am Coll Cardiol1985; 5: 745-9.

  17. Bottomley PA, Foster TB, Darrow RD. Depth-resolvedsurface-coil spectroscopy (DRESS) for in vivo 1H, 31Pand 13C NMR. J Magn Reson 1984; 59: 338-42.

  18. Bottomley PA. Noninvasive study of high-energy phosphatemetabolism in human heart by depth-resolved 31P NMR spectroscopy.Science 1985; 229: 769-72.

  19. Styles P, Scott CA, Radda GK. A method for localizinghigh resolution NMR spectra from human subjects. Magn Reson Med 1985; 2:402-9.

  20. Gordon RE, Hanley PE, Shaw D, et al. Localization ofmetabolites in animals using 31P topical magnetic resonance.Nature 1980; 287: 736-8.

  21. Aue WP, Müller S, Cross TA, Seelig J.Volume-selective excitation. A novel approach to topical NMR. J Magn Reson1984; 56: 350-4.

  22. Fossel ET, Morgan HE, Ingwall JS. Measurement of changein high energy phosphates in the cardiac cycle by using gated 31Pnuclear magnetic resonance. Proc Natl Acad Sci USA 1980; 77:3654-8.

  23. Matthews PM, Bland JL, Gadian DG, Radda GK. The steadystate rate of ATP synthesis in the perfused rat heart measured by31P NMR saturation transfer. Biochem Biophys Res Commun 1981; 103:1052-9.

  24. Balaban RS, Kantor HL, Metz KR, Briggs RW. Spectroscopicapplications of a catheter NMR probe. Book of abstracts of the 4th annualmeeting of the Society of Magnetic Resonance in Medicine, 1985; 1:417-8.

  25. Ruigrok TJC, Echteld CJA van, Kruijff B de, Borst C,Meijler FL. Protective effect of nifedipine in myocardial ischemia assessedby phosphorus-31 nuclear magnetic resonance. Eur Heart J 1983: 4 (suppl c):109-13.

  26. Ross BD, Radda GK. Application of 31P n.m.r.to inborn errors of muscle metabolism. Biochem Soc Trans 1983; 11:627-30.

  27. Hope PL, Costello AM, Cady EB, et al. Cerebral energymetabolism studied with phosphorus NMR spectroscopy in normal andbirth-asphyxiated infants. Lancet 1984; ii: 366-70.

  28. Shulman RG, Brown TR, Ugurbil K, Ogawa S, Cohen SM,Hollander JA den. Cellular applications of 31P and 13Cnuclear magnetic resonance. Science 1979; 205: 160-6.

  29. Bailey IA, Gadian DG, Matthews PM, Radda GK, Seeley PJ.Studies of metabolism in the isolated perfused rat heart using 13CNMR. FEBS Lett 1981; 123: 315-8.

  30. Sillerud LO, Shulman RG. Structure and metabolism ofmammalian liver glycogen monitored by carbon-13 nuclear magnetic resonance.Biochemistry 1983; 22: 1087-94.

  31. Stevens AN, Iles RA, Morris PG, Griffiths JR. Detectionof glycogen in a glycogen storage disease by 13C nuclear magneticresonance. FEBS Lett 1982; 150: 489-93.

  32. Canioni P, Alger JR, Shulman RG. Natural abundanceCarbon-13 nuclear magnetic resonance spectroscopy of liver and adipose tissueof the living rat. Biochemistry 1983; 22: 4974-80.

  33. Neurohr KJ, Gollin G, Neurohr JM, Rothman DL, Shulman RG.Carbon-13 nuclear magnetic resonance studies of myocardial glycogenmetabolism in live guinea pigs. Biochemistry 1984; 23: 5029-35.

  34. Hetherington HP, Avison MJ, Shulman RG. 1Hhomonuclear editing of rat brain using semiselective pulses. Proc Natl AcadSci USA 1985; 82: 3115-8.

  35. Behar KL, Hollander JA den, Stromski ME, et al. Highresolution 1H nuclear magnetic resonance study of cerebral hypoxiain vivo. Proc Natl Acad Sci USA 1983; 80: 4945-8.

  36. Behar KL, Roman DL, Shulman RG, Petroff OAC, Prichard JW.Detection of cerebral lactate in vivo during hypoxemia by 1H NMRat relatively low field strengths (1.9T). Proc Natl Acad Sci USA 1984; 81:2517-9.

  37. Arus C, Barany M, Westler WM, Markley JL. 1HNMR of intact muscle at 11 T. FEBS Lett 1984; 165: 231-7.

  38. Brown FF, Campbell ID. NMR studies of red cells. PhilosTrans R Soc Lond (Biol) 1980; B289: 395-406.

  39. Bottomley PA, Edelstein WA, Foster TH, Adams WA. In vivosolvent-suppressed localized hydrogen nuclear magnetic resonancespectroscopy: a window to metabolism? Proc Natl Acad Sci USA 1985; 82:2148-51.

Auteursinformatie

Academisch Ziekenhuis, afd. Cardiologie, Catharijnesingel 101, 3511 GV Utrecht.

Dr.C.J.A.van Echteld, biochemicus.

Interuniversitair Cardiologisch Instituut, Utrecht.

Prof.dr.F.L.Meijler, cardioloog.

Contact dr.C.J.A.van Echteld

Gerelateerde artikelen

Reacties