JP2002507438A

JP2002507438A - 溶解化した極性化１２９Ｘｅを用いる肺および心臓脈管構造の映像化および血流を上昇するＭＲ方法

Info

Publication number: JP2002507438A
Application number: JP2000537082A
Authority: JP
Inventors: バスティアーン・ドリーハイス; ケントン・クリストファー・ハッソン; ポール・レブ・ボゴラッド
Original assignee: メディ−フィジックス・インコーポレイテッド
Priority date: 1998-03-18
Filing date: 1999-03-17
Publication date: 2002-03-12
Also published as: EP1066537A1; US20010000727A1; AU3635699A; AU756615B2; CA2324269A1; WO1999047940A1; US6808699B2; US6491895B2; US20030152516A1; CA2324269C; US6346229B1

Abstract

(57)【要約】肺および／または脈管構造および心臓領域をイメージングするための、および血流または循環欠損の評価のためのＭＲスペクトロスコピーおよびイメージング法は、溶解相分極化¹²⁹Ｘｅガスおよび大フリップ角励起パルスを使用する。肺および心臓脈管構造ＭＲＩイメージはガスを患者に呼吸停止送達法のような吸入を介して送達させ、大フリップ角励起パルスで溶解相ガスを励起させ、対応するイメージを作ることにより得る。好ましくは、イメージはマルチエコーイメージング法を使用する。血流は、低磁場ＭＲスペクトロスコピーおよび溶解相¹²⁹Ｘｅの共鳴に対応する周波数のＲＦ励起パルスを使用して定量する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】本発明は、米国空軍認可番号Ｆ４１６２４-９７-Ｃ-９００１の支持の下、政府により発明された。米国政府は、本発明についての権利を有する。

【０００２】本発明の分野本発明は、過分極した不活性ガスを用いる磁気共鳴映像法(“ＭＲＩ”)および
ＭＲ分光学に関係する。更に特に、本発明は、可溶化相不活性化ガス(dissolved
phase nobel gas)を用いる映像技術に関係する。

【０００３】本発明の背景通常、ＭＲＩを用い、人体中の(水プロトン中に存在する)水素分子核を励起す
ることにより、映像を作成する。しかし、最近の発見によると、分極化した不活
性ガスにより、以前ではモダリティーにおいて十分な満足が得られなかった体の
ある部分および領域のイメージが改善できる。分極化ヘリウム３(“³Ｈｅ”)およびキセノン-１２９(“¹²⁹Ｘｅ”)において、この目的に特に適することが発見
された。Albertらの表題“Magnetic Resonance Imaging Using Hyperpolarized
Noble Gases”の米国特許番号５,５４５,３９６参照。当該開示を、本明細書中で引用する場合、本明細書に加える。

【０００４】映像化に必要な十分量の分極化ガスを得るため、過分極剤を用い分極した不活
性ガスを生成し、蓄積する。過分極剤により、ある不活性化ガス核(¹²⁹Ｘｅまた
は³Ｈｅのような)の分極について、天然レベルまたは平衡レベル、すなわち、Bo
ltzmann分極を超える人工的な促進がされる。その増加は、磁気共鳴映像(“ＭＲ
Ｉ”)シグナル密度を促進し、増加し、それによって、体の多くの組織および器官の良好な映像を医師が効果的に手に入れることができるため、望ましい。

【０００５】一般的に述べられていることは、過分極化ガスを生ずるため、不活性ガスが、
ルビジウム(“Ｒｂ”)のような光学的にポンプしたアルカリ金属蒸気と混合する
ように過分極剤を形成する。これら光学的にポンプした金属蒸気は、不活性ガス
の核と衝突し、“スピン交換”として知られる現象を介し不活性ガスを過分極す
る。アルカリ金属蒸気の“光学的ポンピング”は、アルカリ金属の最初の第一共
鳴の波長(例えば、Ｒｂの場合、７９５ｎｍ)の円形的に分極した光をアルカリ金
属蒸気に照射することにより作成される。通常述べられているのは、基底状態の
原子が励起し、次いで、その後、もとの基底状態に減衰する。適度な磁場(１０ガウス)の下、基底状態と励起状態の原子の循環により、数マイクロ秒内に殆ど１００％に近い原子の分極が生じる。この分極は、通常、アルカリ金属の非共有
の価電子の特性により生ずる。非-ゼロ核スピン不活性ガスの存在下、アルカリ金属蒸気原子を不活性ガス原子と衝突させる。その方法は、価電子の分極を、多
スピン回転“スピン-交換”を介し不活性ガス核へ伝達する。

【０００６】通常、レーザーを用い、光学的にアルカリ金属をポンプした。種々のレーザー
が種々の波長バンドを超える光シグナルを放射する。ある型のレーザー(特に広巾の帯域幅放出を有するもの)の光学的ポンピング法を改善するため、アルカリ金属の吸収または共鳴ライン幅は、広くなり、選択したレーザーの特定レーザー
放射帯域幅にほぼ相当する。この広幅化は、圧力広幅化により、すなわち、視覚
的ポンピングチャンバー中の緩衝性ガスを用いることにより達成される。アルカ
リ金属蒸気と緩衝性ガスとの衝突から、アルカリ吸収帯域幅のブローデニングが
生ずる。

【０００７】例えば、単位時間あたり生じ得る分極化¹²⁹Ｘｅ量は、Ｒｂ蒸気により吸収される光パワーに直接比例することが知られている。そのため、多量の分極した¹² ⁹ Ｘｅは、多量のレーザーパワーを通常要する。ダイオードレーザーアレイを用いるとき、天然Ｒｂ吸収ライン帯域幅は、典型的に、レーザー放射帯域幅よりも
数倍狭い。Ｒｂ吸収範囲は、緩衝性ガスを用いることにより増加し得る。もちろ
ん、緩衝性ガスの選択は、アルカリ金属の角運動量損失が、望ましい場合には不
活性ガスよりも緩衝性ガスに強力に導入されることにより、Ｒｂ不活性ガススピ
ン交換に望ましくないインパクトを与え得る。任意の事象において、スピン交換
が完了した後、分極化したガスは、アルカリ金属から分離され、その後、患者に
導入される。

【０００８】通常、ガス-層映像化は、³Ｈｅおよび¹²⁹Ｘｅの両方の使用が可能であり、プロトン映像によりシグナルの欠如が生ずる領域、肺の換気稼動映像(ventilation
-driven image)の作成に有用となる。しかし、ガス層映像化とは対照的に、可溶
化層映像化により不明な点が明らかとなる。可溶化層映像化は、血液および資質
リッチ組織中の¹²⁹Ｘｅの可溶性特性解析に使用する。そのため、ガス層は、周囲組織または血管に吸収され、または“可溶化”し、脳、肺、または他の領域の
灌流を映像化し得る。その映像により、塞栓および他の循環系の問題を検出する
肺脈管構造の非侵襲性研究が効果的に実施され得る。不運にも、分極化ガスが一
旦溶解すると(例えば、血管中へ)、可溶化層ガスを用い臨床的有用な映像を作成
することは困難となる。通常、可溶化層映像化は、ガスを基とする“規則的な”
映像の実施および空間的シフトした可溶化層映像を探索するすることにより、試
みる。しかし、“規則的な”映像励起パルスを典型的に伴う小さな回転角により
、通常、可溶化層中において十分に検出可能なシグナルスペクトルを生じること
が通常できず、そのため、比較的不十分な可溶化層映像を生ずる。

【０００９】例えば、ガス-空間-映像化技術を用いるＭＲＩ映像は、通常、過分極した¹²⁹ Ｘｅガスを用い生ずる。Mugler IIIら、MR Imaging and Spectroscopy Using Hy
perpolarized ¹²⁹Xe gas; Preliminary Human Results, 37 Magnetic Resonance
in Medicine, pp. 809-815 (1997)参照。キセノン映像のガス-空間シグナルと、プロトン映像のガス-空間シグナル空隙との間に良好な関係がある一方、可溶化層シグナル成分のスペクトルは、有意に、ガス-層シグナルよりも低くなった。

【００１０】更に、ＭＲＩ単位を用いる通常の映像化は、通常、比較的広範な磁界を必要と
する。例えば、１.５テスラ(“Ｔ”)単位が通常である。広範な磁界は、使用部位内に、特別にハウジングおよびシールディングする必要があり得る。更に、Ｍ
ＲＩ単位は、映像化に適当な磁気均一化をつくるために、典型的に、磁界をシム
(shim)または調節しなければならない。上記したように、高電界強度磁石(high
field strength magnet)は、通常、特別な取り扱いが必要であり、操作のコスト
が比較的高くなる。不運にも、そして不利にも、高電界強度磁石および比較的高
い均一の必要性の両方により、医療施設および、最終的には、消費者の両方に単
位コストが増加する。

【００１１】本発明の目的および要旨前述のように、本発明の目的は、臨床的に有用な映像を生ずる方法で可溶化- 相¹²⁹Ｘｅシグナルを検出および／または操作することである。

【００１２】本発明の他の目的は、肺および／または心臓血管構造における可溶化¹²⁹Ｘｅの有用な映像を得ることができる映像化方法を提供することである。

【００１３】更なる本発明の目的は、可溶化した分極化¹²⁹Ｘｅを用い心臓および主な心臓血管の有用な映像を作成する映像化方法を提供することである。

【００１４】また他の本発明の目的は、高磁場強度(high magnetic field strength)および
／または高磁場の均一性を必要としない可溶化¹²⁹Ｘｅの有用な情報および／または映像を得ることができる映像化方法を提供することである。

【００１５】更なる本発明の目的は、ＭＲ分光学を用い局所的潅流変化または血流異常のよ
うな即時的血流経路の情報を得ることである。

【００１６】また更なる本発明の目的は、可溶化した分極化¹²⁹Ｘｅを用い潅流の定量的測定の決定に使用し得る映像化方法を提供することである。

【００１７】これらおよび他の目的は、肺血管構造およびＭＲデータ映像獲得技術で、可溶
化相ガスを励起する大きな回転角(９０°のような)ＲＦ励起パルスを用いる、本
発明の目的によって満足される。特に本発明の第一の態様は、可溶化した分極化 ¹²⁹ Ｘｅを用いＭＲＩ映像を得る方法を検出することを目的とする。当該方法には、付随する磁場を有するＭＲＩ装置内の患者のポジショニングが含まれる。分
極化¹²⁹Ｘｅガスを患者の体の肺領域に送達させる。好ましくは、¹²⁹Ｘｅは吸引
され、比較的短い時間で¹²⁹Ｘｅの比較的高い溶解度に帰し、吸入された分極化¹ ²⁹ Ｘｅガスは、肺の気腔において体に入り込み、そして、ガスとして、および／
または隣接する血管構造、組織、空間または器官に溶解するガスとして肺腔に存
在する。そのため、体内の分極化¹²⁹Ｘｅの溶解度により、付随する過分極ガス映像相および過分極した可溶化映像相が生ずることとなる。可溶化相極性化ガス
の一部を有する患者の体で事前決定した領域(すなわち、目的領域)を、大きな角
(例えば、９０°)の励起パルスで励起する。可溶化相分極化ガスを有する少なく
とも１つのＭＲＩ映像は、励起パルス後、得られる。好ましい実施態様では、複
数-エコーパルスシーケンスを用いＭＲ映像を作成する。また、好ましくは、励起段階を事前に決定した反復時間内で繰り返す。大きな角パルスが、選択的に実
質的に¹²⁹Ｘｅの可溶化相のみを励起するように励起段階を行うことが好ましい。

【００１８】本発明の他の態様は、患者の血流を評価(例えば、測定、決定、定量、観察、モニター、映像化および／または評価)する方法である。肺および心臓血管構造を有する患者または対象をＭＲ(磁気共鳴)分光学システム内に位置させる。分極
化したガス状¹²⁹Ｘｅを患者または対象に送り込む。肺および心臓血管構造は、付随血流経路を有し、そして、分極したガス状¹²⁹Ｘｅの一部を肺(および／また
は心臓)血管構造血流経路中に溶解させる。対象の血流は、肺(および／または心
臓)血管構造(すなわち、肺および心臓の少なくとも一部が含まれるそれらの間の
循環系の血流経路)の一部における可溶化¹²⁹Ｘｅの分光学的シグナルに基づき評
価し得る(例えば、キセノン促進潅流欠損、血液流速、血液体積または血流経路封鎖を決定する)。好ましくは、評価段階には、測定段階が含まれ、血流経路封鎖は、健常対象者の血液の流速を対象において測定した流速と比較することによ
り検出され得る。

【００１９】本発明の更なる態様は、心臓映像化方法を目的とする。当該方法には、ＭＲＩ
システムにおける対象のポジショニングおよびそこへの分極化¹²⁹Ｘｅの送達が含まれる。少なくとも一部の分極化¹²⁹Ｘｅは、対象の心臓血液流経路中に溶解する。可溶化した分極化¹²⁹Ｘｅを、大きな角ＲＦ励起パルスで励起し、励起した可溶化¹²⁹Ｘｅを伴うＭＲ映像が生ずる。好ましくは、励起パルスは、選択的に、心臓血流経路に沿って標的領域に送達され、標的領域の外側の極性化ガス状 ¹²⁹ Ｘｅにおける復極化の影響を少なくするために制限される。

【００２０】有利には、小さな回転角を通常用い利用可能な¹²⁹Ｘｅ磁性の崩壊を避ける肺におけるガス-相¹²⁹Ｘｅの映像化とは異なり、可溶化相¹²⁹Ｘｅの大きな回転角励起の使用は、全く不利とはならないか、不利を最小とする。それは、他に、映
像化していない胸部領域から流れ出るためである。事実、急速で大きな角(９０ °のような)パルス映像化シーケンスにより、溶解化磁性を最適に使用する。励起反復速度は、胸部領域から流れ出る前、¹²⁹Ｘｅを捕捉できる程度に速い。その映像化方法は、有用な二(２)および三(３)次元的に溶解した相の、肺および心
臓血管構造の映像、心臓血流経路に沿った解剖学的特徴の映像、ならびに目的の
血流経路に沿った構造における患者の血液の流速および潜在的な欠損を提供し得
る。

【００２１】更に有利には、本発明による分光学システムにおける血流異常、潅流変化(欠損または増加)および血液の流速評価方法は、減少した磁場(０.１５テスタ)およ
び制限の少ない均一の必要性を伴うＭＲＩ単位に使用され得る。更に、本発明は
、分光学的またはＭＲＩ映像技術を使用し得、生理学的活性物質をヒトまたは動
物の体に投与し薬剤処置の効果を評価するか、対象の血流を定量的に分析する前
および後の可溶化した分極化¹²⁹Ｘｅの定量に相当するシグナルデータを得る。上記および他の目的および本発明の態様を本明細書中で詳細に説明する。

【００２２】図面の説明図１は、健常者志願者の胸部から得た２５の¹²⁹Ｘｅスペクトル(秒あたり１ス
ペクトル)のグラフであり、１６-秒の息-保持期間中およびその後のガス-相およ
び溶解化相シグナル成分の一時的評価を示す。図２は、本発明の方法による溶解相映像化を示す人体の概要図である。図３は、本発明の方法の１つによる、大きな角度のラジオ周波(「ＲＦ」)励起
パルス配列および模範的に対応するエコー配列のグラフ表示である。図４は、本発明による方法の一態様による、溶解した¹²⁹Ｘeの血流路を示すヒ
ト血管系の概要図である。図５は、図４に示す大動脈の概要図である。図６は、本発明による分光器イメージング方法の一態様を説明するフローチャ
ートである。

【００２３】好ましい態様の詳細な説明本発明は、ここに、本発明の好ましい態様を示す、添付の図面に関して以下に
より完全に記述する。しかしながら、本発明は、多くの様々な形態を包含し得、
本明細書中に示す態様に限定されるものとして構築されるべきものではない。あ
らゆる点で、類似の数は、類似の要素を意味する。層および部位は明瞭とするた
めに誇張されていることがある。

【００２４】当業者に知られているように、分極ガスを集め、凍結し、解凍して、ＭＲＩ適
用で使用する。記述を容易とするために、「分極ガスを凍結する」という用語は
、分極ガスを固体状態に凍結したことを意味する。「液体分極ガス」という用語
は、分極ガスを液体状態に液化した、または液化することを意味する。このよう
に、各々の用語には、「ガス」という語が含まれるが、この語を使用して、過分
極装置によって発生するガスを名付け、記述的に追跡して、分極「ガス」生成物
を得る。このように、本明細書中で使用する場合、「ガス」という用語を、ある
場所で使用して、過分極した貴ガス生成物を記述的に示し、そして固体、凍結、
溶解、および液体といったような修飾語句で使用して、その生成物の状態または
相を記述し得る。そしてまた、好ましい態様に関して、過分極ガスを無毒でヒト
被験者への送達に適当であるように処理する。

【００２５】様々な技術を使用して、分極ガスを蓄積し、捕捉した。例えば、Ｃatesらの米
国特許第５,６４２,６２５号は、スピン分極した貴ガスのための大容量過分極装
置を記述しており、そしてＣatesらの米国特許第５,８０９,８０１は、スピン分
極した¹²⁹Ｘeのための低温蓄積装置を記述している。「Ｍethods of Ｃollectin
g,Ｔhawing,and Ｅxtending the Ｕseful Ｌife of Ｐolarized Ｇases and Ａs
sociated Ａpparatus」と題されたＤriehuysらの米国同時係属出願第０８／９８
９,６０４号は、改良された蓄積装置並びに収集および解凍方法を記述している。これらの文書の開示に記載されている内容は全て、本明細書の一部を構成する
。

【００２６】本明細書中で使用する場合、「過分極する」、「分極する」等という用語は、
ある貴ガス核の分極を中間または平衡レベル以上まで人為的に高めることを意味
する。そのような増大は、物質および身体の標的領域のより良いＭＲＩ(および分光検査)イメージに対応する、より強いイメージングシグナルを可能とすることから望ましい。当業者に知られているように、光学的にポンピングしたアルカ
リ金属蒸気でのスピン交換により、あるいはまた、準安定性交換により、過分極
を誘発することができる。Ａlbertら、米国特許第５,５４５,３９６号を参照されたい。

【００２７】ここで図面に関して、図１は、上記のＭugler IIIらに示されているように、患者の呼吸停止期間の間および１６秒後の、ガス相および溶解相のシグナル成分
の一時発生を説明する。データ取得をガス吸入直後に開始した。溶解相のスペク
トルを図面の左側に示す。溶解相のスペクトルに関する垂直方向のスケールは、
ガス相のスペクトル(図面の右側)の垂直方向のスケールに対して１０ファクター
ずつ大きくした。示すように、１００万分の約１８５、１９６、および２１６( 「p.p.m.」)でのピークを溶解相のスペクトルに見ることができる。このように、溶解相は、ガス相のキセノンの間の読み出し方向に沿って、約２００p.p.m.の
化学シフトをシフトする。(ガスおよび溶解相の成分を均等に励起するために)１
０度のハードＲＦパルスを使用して、これらのスペクトルを集めた。

【００２８】肺血管系のイメージング本発明の方法は、溶解相のキセノンシグナル強度がガス相のシグナル強度を非
常に密接に追跡するらしいと図１が示すことを認識する。従って、本発明はさら
に、シグナル強度の密接な追跡が肺の血液中の¹²⁹Ｘe濃度と肺における¹²⁹Ｘe濃
度との極めて迅速な平衡を示すことを見出す。加えて、本発明は、時間に対する
溶解した¹²⁹Ｘe濃度の増大は、極僅かであるか、またはないことを認識する。こ
のように、本発明は、迅速な平衡および磁化増大の欠如を組み込んで、臨床的に
有用な溶解相の¹²⁹Ｘeイメージを得るための、改良されたイメージング方法を提
供する。

【００２９】一般的に述べると、好ましい態様において、患者をＭＲＩ装置に配置して、磁
場にさらす。ＭＲＩ装置には、典型的には、超伝導磁石、(電源を備えた)勾配コ
イル、表面コイル(伝送／受信ＲＦコイル)、および予め決めておいた周波数で設
定したＲＦパルスを発生させるためのＲＦ増幅器が含まれる。磁場強度１.５Ｔでの¹²⁹Ｘeイメージングのためには、ＭＲＩ装置を設定して、ガス相において約
１７.６ＭＨzで操作する。好ましくは、溶解相の励起周波数をガス相の励起周波
数以下にシフトする。より好ましくは、溶解相の励起を(化学シフトに対応する)
ガス相の励起周波数より約２００p.p.m.低いところまでシフトする。このように
、好ましい態様において、溶解相の¹²⁹Ｘe ＲＦ励起周波数は、関連のあるガス相の励起周波数より約３.５２kＨz低い。またさらに別の好ましい態様において、イメージング方法は、１７.６ＭＨzのガス相の励起パルスおよび好ましくは約
１７.５９６４８ＭＨzの関連のある溶解相の励起パルスを使用する。勿論、当業
者に十分知られているように、磁場強度および励起周波数を変えることができる
。

【００３０】いずれの事象においても、ＲＦパルスを患者に伝送して、分極¹²⁹Ｘeの核を励
起する。表面コイルを選択した周波数範囲に調整し、標的イメージング領域付近
に配置し、励起パルスを伝送して、ＭＲＩ装置により発生させたパルス配列に対
する応答を検出する。標準的な胸部イメージングに好ましい表面コイルには、胸
部の前後の両方ともに配置した伝導器を備えた広角コイルが含まれる。当業者に
知られている、許容され得るコイルの例には、鳥かご配置、ヘルツホルム対、表
面コイル、および(永久磁石のための)ソレノイドコイルが含まれる。

【００３１】患者は、(予め決めておいた)量の分極¹²⁹Ｘeガスを肺領域(すなわち、肺および気管)に吸入する。好ましくは、吸入後、患者は、５−２０秒といったような、予め決めておいた時間、彼または彼女の呼吸を停止する。これは、「呼吸停止
」送達として記述することができる。呼吸停止送達に適当な分極ガスの「単回用
量」量の例には、０.５、０.７５および１.０リットルのガスが含まれる。好ましくは、吸入での用量は、分極レベルが５％以上、より好ましくは分極レベルが
約２０％以上のガスを含む。

【００３２】図２に概要的に示すように、吸入後、少なくとも一部の分極ガスは、境界の組
織、細胞、膜、および毛細血管、細静脈、静脈等といったような肺血管を含め、
肺血管系に入るよう、溶解状態に入る。実質的な量の溶解した分極¹²⁹Ｘeが肺血
管系に入り、その結果、関連のある潅流速度で血流に入り、左心房によって心臓
へ、次いで、左心室へ、そして大動脈を通って外部へと循環する。本発明による
方法では、溶解相の¹²⁹Ｘeが静脈側の肺血管系に直接入る。しかしながら、動脈
側の血管系に関する情報は、静脈通過と動脈通過の間の対称性により得ることが
できると思われる。例えば、動脈ブロックがあったなら、本発明の方法は、「実
際の」動脈欠損に対応する、「明らかな」静脈側の欠損を発生させることができ
ると思われる。

【００３３】概要において、この本発明の好ましい方法により、適当な量の過分極した¹²⁹ Ｘeガス(またはガス混合物)を吸入した後すぐに、ＭＲＩ装置は、大きなフリップ角度のＲＦ励起パルスを肺血管系の選択した部分に送達する。本明細書中で使
用する場合、大きなフリップ角度は、約３０度より大きい角度を意味する。好ま
しくは、励起パルスは、約４５度より大きい。より好ましくは、励起パルスは、
約７５度より大きく、最も好ましくは、約９０度の励起パルスである。３０度の
フリップ角度は、一般的には、９０度のフリップが与えるのと同じぐらい多いシ
グナルを約５０％与える(４５度では、典型的には、同じぐらい多いシグナルを約７０％与える)。

【００３４】ＲＦ励起を選択的に行うのもまた好ましい。すなわち、その「選択的な励起」
を、ある周波数でのみ励起するよう、すなわち、実質的には、溶解相の分極ガス
のみを励起するよう発生させる。選択的な励起パルスの模範的な送達は、「ハー
ド」パルスによるものである。本明細書中で使用する場合、「ハード」パルスに
は、ＲＦが短いパルス時間(「ｔ_pulse」)で出た後、その後すぐ、実に好ましくは、実質的には、「即座に」止まるパルスが含まれる。しかしながら、短いパル
ス時間は、発生させる、関連のある周波数において不確実性を与え得る。従って
、好ましい態様において、選択的な励起は、パルス周波数が望ましい溶解ガス相
の共鳴(すなわち、１７.５９６４８ＭＨz)に集中するように行い、関連のある周
波数が対応するガス相の励起周波数(すなわち、１７.６ＭＨz)以下であるような
パルス時間ｔ_pulseを有する。例えば、時間ｔ_pulseを有して、周波数(「fo」)に
集中する正方形励起パルスのうちの１つの周波数スペクトルは、式： sin(a(f-fo)／a(f-fo)) ［式中、ａ＝３.１４１６^*ｔ_pulse］により記述することができる。

【００３５】従って、パルス時間ｔ_pulseは、ガス相の成分に関してsin(a(f-fo))＝０であるよう設定するのが好ましい。違ったように述べると、パルス時間ｔ_pulseをｔ_p _ulse ＝１／(f-fo)という関係により決定する。一態様において、磁場強度１.５Ｔのためには、f-foは３.５２kＨzであって、ｔ_pulseは約２８４μ秒(１０^-6)で
ある。勿論、当業者により認識されるように、限定されるものではないが、サイ
ンパルス、ガウスパルス等といったような、その他の方法もまた使用することが
できる。

【００３６】好ましい態様において、選択的な励起は、全ての肺の血液量を励起するよう時
間を定める。肺の血液量には、肺と心臓との間および／または肺および心臓内の
循環系と関連のある血液流路を満たす血液量が含まれる(境界の肺組織および／または心臓内の血液量または一部の血液量が含まれ得る)。より好ましくは、本発明の方法において、重要な血液量は、右心室と左心房との間の容量の約半分と
推定される(血液中の溶解相の分極¹²⁹Ｘeの予想されるＴ₁から、静脈側の循環系
にのみ、検出可能なシグナル強度を与えるのに十分な分極レベルをもつ¹²⁹Ｘeが
含まれるらしい)。模範的な容量をさらに以下に論ずる。有利には、小さなフリップ角度を従来通り使用して、利用可能な磁化が破壊されるのを回避する、肺に
おけるガス相の¹²⁹Ｘeのイメージングとは違って、磁化は、イメージしない胸部
領域から他の方法で流出するとこから、肺において溶解相の¹²⁹Ｘeの大きなフリ
ップ角度の励起を使用することに関するペナルティーは極僅かであって、最も恐
らくはない。さらに、本発明の好ましい態様により、「新たな」磁化は、その手
順の間、実質的には、毛細血管床から連続的に流入している。

【００３７】本発明を使用して、肺および心臓の血管系の至る所における血流を評価する、
および／または肺および心臓の血管系の特定の限局領域における血流を評価する
のが好ましい。本明細書中で使用する場合、「肺および心臓の血管系」という用
語には、肺および／または心臓内の全ての血管、心臓の室、心臓の室の間の流路
、さらにはまた、肺と心臓の間の血管、および肺または心臓と他の組織および／
または臓器との間の血管が含まれる。肺および心臓の血管系には、限定されるも
のではないが、肺の静脈および動脈および関連のある毛細血管、左心房および右
心房、左心室および右心室、心筋、大動脈および大動脈弓、冠動脈、鎖骨下動脈
、並びに頸動脈が含まれる。

【００３８】より好ましくは、本発明のイメージング方法を行って、左肺静脈および右肺静
脈および関連のある毛細血管、左心房および左心室、心筋、上行大動脈、冠動脈
、大動脈弓、下行大動脈、左鎖骨下動脈および右鎖骨下動脈、並びに左冠動脈お
よび右冠動脈の臨床的に有用なイメージを与える。

【００３９】過分極した¹²⁹Ｘeを肺に吸入すると直ちに、Ｘeは、肺血流に溶解し始める。肺毛細血管床におけるＸeの濃度(「[Ｘe]_P」)は、肺ガス腔におけるＸeの濃度([
Ｘe]_L)で即座に平衡に達すると仮定することができ、従って、その関係は、

【数１】［式中、「λ」は、Ｘeの血液／ガス分配係数または血液溶解度である。］と述べることができる。この濃度は、以下にさらに論ずるように、吸入後数秒で
静脈側の肺血管系において平衡に達すると予想することができる。濃度に関して
の標準的な単位は、温度２７３Ｋでの１気圧のガス圧をいう、「アマガット(ama
gat)」である。肺が１気圧のガスを含み、温度が約３１０Ｋであるヒトに関して
、ガス密度は全て、１気圧あたり約Ａ＝０.８８アマガットのファクターによりスケールダウンしなければならない。ある容量のＸe(「Ｖ_Xe」)を彼らの肺の容量(「Ｖ_L」)に吸入する患者に関して、その結果肺において得られるＸeの密度[ Ｘe]_Lは、

【数２】である。

【００４０】従って、肺の血液中のＸeの濃度[Ｘe]_Pは、吸入されるガス容量Ｖ_Xeに関係し、表式：

【数３】により述べることができる。

【００４１】参考のため、血中のＸｅ用のλの予測は、λ≒０.１５である。従って、例として、患者が１LのＸｅを６Lの肺中へ吸入すると、肺中のＸｅ密度は[Ｘｅ]₁≒ ０.１５アマガーとなり、相応して、肺毛細管ベッド中のＸｅ密度は[Ｘｅ]p≒０
.０２アマガーとなる。従って、肺毛細管ベッド中の溶解した分極¹²⁹Ｘｅガスは
、肺ガスの濃度のおよそ１/６である。

【００４２】実施中、ガス/血液バリヤーを通過して、溶解した分極¹²⁹Ｘｅは肺の外から心
臓へ輸送され、それから体の残りへ送り出される。しかし、上で述べたようにそ
して一般的に定められているように、一旦¹²⁹Ｘｅが心臓から輸送されると、おそらく、肺のまたは心臓のイメージング用としてもはや役に立たないであろう。
そのため、心臓から輸送される前および体内中へ分散されて、もしかすると有用
な肺の(および/または心臓の)脈管構造磁化の損失が生じる前に分極を使用する態様でイメージングを行なうのが好ましい。

【００４３】肺領域または胸部部分(“ｔp”)からの¹²⁹Ｘｅ輸送用のタイムスケールは、肺
の血流速度(“Ｑ”)および肺の血液量(“Ｖp”)の関数であり、下記で示すことができる：

【数４】

【００４４】従って、ｔ_pの測定で、肺と心臓の間の肺静脈血の容量(“Ｖp”)は、Ｖp≒２００立方センチメートル(“cc”)であり、肺血流速度(Ｑ)は、およそＱ≒８０cc
/sであると仮定できる。R.M. Berne, Physiology (Mosby-Yearbook, Inc., St.
Louis, Mo., 3d ed. 1993)参照。これらの数値的な仮定で、肺から心臓への移行
時間を測定し、３.０秒未満、さらに詳しくはｔp≒２.５秒である。もちろん、当業者には容易に理解されるであろうが、別の血液量では、別の移行時間となる
であろう。例えば、他のありふれた情報源は、約５.５L/分(９２cc/秒)の血流と
、そして何れのある時間の肺血管中の全血液量を約１.０L(１００mlは毛細管中)
と予測する。本発明の１つの方法によると、関連血液量は、肺から心臓まで５０
０ccsであり、溶解から心臓中へ入るまでの時間は約５秒であろう。相応して、毛細管からの移行時間は約０.５秒である。従って、イメージ配列は、イメージング領域または関係ある容量に依存するであろう。さらに、当業者に認識される
ように、子供および小さな大人はより少ない容量でよく、一方大きい大人はさら
に多くなり得、そして対応するイメージ時間はそれに応じて変化するであろう。

【００４５】本発明の好ましいイメージング方法では、大きい角の(好ましくは９０度)ＲＦ
励起パルスの間の遅延が、ｔpを下まわるの好ましい。以下で記載するように、この遅延時間をさらに短くするほうが都合よい。少なくとも、Ｔ_P時間より少ないまたは同じＴ_Rに対して、(潅流)イメージ中のシグナル強度は、吸入ガス容量および吸入ガスの¹²⁹Ｘｅ分極レベルに実質的に一次比例するであろう。

【００４６】それゆえに、励起パルス反復インターバルＴ_Rのセッティングのときに注意しなければならない。これは、Ｔ_RのセッティングがイメージＳＮＲおよび測定の両方に作用し、ある程度、肺または心臓の脈管構造の１部が視覚化できるためで
ある。長いＴ_Rは、肺脈管構造の静脈側を通して(均一に)分布した¹²⁹Ｘｅ分極ま
たは磁化をもたらす。非常に短いＴ_Rセッティングは、肺の毛細管ベッド中で、実質的なＸｅイメージングをもたらす。これは、大きなフリップ角パルスは、大
血管に到達する前に、¹²⁹Ｘｅ分極または磁化の到来を実質的に無効にするためであり、それゆえに、大血管は認識できるようにならないであろう。そのため、
小さな毛細管中の塞栓の強調または検出が望まれると、短い反復時間の使用によ
って、小さな血管に対してイメージングを制限でき、小さな血管を個々に分離す
ることができなくても、潅流に関連する欠損は、それでもなお検出することがで
きるであろう。

【００４７】図３に示すとおり、励起パルス反復時間(Ｔ_R)は、単独エコーまたはマルチエコーパルス取得配列のどちらかに関連する。各ＲＦパルスにおいて、マルチエコ
ーデータ取得は、各励起パルスの間で少なくとも４つの受信エコーがあるように実施するのが好ましい。好ましくは、１０秒間の呼吸停止送達である。ＲＦ溶
解相励起パルス(約２.５秒間隔)が生じる。さらに好ましくは、各ＲＦパルスは、少なくとも３２の対応エコーが生じる。さらには、エコーの数の増加によって
、溶解したガスから抽出されるシグナルの量が増加する。従って、例えば、１０
秒間の呼吸停止送達および２.５秒のＴ_Rで、各ＲＦ刺激から集められた１２８エ
コーで、ＳＮＲを上述の３２エコーパルス例上の２の因子によって改良すること
ができる。

【００４８】図３の反復時間Ｔ_Rは、好ましくは０.０１-３.０秒である。実施態様の１つと
して、単独エコーでは、励起パルス間の反復時間を、下記するとおり７８msまた
はそれ未満にセットする。さらに好ましくは、肺から心臓へ移動するのに所定の
血液量(“tp”)で受けられる時間に対応するように、反復時間を、上記から予測
される３.０秒以下、好ましくは約２.５秒、で、セットする。さらに、反復時間
を調節して、肺の領域の特定部分をイメージングすることができる。例えば、反
復時間を減らして、肺領域中の毛細管からのシグナルを強調することができる。
対照的に、反復時間を増やして、肺領域からさらに離れた脈管構造を強調するこ
とができる。

【００４９】通常小さいフリップ角を使用して、有効な磁化が無効になるのを防ぐ、肺中の
分極¹²⁹Ｘｅのガス-相のイメージングと異なり、分極¹²⁹Ｘｅの溶解相の大きなフリップ角刺激を使用しても、不利益が小さいかまたはない。それは、胸部領域
非イメージ化から別の方法で流れているからである。確かに、迅速な９０度パル
スイメージング配列は、溶解した¹²⁹Ｘｅ分極または磁化で最適に使用できる。刺激反復速度は、胸部領域から流れる前に¹²⁹Ｘｅを捕獲するために十分早くなければならない。このようなイメージング方法は、肺脈管構造の２(２)および３
(３)次元溶解相イメージを提供することができる。

【００５０】好ましい実施態様として、全体の潅流イメージ(溶解相分極ガスを検出するＭＲイメージ)を単一呼吸停止期間(“Ｔ_B”)中に生じる。例えば、胸部をたくさん
のスライス(“Ｎ_s”)に分ける、スライス-選択的イメージを使用することができ
る。典型的なＭＲイメージスライスは、たくさんの相コード化ステップ(“Ｎ_pc ”)およびたくさんの周波数コード化ステップ(“Ｎ_fe”)を含む。これらのステップの典型的な数はＮ_pc＝１２８およびＮ_fe＝１２８(または２５６)である。各
刺激から分けられた単一エコー用に、１２８分離ＲＦ刺激を使用して、単一イメ
ージを生じることができる。比較的短いＴ2*期間 (溶解相横行緩和時間)または逆血流効果の単一エコーが好ましい。

【００５１】単一呼吸停止時間中に生じるＲＦパルス(“Ｎrf”)の数は、反復時間(Ｔ_R)および呼吸停止時間(Ｔ_B)に関連し、そして下記で示される：

【数５】

【００５２】従って、例証目的で、呼吸停止期間Ｔ_B＝１０sを用いる単一エコーイメージン
グ用に、単一イメージスライス用のＴ_R ＜７８msのように反復時間を好ましくセットする。

【００５３】前記を考慮して、所定のイメージボクセル中で予想されるシグナル強度を、イ
メージパラメーターの関数として分析することができる。有効な肺容量イメージ
ング(“Ｖeff”)を、血流(Ｑ)およびパルス反復時間(Ｔ_R)から測定することがで
き、下記で示される：

【数６】所定の肺のボクセル中(“Ｖip”)の分極または磁化を算定するために、イメー
ジマトリックスサイズで、有効な肺イメージ容量(Ｖeff)に分割し、下記の式(７
)で示す：

【数７】各肺脈管構造ボクセル中の全シグナル(“Ｓip”)は、コイル増加の結果(“Ｇ”)
、¹²⁹Ｘｅ分極(“Ｐxe”)、脈管構造中の¹²⁹Ｘｅ濃度または密度([Ｘｅ]p)、ボクセル容量(“Ｖip”)、および肺脈管構造中で使用される刺激角のサイン(“sin
α”)に比例する。従って、この関係を下記のとおり示すことができる：

【数８】同様に、肺中の¹²⁹Ｘｅのボクセル毎のシグナル強度(“ＳiL”)を、式(9)から決
めることができる(“sinαL”の表現は、肺中で使用される刺激角を表わす)。

【数９】式(8)および(9)中のシグナル強度の比較から、式(10)に示すとおり、分極した¹² ⁹ Ｘｅの、溶解対ガス状のボクセル毎のシグナル強度の割合が得られる。

【数１０】例として、１２８相コード化ステップ用に、αL＝７°でガス相イメージを作成することができ、そしてαp＝９０°で潅流イメージを作成することができる。従って、本実施例で、Ｔ_R＝７８msで、上記の単一エコーイメージングで算定されるとおり、相対シグナル強度を下記のとおり予測することができる：

【数１１】

【００５４】溶解相中のボクセル毎のシグナル強度がガス相中より大幅に低いので、この低
いシグナル強度は、本明細書中記載の本発明による臨床上有用な潅流イメージン
グを妨げることはない。

【００５５】さらにステップを行ない、上記の肺脈管構造の潅流イメージング用の、ボクセ
ル毎のシグナルを増やすことができる。最初に、イメージ解像度を下げて、シグ
ナル強度を高めるように選択する。ある実施態様として、例えば、スライス-選択的イメージングを行なわないように選択する。胸部の全投影イメージは、１cm
厚さスライスを有するスライス-選択的イメージングで、イメージスライスの数(
“Ｎs”)がＮs＝１６からＮs＝１へ減少する。さらに、非-スライス選択的イメージングと併せた周波数-コード化ステップ(Ｎfe)は、潅流イメージ中のボクセル毎の３２ＳＮＲ増加の因子をもたらす。

【００５６】相コード化ステップの数の減少は、イメージＳＮＲ上で２つの有益な効果を有
する。第一に、Ｎpeの２の減少は、Ｎfe減少に似たボクセルＳＮＲ中の２の増加
因子を与える。さらに、これまで検討された単一-エコーイメージング中で、Ｎp
e中の減少は、必要とされるＮrfのＲＦ刺激の数の対応する減少を示唆する。このため、反復時間Ｔ_Rを増やし、肺から肺脈管構造中への流入による磁化の時間を増やす。従って、２の減少したＮpeは、ボクセル毎の１２８までの全シグナル
増幅をもたらす、ボクセル毎のＳＮＲ中の、他の４の因子を提供する。従って、
いくつかの解像度の犠牲を伴い、肺脈管構造中の¹²⁹Ｘｅのボクセル毎のシグナル強度は、肺中のボクセルシグナル強度に対応して、約８％−１０％またはそれ
以上であろう(すなわち、Ｓip≒０.１ＳiL)。

【００５７】 Mugler III et alのイメージマトリックスは、肺のガス相イメージとして６４
×１２８×１１であった。ボクセルＳＮＲは、このイメージには３２であった。
この得られたデータおよび上記記載のステップより、７８ms距離の空間の単一- エコー９０°刺激を用いた肺脈管構造の溶解相イメージを、ボクセル毎に１.６のＳＮＲを有する、６４×６４×１のマトリックスサイズで作成することができ
る。さらに、Driehuys et al..の出願係属中の出願“Methods of Collecting, T
hawing, and Extending, the Useful Life of Polarized Gases and Associated
Apparatus”(これらすべては出典明示により本明細書に組込まれている)に記載
されているように、１０％を超える確実な¹²⁹Ｘｅ分極は、現在成し遂げられている。これを、Mugler III et alに記載の２％分極レベルと比較する。加えて、
調節、コイルを形成し、関心ある体容量に近い物理的配置を有し、循環性分極( “ＣＰ”)として当業者に知られている新たなコイル技術などの、様々な表面コイルの改良は、２√２改良の別の因子をもたらす。従っておよび有利点として、
これはＳＮＲ中の増加を許し(約３０の改良が可能である)、マトリックスサイズ
(６４×６４×１)状態の肺イメージを、約４５のボクセルＳＮＲで作成すること
ができることを示している。

【００５８】このイメージ中の雑音比(“ＳＮＲ”)改良のシグナルを、１またはそれ以上の
厚さのスライス(非スライス選択)、縮小イメージマトリックスサイズ、マルチエ
コーイメージング、およびシグナル平均を使用して得ることができる。さらに、
複数のエコー(Ｎe)を使用して、ＲＦ励起パルスの数を減らすことができる。さらに、代わりのイメージングストラテジーを使用することができる。例えば、複
数のエコーで、(1)Ｔ_Rを一定に保ち、多くのイメージを生成することができる( マルチスライス、動態イメージング等)、(2)Ｔ_Rを延ばして、そうして脈管構造の多くの部分をイメージングすることができる、そして(3)Ｔ_Rを一定に保ち、複
数のエコーを使用してｋ-スペース中のラインを平均化し、イメージＳＮＲを強めることができる。例えば、４つのエコーを各刺激から作成すると、ｋ−スペー
ス中の同じラインを各刺激で４回イメージングすることができ、それゆえに、２
のイメージＳＮＲを強めるのに有利である。

【００５９】上記のように、さらなるシグナル増加量を、マルチエコーイメージングのスト
ラテジーを上手く行う場合に得ることができる。それ故、シグナルエコーイメー
ジングも、上記のように可能であるが、好ましくは、ＭＲＩユニットは、続くマ
ルチエコーイメージ捕捉を発生させる。血液中に溶解した¹²⁹Ｘe に対して、横軸緩和時間（“Ｔ₂ ^*”）は比較的長いと考えられる（１００msまたはそれ以上の
オーダーで）。望ましくないフロー効果がない場合、この時間内に複数エコーを
発生させることができる。発生した各エコーは好ましくは相符号化工程である。
概算として、１００msにおいて３０エコーと同じ数を作る。このエコー数は、Ｒ
Ｆ励起数（Ｎ_rf）を大きく減少させ、次いで反復時間を延長させ、ボクセル（vo
xel）あたりのＳＮＲを増加する。好ましくは、Ｔ_Rの反復時間に対する上限は、
肺ｔｐの血液通過時間に等しくセットすることである。上記議論されたように、
Ｔ_R＝ｔｐ＝２.５秒とセットすると、４つのＲＦ励起が、１０秒の呼吸停止時間
中に発生する。１２８相の符号化工程を生じるために、励起あたり３２回のエコ
ーを用いた。その為、３２回のエコーに対して、ボクセル（voxel）あたりＳＮＲは、上記のシングルエコーのイメージング技術を上回る３２の（２５００／７
８＝３２）ファクターによって増加する。即ち、シグナル増加は、エコー数に比
例し、現発明の好ましいイメージング方法は、マルチエコーイメージング方法を
含んでいる。そのようなシグナル増加につれ、前の概算は、イメージマトリック
スサイズが、８のボクセルＳＮＲによる１２８×２５６×１０への増加が可能で
あることを示している。即ち、マルチエコーイメージングは、スライス選択的イ
メージングもまた行う。マルチスライスイメージングを用いる場合、スライス捕
捉はスライスをインターリービングすることによって行われる。スライスの選択
的捕捉は肺のあるスライスにおいてスピンを励起させるだけである。１つのスラ
イスが、励起され、ｋ空間のラインが一旦得られると、時間Ｔ_Rが経過するまで、再び励起されず、スピン（磁化脱分化液化ガス中の）はスライスへ再び戻る。
しかし、この別のスライスが、この「待機」時間中に励起され、そしてイメージ
ングすることが可能である、スライスのそのようなインターリービングがイメー
ジ捕捉時間を最小にすることができる。

【００６０】マルチエコーイメージング方法に対する１つの関心は、血液の流れおよびエコ
ーを（再）結像する能力に作用する。即ち、マルチエコーイメージング方法は、
心臓関門のイメージングの使用によって、また血流がもっとゆっくりしている心
拡張中に全てをイメージングすることによって容易にし得る。１つの態様におい
て、心臓のゲート信号は、患者の緩慢な血流に対応する良好な時間／シークエン
スのイメージ捕捉するのに使用する。血液循環を緩慢にする、別の方法（例えば
心拍数を遅くするために患者に鎮静剤または麻酔薬を送達するように）が、マル
チエコーイメージング捕捉を有利にするために使用することができる。

【００６１】当業者によって認識されるように、分極する可溶化ガスによるイメージングは
、対象の組織へ充分に残存している分極または磁化ガスの移動に依存する。好ま
しい態様において、該対象組織は、肺領域、特に肺の脈管構造を包含する。また
、当業者によって認識されるように、分極は長軸方向の弛緩時間、Ｔ１に対応し
て消失する。一般的に、溶解相Ｘ¹²⁹は比較的短い弛緩時間（Ｔ１）を持ち得る、それは酸素の存在および血液中の分極したデオキシヘモグロビンによるもので
あると考えられる。例えば、実際上充分に酸素処理されたヒト細胞膜についての
Ｔ１は、約１５秒で概算される。一方、また血中のＴ１は、約５秒と概算される
[参照 A. Bifonreら、93 Proc. Natl. Acad. Sci.,p12932(1996)]。上記のように心臓まで約５秒の移動時間の概算された上限をとれば、キセノンの分極は、心
臓でその開始値の約１／３に弱くなる。この関係は、Ｔ_Rが約２.５秒よりも短く
、好ましくは約１−２秒よりも短く、されるべきであることを支持するものであ
る。相応じて、約２.５秒の移動時間に関して、磁化は上記の記載のように計算し、その開始磁化は約０.６１である。

【００６２】また、当業者に既知のように、分極したＸ¹²⁹は、関連した横軸(横方向の)弛緩時間Ｔ₂を持つ。上記のように、溶解相においては、このＴ₂ ^*は、比較的長いものであると評価される。この特徴を利用して、（特別には約１００msよりも大
きいＴ₂'sに対して）、マルチエコー捕捉方法を使用することが好ましい。当業者によって認識されるように、適当なマルチエコー方法の例は、エコー・プラン
ナー・イメージング[（Echo Plannar Imaging ("EPI")] 、弛緩強化による迅速な捕捉[レラクゼーション・インハンスメント（"RARE"）]、、FSE（ファーストスピンエコー）、グラジエント・レコール・エコー（"GRE"）およびBESTを包含する。いくつかの適当なパルス・シークエンスの例は、John P. Mugler, IIIら、Gradient -Echo MR Imaging ,RSNA Catarogorial Course in Physics: The ba
sic Physics: The Basic Physics of MR Imaging 1997:71-88の記事によって見出すができる。例えば、上記の記事は、９０度の励起パルスおよび１８０度の励
起パルスによる標準シグナルのＲＦスピン・エコー・パルスシークエンスを説明
している。この記事（説明）において、Ｇ_P相は符号化勾配であり、Ｇ_Rは読出し
勾配であり、Ｇ_Sは、区画選択勾配であって、ＲＦは放射回数（振動数）である。また、このはフリップ角度αによるグラジエント・リコール・エコーおよび弛
緩強化による迅速な捕捉("RARE"）、さらにシングル・ショット・エコー・プラナー・イメージング（EPI）・パルス・シークエンスを説明する。

【００６３】要約すると、本発明の肺脈血管イメージング方法の好ましい態様によれば、１
回の呼吸吸入体積"Vxe"の約０.５〜１.２５リットルの分極した¹²⁹Ｘを、約５〜
１５秒の呼吸停止時間Ｔ_Bの間に、患者に送達する。長い呼吸停止時間は、肺を通って送達された分極化または磁化から抜粋されるべき溶解相の分極ガス潅流シ
グナルを増加させるだろう。この態様において、大きなフリップ角度の励起パル
ス（"α_P"）は、約９０℃である。好ましくは、励起パルスは、振動数および持続において、溶解したＸ¹²⁹（"選択的励起"）のみに作用するように作る、肺におけるガス相の磁化は実質的に乱されない。

【００６４】即ち、呼吸停止時間中、肺において過分極化した¹²⁹Ｘが、長軸方向弛緩時間Ｔ１および血中の分極した¹²⁹Ｘの取り込み（吸収、拡散または崩壊）に対応して崩壊する。一般に知られた、酸素関連の効果から、肺において分極した¹²⁹Ｘに対するガス相Ｔ１は、約３５秒と概算される。一般的には、血液取り込みによ
る肺における磁化のその崩壊時間定数は、方程式：Ｔ_Q＝Ｖ_L／（λＱ）によって
記載される。これは、約５００秒に等しく、従って、呼吸停止時間を超える肺ガ
スのわずかな分極または磁化の崩壊がある。有効（実効）Ｔ１は、この影響が含
まれる場合、約３０秒まで低下する。Ｔ_B＝１０秒に対して、肺における¹²⁹Ｘの
磁化（関連した分解したまたは潅流した¹²⁹Ｘの磁化または分極化）は、開始磁化値の方程式（ｅ^-10/33＝７４）に従って低下する。

【００６５】好ましい態様において、パルス反復時間Ｔ_Rは至適イメージコントラストに対して選択され、そこでＴ_Rはｔ_P（溶解した分極¹²⁹Ｘによる血液を肺から心臓に移動するのにかかる時間）よりも低いかまたは同等である。上記のように、短く
したＴ_Rはキャピラリーベッドからのシグナルを強調し、他方でＴ_Rは実質的に肺
脈管構造の全てを示す。

【００６６】上記したように、溶解相のイメージを使用して、肺血栓を有利に検出すること
ができる。当業者によって認識されるように、血栓は、肺脈管構造の動脈側にお
いて出現する傾向があり、一方¹²⁹Ｘの取り込みは、肺の静脈側で出現する傾向がある。しかし、静脈-動脈脈管構造における対称性は、動脈的欠陥が静脈側に見えるようになると考えられている。たとえば、左側肺動脈における殆ど全ての
血流をふさぐ凝血または障害を有する患者にの場合には、キャピラリーベッドか
ら分極したキノロンを送達する血流がないため、¹²⁹Ｘ溶解相イメージングは、最小または全くイメージにおける肺胞を示さない。同様にして、閉塞や血栓が左
肺動脈の第１分岐にあると対応する溶解相像には、静脈側の第１分岐前の静脈肺
脈管構造の部分を示さない。さらに、血栓を検出するためのイメージング、与え
られた動脈血管における全ての血栓を検出するのに助けとなるような充分な解析
技術を用いるべきである。即ち、イメージ解析は、これは典型的な血栓サイズ、
脈管構造の所在および脈管構造（動脈管）に一致する。

【００６７】好ましい態様において、分極した¹²⁹Ｘのガスおよび溶解相共鳴の間の約２００p.p.mの化学シフトによって、潅流およびガス交換（換気）イメージの両方を含む少なくとも２つのイメージは、同じイメージセッション("至差イメージング
")中に、患者に対して生じる。有利には、至差イメージングは、追加のイメージ
情報を提供する。例えば、至差イメージングは、構造異形と関連する肺血栓およ
び換気／潅流欠陥の区別に役立ち得る。１つの態様において、呼吸イメージは、
分極した³Ｈｅを用いて、一方潅流イメージは分極した¹²⁹Ｘを用いて生じさせる
。好ましくは、呼吸および潅流媒体双方において、¹²⁹Ｘを用いる該イメージに対して、同じ呼吸停止の送達サイクルは、一組のイメージデータ双方に使用し得
る。そのような態様において、呼吸イメージを最初の１０秒間に生じさせ、肺中
の残存ガスを潅流イメージに対して使用すること（即ち、送達サイクルの最後の
５秒間）が好ましい。もちろん、呼吸停止送達サイクルを分けて用いることもで
きる。少なくとも、全体の領域（肺の空間および境界領域）とを相関する情報に
よってイメージを良好にする。また、これは、吸入、潅流欠陥、肺および／また
は心臓脈管構造におけるその他の循環系の問題を検出するイメージを作りだす。

【００６８】心臓イメージ方法上記の肺脈管構造のイメージング方法に類似して、本発明は、心臓および心臓
血管（特に、主な心臓血管）をイメージングするために溶解した過分極¹²⁹Ｘを用いる心臓イメージング方法もまた包含する。上記のように、呼吸後、溶解相¹² ⁹ Ｘを血液中に送達し、肺脈管構造の経路から心臓に流す。呼吸に続いて、少なくとも分極したガスの一部は、溶解状態で境界組織、細胞、膜および肺血管、例
えば毛細管、細静脈、静脈などを含む肺脈管構造に入る。より具体的には、溶解
した分極¹²⁹Ｘのかなりの量が、関連した潅流速度で血流に入り、左心房、次いで左心室および心臓外を経由して心臓に循環する。当業者に認識されるであろう
が、一般的には、左心房までは、心臓の分岐は限定的であるかまたは全くない。
同様にして、心臓(心房、心室）の左側のイメージングを溶解相分極¹²⁹Ｘを用い
て行い得る。肺のイメージング方法のように、大きな角度の励起パルスは、ＭＲ
Ｉシステムにおいて生じ、それらのパルスは対象物の領域に、血液補充速度に従
がうのが好ましい。

【００６９】肺のガス空間において吸入した分極¹²⁹Ｘは、分極¹²⁹Ｘの肺の血液への溶解お
よび移入のための実質的連続供給として作用する。好ましくは大きな角度のパル
スは"選択的"に血液溶解¹²⁹Ｘのみを励起し、肺を十分な分極レベル（即ち、磁化）の分極ガスの充分量と共におき、ついで、溶解相を肺脈管構造に、そして最
終的にイメージング操作中関係する血流中に移動させ、流入させるために、ガス
を実質的に連続供給する。そうする前に、ＲＦパルスのタイミングは、方程（４
）によって示されるように、イメージングされる領域の体積（Ｖ）および血液流
速（Ｑ）に依存する。左心室の体積（Ｖ）は、心臓循環の段階（相）に依存して
約１４０ｍｌから６０ｍｌ間で変化する。血流速度（Ｑ）は、上記のように評価
され、一方、左心室に対するｔ_Pは、約０.５秒以上、２秒以下であると評価され
た。より具体的には、上記一定のパラメータを用いて、ｔ_Pは、約０.８−１.８秒；０.８ｓ＜ｔ_P ＜１.８ｓの間として評価された。従って、ＲＦパルスの反復間隔Ｔ_Rは、対応する血流時間ｔ_Pよりも短いか同等でるように設定されるのが好
ましい。もちろん、全ての開始パルスを合わせ、溶解¹²⁹Ｘを心臓に送達させる（即ち、吸後2.5-3.5秒）。その後のパルスを合わせて、流入する磁化の崩壊を最小にしながら、溶解分極ガスからシグナルを獲得した。これは、完全な脈管構
造を待たずに、励起パルスを、影響しない溶解分極ガスを用いて再び充填した。

【００７０】心臓のイメージング方法は、左心室５の範囲を超える心臓をイメージングする
ためにも有益に使用し得る。図４は、肺（２５）と心臓（１５）の断面図（写真
）を示す。示されたように、心臓１５は、左および右心室（５、２０）および大
動脈を含む。図４および５に示されるように、血液は、第一分岐が冠(状)動脈９
ｒ、９ｌである場合、左心室５から上向動脈８ａに流れる。これら冠(状)動脈９
ｒ、９ｌの潅流イメージ（溶解相分極¹²⁹Ｘイメージング）は、該条件およびこれらの動脈の状態、例えば封鎖、肥厚などについての価値ある情報を提供するこ
とができる。図５に見られるように、冠(状)動脈９ｒ、９ｌの後の連続的な血流
経路は、大動脈弓８ｂで、弓８ｃの上部で分岐する４つ部分および下向動脈８ｄ
である。溶解¹²⁹Ｘは、この血液流経路に沿って流れるばあい、このシグナルは、治療的に有用なイメージを与えるほど十分に強い。要約すると、本発明のイメ
ージング方法は、限定しないが、左および右肺の血管および付随した毛細血管、
左心室および左心房、心筋、上向動脈、冠(状)動脈、大動脈弓、下向動脈、左お
よび右鎖骨下動脈および左および右頸動脈を含む治療学的に有用なイメージを与
え得る。もちろん、分極レベルを上げた（即ち、２０％以上）分極ガスを使用す
ると、さらに溶解相のイメージ領域を拡大することができる。

【００７１】更に、本発明の方法による潅流イメージが、脳、肝臓および腎臓のような血液
を吸収または通過させる領域または臓器に使用できる。この適用において、本明
細書に記載の方法を使用でき、分極溶解相¹²⁹Ｘｅが異なる化学シフトで保持されることを認識する。しかし、上記のように、目的の範囲または領域の容量計算
に使用でき、溶解分極関連シグナルの使用を最大にするためのパルス反復速度を
測定する。

【００７２】好ましい態様において、本発明の方法は慣用の体コイルではなく、小型クロー
スフィッティング(close-fitting)心臓表面コイルを使用してむしろ励起パルスを送達する。これは改善されたＳＮＲを可能し、ＲＦパルスをこの小領域に限定
し、それにより、肺脈管構造から入る¹²⁹Ｘｅの付随的な破壊を最小にする。

【００７３】更に好ましい態様において、本発明の方法は、選択的であるパルスおよび勾配
組合わせを使用する。この選択は、スライスまたは容量選択的である。慣用の造
影法は、一般に“スライス”選択的である。スライス選択的イメージは、典型的
にｚ場勾配(“Ｇ_z”)存在下の頻度選択的パルスと組合わせ、励起はｚ軸に沿った厚さ“Δｚ”のスライスに制限される。ｚ場は体の長さに沿って伸びる軸とし
て定義される。励起パルスの周波数帯域幅は勾配と一緒に、スライスの核の励起
を制限し、実質的に定義されたスライスの外の領域からシグナルは励起されない
か、検出されない。

【００７４】容量選択的イメージングは、シングルパルスを使用した２次元空間的局在化を
可能にする。これらの方法は、スピンの充填されたシリンダーを励起するＲ_Fパルス／勾配組合わせを用いる。好ましい態様において、容量選択的パルスを使用
し、より好ましくは円筒形イメージング容量選択を使用する。容量選択は、有利
には、心臓の左側からのバックグラウンドシグナルをまた最小にして冠状動脈イ
メージをできるため、心臓環流イメージに適している。C. J. Hardy and H. E.
Cline, Broadband nuclear magnetic resonance pulses with two-dimensional
spatial selectivity, J. Appl. Phys., 66(4). 15 August 1989; C. J. Hardy
et al., Correcting for Nonuniform k-Space Sampling in Two Dimensional NM
R Selective Excitation, 87 Jul. Magnetic Resonance, 639-645 (1990); およ
びSpatial Localization in Two Dimensions Using NMR Designer Pulses, Jnl.
of Magnetic Resonance, 647-654 (1989)参照。

【００７５】パルス−勾配組合わせはまた入来磁化への合い並んだ損傷を限定でき、それに
よりイメージＳＮＲを最大化する。複数エコーシグナル(即ち、複数勾配リコールまたはＲ_F−リコールエコー)を使用し、イメージＳＮＲ(直線状)を肺イメージ
ング法で記載したようにエコーの数と共に増加させるのがまた好ましい。

【００７６】心臓イメージングの付加的な別法は、心臓の潅流をイメージするための心臓の
領域への分極化¹²⁹Ｘｅの送達である(注入を介して、および左心室筋肉中へのよ
うな)。右心房／心室への直接の送達は心臓へ戻る側の潅流イメージングを可能にする。少なくとも、分極化¹²⁹Ｘｅ送達は、ガス状、溶解、または液相のような、しかしこれらに限定されない種々の相／媒体の注入を介してできる。この領
域の慣用のイメージ潅流法はタリウム(“²⁰¹ＴＩ”)またはテクネチウム(“^99m Ｔｃ”のような放射活性トレーサーを用いる。不活性希ガスであるキセノンを使
用して、有利には対象を危険性の可能性のある原子に曝露し得る放射活性トレー
サーに置きかえることができる。

【００７７】血流の評価法上記のイメージング法に加えて、本発明はまた、上記のように脈管構造(肺潅流)および血流に入る¹²⁹Ｘｅ吸入ガスの溶解ガス相を使用することによる、肺お
よび心臓血流をの評価に使用できるＭＲスペクトル法を含む。一般的に記載して
、本方法は相対的に安価であり、吸入過分極化¹²⁹Ｘｅを用い(上記のように)、低磁場ＮＭＲスペクトルシステムの血流を消化する。本明細書に記載する“評価
”および“評価する”なる用語は、広く解釈されることを意図し、対象の血流を
測定し、決定し、定量し、観察し、モニターし、イメージし、および／またはア
セスすることを意味する。

【００７８】本明細書で使用する“血流”なる用語は広く解釈される。本発明による血流の
評価法は、特に肺および／または心臓脈管構造における血流速度、潅流(典型的にml／分／ｇ組織の測定)、比較血流容量(医薬治療または手術処置または手術中
のリアルタイムフィードバックの前および後のような時間にわたり変化する血液
容量または流速のモニターにより絶対的値の必要性なく処置の成功を評価する) 、血液容量、または血液通過異常の測定法を含む。また本発明の血流評価法に含
まれるのは、特に、肺および／または心臓脈管構造における血流への閉塞のまた
は脈管構造を通る血液通過の局所欠損(例えば、狭窄による)の存在または不存在
の測定法である。

【００７９】上記のように(式１−６)、１ＬのＸｅを肺に吸入した対象(約６Ｌの肺容量を有する)は、キセノン濃度の約１／６を肺脈管構造および関連血液に産生するか、溶解させる。好ましい態様において、本方法は周波数選択的大角度(より好ましくは９０°)Ｒ_F励起パルスを使用し、これは肺血液における¹²⁹Ｘｅを実質的に枯渇させるが、実質的に乱れていない肺における過分極化ガスを残す。この態
様において、Ｒ_Fパルス(Ｔ_R)と肺血液流速(Ｑ)の間の反復時間間隔は、過分極化 ¹²⁹ Ｘｅを含む(溶解相)有効肺容量の測定に使用できる。上記式６参照。この関係は、Ｔ_Rが、分極¹²⁹Ｘｅが肺血液に到達する時間(ｔ_p)より少ないか実質的に同等であることを仮定する。上記のように、典型的血流速度および静脈肺血液の
推定容量において、ｔ_pは約２.５秒である。このように、大Ｒ_F励起パルス(好ま
しくは、約α＝９０°)で、肺血液の溶解肺¹²⁹Ｘｅシグナル強度は、脈管構造中
のコイル増大(“Ｇ”)の産生、Ｘｅ分極化(“Ｐ_xe”)、および分極化Ｘｅ密度ま
たは濃度に比例し([Ｘｅ]_p＝λ[Ｘｅ]_L)、これは以下の表現で述べることができ
る：

【数１２】

【００８０】特に、シグナル強度はパルス間隔(Ｔ_R)および血流速度(Ｑ)の両方に依存する。溶解シグナル強度対反復時間は数学的に下記のように表現できる結合傾斜を有
する：

【数１３】

【００８１】傾斜は肺血流速度(Ｑ)と直接比例する。血流速度の計算は、肺におけるガス相
シグナル(“Ｓ_L”)、関連小Ｒ_Fティッピング角度(励起角度)(“α_L”)を有するシグナルの評価により得られる。ガス相シグナルは式：

【数１４】により表現できる。

【００８２】肺血流速度(Ｑ)は、過分極化¹²⁹Ｘｅガスおよび溶解相シグナルの比率により述べることができる。この比率は、レシーバー増加(Ｇ)および分極値Ｐ_xeを相殺
する。したがって、血流速度(Ｑ)は、以下のように表現できる：

【数１５】

【００８３】有利には、Ｘｅ／血液分配計数(λ)および総肺容量(Ｖ_L)の測定により、血流の定量的測定が本発明の方法により確立できる。当業者に認識されるように、肺
容量は当業者に既知の方法で約２０％精度で容易に概算できる。好ましくは、肺
活量測定のような、しかしこれに限定されない相対的に改善された方法を使用す
る。したがって、本発明は臨床的に有用なリアルタイム血液測定ツールを提供す
る。

【００８４】更に、そして有利なことに、¹²⁹Ｘｅを使用するＭＲスペクトルは単純であり、他のＭＲイメージの費用と比較して高くない。例えば、必要な分極ガスの量、
分極ガスの分極レベル、および同位体富化は、慣用分極化ガスＭＲイメージング
で使用されるものと比較して減少できる。一つの態様において、分光学的潅流測
定は、１−２％のみ分極された約１００ｃｃの非富化ガスで成すことができる。
これを、同等なＭＲイメージを作るために、２０％の分極の５００ｃｃの８０％
同位体富化¹²⁹Ｘｅと比較する。まだ更なる利点は、分光法が、測定が“自己目盛り”であるため、分極化目盛りを必要としないことである。違う言い方で、分
極化は溶解およびガス状キセノンシグナルの比較により相殺させ、この両方は血
液におけるＴ１減衰が無視できる限り、同等の分極化を有すると仮定でき、これ
は上記の短いＴ_Rセッティングのためである。他の利点は、０.１−１.０テスラ、好ましくは約.７５−０.２Ｔ、およびより好ましくは約０.１−.１５Ｔのよう
な低い磁場システムの使用を含む。低磁場限界は選択的励起の獲得に必要なパル
スの長さにより確立される。例えば、１.５Ｔでの２００ppmシフトは、約３.５２kHzの周波数差異を意味する。このように、硬脈に関して、ガス層が実質的にまたは完全に非励起のままであるように、約２８４μsのパルス長を有することが好ましい。１０から.１５Ｔへの場の減少は、.３５２KHzの周波数差異および約２.８４msの対応する識別パルス長を与える。同様に、.０１５Ｔ(１５０Ｇ)で
、パルス長は相対的に長い(２８ms)。この場強度Ｔ２での長いパルス時間は、Ｔ
２がパルス適用が完了する前にシグナルの位相をずらすことができるため、シグ
ナルを分解し得る可能性がある。

【００８５】有利には、方法は、場勾配がスペクトル潅流法に不利に衝突しないため、相対
的に乏しい磁石均質性(magnet homogeneity)を有するシステムで十分使用できる
。これらのアイテムの必要性を除くために、システム運営費用は大きく軽減でき
る可能性がある。

【００８６】更に、単純化および安価分極化システムは、本方法のための¹²⁹Ｘｅの分極化に使用できる。例えば、低費用ポーラライザーシステムは、低パワー光学レーザ
ー(１０ワットレーザーのような)を使用でき、測定精度、および正確な分極化の
必要性を除去するために寄与する関連する装置を減少させ、各々は他のイメージ
ング法に使用する他のシステムよりも更に費用の節約を提供できる。

【００８７】好ましくは、本発明のスペクトルイメージング法のための対象の胸部領域に関
連する磁石均質性は血液中の溶解相における¹²⁹Ｘｅのガス状層に対する対応する化学シフトにより概算される。このシフトは、上記のように、約２００ppmである。このように、溶解相の“選択的”励起を達成するために、約５０ppmまたはそれより良好な磁場均質性が好ましい。より好ましくは、約２０ppmまたはそれより良好な磁場均質性を使用する。比較して、慣用のＭＲＩシステムは約１pp
m均質性で操作するために約１ppmにシムされる(shimmed)。本発明の方法のスペクトル法の磁場強度の下限は溶解相(ガス相の代わりに)の選択的励起に使用され
るパルス時間により決定できる。ガスおよび溶解相の間の周波数差異(“Δｖ”)
は：

【数１６】により述べられる。

【００８８】式中、Ｂ₀が磁場の強度、γが¹²⁹Ｘｅの磁気回転比、およびδがガスと溶解相
を分ける化学シフトである。したがって、一つの相を他方よりも選択的に励起さ
せるパルスの適用により、パルスの長さは十分に狭い周波数の帯域幅を有するた
めに十分に長いべきである。例えば、フーリエ分析により、持続時間ｔ_rfの正方
形励起パルスは、約１／ｔ_rfの周波数幅(“Δｖ_rf”)のパルス周波数の中心に置
かれる周波数スペクトルを有する。このように、相区別のために、パルス周波数
分布幅は、好ましくは相の間の周波数分離よりも小さい(Δｖ_rf＜Δｖ)。このよ
うに、近似の低磁場限界は：

【数１７】として記載できる。

【００８９】パルス時間ｔ_rfは一定場強度での溶解相識別を達成する限り必要であり得るが
、パルス長時間はまた血流効果(ｔ_p)およびＴ２およびＴ２^*の時間の尺度により
限定される。好ましくは、少なくとも２５励起パルスをこの間隔の間に適用し、
より好ましくは少なくとも５０、および最も好ましくは約１００である。時間の
尺度が上記のように約２.５秒であることを仮定すると、好ましいパルス時間(ｔ _rf )は約２５msである。γ＝７４０２Ｇ^-1ｓ^-1に関して、例示的最小場強度は約１７０ガウスである(“Ｇ”)。これは相対的に低磁場であり、標準１.５Ｔイメージング磁石の約１／１００である。

【００９０】本発明のスペクトル血流法の他の態様において、肺塞栓または他の遮断が肺血
流速度(Ｑ)の測定により検出できる。この測定は正常対象の正常血流速度に基づ
く。好ましくは遮断剤検出法はまた心臓速度を考慮する。好ましい態様において
、検出法は血流速度(Ｑ)と心臓速度(“Ｒ”)を相関させる。例えば、検出法は、
好ましくは標準化流速Ｑ／Ｒを使用する。このように、図６に説明のように、検
出法は対象をＭＲスペクトロスコピーユニット(ブロック５００)に配置し、ガス
状分極化¹²⁹Ｘｅを対象に送る(ブロック５１０)ことを含む。ガス状¹²⁹Ｘｅの一
部は肺脈管構造に溶解され、それは潅流または肺血流通過(ブロック５２０)と結
合する。血流を溶解¹²⁹Ｘｅのスペクトルシグナルに基づいて評価する(ブロック
５３０)。この方法は、他の手段では達成が困難な血流および潅流に関する独得なリアルタイム情報を産生できる。好ましい態様において、上記のように、溶解
相¹²⁹Ｘｅは(選択的に)大フリップ角励起パルスで励起させる(ブロック５２５) 。またパルスシーケンスが血液容量(または流速)と相関し、血液の磁化のシグナ
ルを最大にするのが好ましい。

【００９１】好ましくは、本方法は測定段階の結果に基づいた対象の血流通過の遮断の検出
を含む。一つの態様において、健康対象の血流速度を測定した流速と比較して検
出段階を行う。測定において、問題があれば、心臓速度を考慮する。したがって
、好ましい態様において、方法は対象の心臓速度を使用して測定した血流速度を
標準化する。

【００９２】有利には、ｔ_pより小さい反復時間(Ｔ_R)に関して、シグナルはＴ_Rと実質的に直線状である。加えて、統合したシグナル対Ｔ_Rは血流速度(Ｑ)と比例する。このように、実質的な血流速度(Ｑ)の換算測定を有利には得る。これは、相対的に
安く、低磁場磁石および低均質性要求で成すことができる。

【００９３】他の好ましい態様において、溶解相¹²⁹Ｘｅに関連したスペクトルシグナルは、血液容量または血液流速を示すように由来し得る。第２シグナルを、次いで得
、血流の増加(または減少)の比較した、相対的、または割合を、血液容量の“絶
対値”の必要性なく得ることができる。このような比較ＭＲスペクトル評価は、
リアルタイムで成すことができ、手術中(血管形成のような)、血流通過閉塞が除
かれるか、減少されているかを示す。更に、このような比較測定または評価は、
血液容量または速度の増加を可能にすることにより医薬治療が対象の血流を改善
したか(低い粘度の血液または脂質支配により)等の測定に使用できる。

【００９４】更に、溶解相分極化¹²⁹Ｘｅへの酸素枯渇血液の脱分極効果のために、ＭＲスペクトルシグナル強度(減少または増加)を、キセノン血液バリアーまたは血流通
過に沿った酸素の減少または増加レベルに関連した状態の評価に使用できる。デ
オキシヘモグロビンは常磁性であり、溶解相¹²⁹Ｘｅに大きな脱分極効果を有する。十分酸素化された血液または組織は、酸素欠乏血液または組織と比較して長
いＴ１を提供する。このように、強いスペクトルシグナルは組織または血液の酸
素の十分な酸素化レベルと関連するが、一方弱いまたは低いスペクトル分極化ベ
ースシグナルは酸素結合、枯渇または剥奪領域と関連する。

【００９５】他の態様本発明は。上記に特定の好ましい態様に関して記載している。当業者は、しか
し、本発明が広い範囲の適応に用いることができることを認める。溶解した分極
化¹²⁹Ｘｅを使用した血流のイメージングまたは情報の獲得は、当分野で既知の磁気共鳴またはスペクトル法を使用して、本発明により行うことができる。例え
ば、米国特許第５,８３３,９４７号、米国特許第５,５２２,３９０号；米国特許
第５,５９０,４１２号、米国特許第５,４９４,６５５号、米国特許第５,３５２,
９７９号；および米国特許第５,１９０,７４４号参照。Hou et al., Optimizati
on of Fast Acquisition Methods for Whole-Brain Relative Cerebral Blood V
olume (rCBV) Mapping with Susceptibility Contrast Agents, 9 J. Magnetic
Resonance Imaging 233 (1999); Simonsen et al., CBF and CBV Measurements
by USPIO Bolus Tracking: Reproducibility and Comparison with Gd-Based Va
lues, 9 J. Magnetic Resonance Imaging 342 (1999); Mugler III et al., MR
Imaging and Spectroscopy Using Hyperpolarized ¹²⁹Xe gas: Preliminary Hum
an Results, 37 Magnetic Resonance in Medicine, pp. 809 - 815 (1997); Bel
liveau et al., Functional Cerebral Imaging by Susceptibility-Contrast NM
R, 14 Magnetic Resonance in Medicine 14 538 (1990); Detre et al., Measur
ement of Regional Cerebral Blood Floq in Cat Brain Using Intracarotid ²H ₂ O and ²H NMR Imaging, 14 Magnetic Resonance in Medicine 389 (1990); Fra
nk et al., Dynamic Dysprosium-DTPA-BMA Enhanced MRI of the Occipital Cor
tex; Functional Imaging in Visually Impaired Monkeys by PET and MRI(Abst
ract), Ninth Annual Scientific Meeting and Exhibition of the Society of
Magnetic Resonance In Medicine (August 18024, 1990); Le Bihan, Magnetic
Resonance Imaging of Perfusion, 14 Magnetic Resonance in Medicine 283 (1
990); およびRosen et al., Perfusion Imaging by Nuclear Magnetic Resonanc
e, 5 Magnetic Resonance Quarterly 263 (1989)も参照。これらの刊行物の内容
は本明細書に全部記載したのと同定に引用して包含させる。

【００９６】特定の態様において、本発明は血流(より好ましくは潅流)の定量的評価をする
ために、当業者に認められるように実施できる。この態様において、シグナル強
度は時間に従い、得られる曲線下の面積を、血流の定量的測定を得るために統合
できる。このような定量的関係の例は、ＭＲイメージングによる放射活性コント
ラスト剤での使用のために開発され、スペクトル法は特に血管の溶解相¹²⁹Ｘｅ分析に適し得る。一般に、Lassen, Cerebral Transit of an Intravascular Tra
cer may Allow measurement of regional Blood Volume but not Regional Bloo
d Flow, 4 J. Cereb. Clood Flow and Metab. 633 (1984)参照。しかし、当業者
は、放射活性コントラスト剤と異なる、(対象体内での)ガスおよび溶解相の両方
の分極化状態が、相対的に短く、吸入過程またはガス供給が肺で終わった時から
約１−２分(分極化レベルに依存)以内に、血液中で体内で“自動的に”終わるこ
とを認識する。したがって、約１分後に、典型的には、ＭＲシグナル評価を緩衝
する可能性のあるＭＲ検出可能シグナルを産生するための“残存”分極ガスは存
在しない。

【００９７】更に、本発明の方法は診断および評価適用の広い範囲に使用し得、好ましくは
これは下記により詳述のように心臓、肺または心臓血管機能に関する。

【００９８】好ましい態様において、本発明の方法は潅流速度(例えば、絶対的および／または相対的潅流)の測定、およびより好ましくは異常潅流の同定および／または重症度の評価に使用する。他の特定の態様において、血流の経時的変化を測定し
、例えば、血管収縮性または血管拡張性物質の効果の評価および／または血液潅
流における手術に起因する変化の領域の同定をする。

【００９９】本発明の他の態様は、以下のものを含むが、これらに限定されない：心臓虚血
および／またか梗塞の存在または不存在および／または重症度の同定および評価
；血栓および血小板の局在化および評価；例えば、可逆性焦点虚血(reversible
focal ishemia)におけるヘパリン、血管拡張神経剤、抗高血圧剤、カルシウム拮
抗剤等の“治療域”の決定；他の誘導される血管拡張作用のモニター；虚血の重
症度の検出および定量的評価；生理学的活性物質の血管拡張または血管収縮作用
のモニター；および手術が誘導する血液潅流変化のモニター。

【０１００】本発明は、更に：蜘蛛膜下出血に続いて誘導される、または、例えば、急性重
症候的低ナトリウム血症に関連した、脳機能不全により特徴付けられる状態；例
えば、大脳血管痙攣の処置における、新規治療剤の評価(抗血栓溶解治療、カルシウムチャンネルブロッカー、抗炎症治療、血管形成等を含む)；大組織塊中の虚血の存在または不存在および／または重症度の評価；例えば、アルツハイマー
病の処置のための、急性肝臓不全に関連した大脳虚血における血液代謝と大脳潅
流の関係の評価；ｔ−ＰＡ、アスピリン抗リン脂質、狼瘡抗凝血剤、抗リン脂質
抗体等を含むが、これらに限定されない、卒中の新規治療の評価；卒中の危険因
子、例えば、血中脂質レベルの評価；例えば、卒中の神経手術中の大脳潅流にお
ける誘導された脳低体温症の評価；例えば裂孔梗塞部の実験のための、大脳潅流
における年齢の効果の評価；および麻薬、例えばコカイン、アンフェタミン、エ
タノール等の虚血脳における評価に用い得る。

【０１０１】本発明は、獣医および医学適用への使用を発見する。本発明は、当分野で既知
の他の方法(例えば、放射活性法)よりも安全であり得る(例えば、低い毒性)のた
めに、有利には対象、特にヒト対象の診断的評価および／または処置に用いられ
得る。一般に、本発明の方法は、放射活性または毒性レベルの化学物質または他
の薬剤を避けるためにより容易に許容される。本発明の対象は動物対象であり得
、好ましくは哺乳類対象(例えば、ヒト、イヌ科、ネコ科、ウシ、ヤギ、ヒツジ、齧歯類、ブタおよび／またはウサギ目)、およびより好ましくはヒト対象である。

【０１０２】前記は本発明の説明であり、それに限定する意図で解釈してはならない。本発
明の数個の例示的態様を記載しているが、当業者は、例示的態様における多くの
修飾が、本発明の新規教示および利点から実質的に逸脱することなく可能である
ことを容易に認識する。したがって、全てのこのような修飾は特許請求の範囲に
より定義される本発明の範囲内に含まれると意図される。請求の範囲において、
手段プラス機能のクレームは、記載した機能を実行することによりそこに記載の
構造および構造的同等物でだけでなく同等な構造をカバーすることを意図する。
したがって、前記は本発明の説明であり、記載の具体的態様に限定されると解釈
してはならず、記載の態様および他の態様の修飾は特許請求の範囲の範囲内に踏
むまれると意図される。本発明は特許請求の範囲により定義され、特許請求の範
囲の同等物がそれに含まれる。

【図面の簡単な説明】

【図１】健常者志願者の胸部から得た２５の¹²⁹Ｘｅスペクトル(秒あたり
１スペクトル)のグラフであり、１６-秒の息-保持期間中およびその後のガス-相
および溶解化相シグナル成分の一時的評価を示す。

【図２】本発明の方法による溶解相映像化を示す人体の概要図である。

【図３】本発明の方法の１つによる、大きな角度のラジオ周波(「ＲＦ」)
励起パルス配列および模範的に対応するエコー配列のグラフ表示である。

【図４】本発明による方法の一態様による、溶解した¹²⁹Ｘeの血流路を示
すヒト血管系の概要図である。

【図５】図４に示す大動脈の概要図である。

【図６】本発明による分光器イメージング方法の一態様を説明するフロー
チャートである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ (72)発明者ケントン・クリストファー・ハッソンアメリカ合衆国27713ノースカロライナ州ダーラム、ウォーターフォード・バレー・ドライブ4304番、アパートメント・ナンバー1827 (72)発明者ポール・レブ・ボゴラッドアメリカ合衆国27278ノースカロライナ州ヒルズバーロウ、ウエスト・マーガレット・レイン230番Ｆターム(参考） 4C096 AA10 AA11 AA15 AA17 AB41 AB50 AC04 AD06 AD07 AD10 AD19 AD26 BA01 BA05 BA06 BA07 BA36 BA41 BA42 BB06 CC08 FC14

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】次の工程を含むことを特徴とする、溶解相(dissolved-phase
)分極化¹²⁹Ｘｅを使用する、肺および／または心導管系（vasculature)をＭＲＩ
イメージングする方法：対象をそれに関連した磁場を有するＭＲＩ装置内に位置せしめること；分極化¹²⁹Ｘｅガスを対象の身体の所定領域に伝達させること、ただし当該分極化ガスはそれに関連した溶存イメージング相を有するものであること；上記溶解相分極化ガスの部分を有する上記対象の身体の所定領域を、少なくと
も１つの大きなフリップ角ＲＦ励起パルスで励起させること；および上記励起工程の後、上記溶存分極化ガスに関連した少なくとも１つのＭＲイメ
ージを得ること。
【請求項２】励起工程が所定の繰り返し時間内で繰り返されるものであり
、当該繰り返し時間が所定容量の血液が肺臓から心臓へ移動するに要する時間よ
りも短いものである、請求項１記載の方法。
【請求項３】大きなフリップ角励起パルスが約９０度励起パルスである、
請求項１記載の方法。
【請求項４】ＲＦ励起パルスがパルス周波数を有するものであり、当該パ
ルス周波数は溶解相分極化ガス共鳴に対応するように選択されるものである、請
求項１記載の方法。
【請求項５】繰り返し時間が約３秒より短いものである、請求項３記載の
方法。
【請求項６】大きな角パルスが本質的に¹²⁹Ｘｅの溶解相のみを選択的に励起するものである、請求項１記載の方法。
【請求項７】励起パルスが約２.５ミリ秒よりも少ない期間を有するものである、請求項１記載の方法。
【請求項８】所定領域が肺臓と心臓の間および／または内の導管系の中の
患者の血液容量である、請求項１記載の方法。
【請求項９】伝達工程が患者に分極化¹²⁹Ｘｅを肺臓に吸入させることを含むものであり、当該¹²⁹Ｘｅは溶解相共鳴よりも高いガス相共鳴を有するものであり、¹²⁹Ｘｅガスの少なくとも一部は溶解相で肺導管系に入るものであり、当該溶解相¹²⁹Ｘｅの少なくとも１部は関連した潅流割合で血流中に入るものである、請求項１記載の方法。
【請求項１０】示差（differential)ＭＲＩイメージが¹²⁹Ｘｅガスと溶存
ガス相に対応する情報を有するものとして得られ、当該示差イメージは¹²⁹Ｘｅガス相をガス相の共鳴に対応する励起パルス周波数を有するＲＦパルスで励起し
、溶解相を溶解相の共鳴に対応する励起パルス周波数を有するＲＦパルスで励起
することによって得られ、そしてガス相ＲＦ励起パルスは小なるフリップ角パル
スであり、溶解相ＲＦ励起パルスは大なるフリップ角パルスである、請求項９記
載の方法。
【請求項１１】更に分極化³Ｈｅガスの量を吸入を経て伝達する工程を含み、ＭＲＩ示差イメージが溶解相分極化¹²⁹Ｘｅに対応する情報に加え、肺臓における分極化ガス³Ｈｅに対応する情報を含むものとして得られる、請求項９記載の方法。
【請求項１２】吸入伝達工程が呼吸停止伝達期を含むものである、請求項
９記載の方法。
【請求項１３】呼吸停止期が少なくとも１０秒である請求項１２記載の方
法。
【請求項１４】少なくとも１つのイメージがマルチエコーイメージである
、請求項９記載の方法。
【請求項１５】マルチエコーイメージがスライス選択的、容量選択的イメ
ージパターンである、請求項１４記載の方法。
【請求項１６】繰り返し時間を減少させて、肺領域の毛細管に関連した信
号を強調させる、請求項２記載の方法。
【請求項１７】繰り返し時間を増加させて、肺毛細管に相対的に末梢導管
系を含有せしめる、請求項２記載の方法。
【請求項１８】溶解相¹²⁹Ｘｅがその分極存在時間に対応する関連減衰時間定数（Ｔ１）と横軸の血中緩和時間（Ｔ₂＊）を有しており、Ｔ₂＊は約１００
ｍｓ以上であって、取得工程がＥＰＩとＲＡＲＥマルチエコーイメージ法の一方
を使用するものである、請求項１記載の方法。
【請求項１９】取得工程が各励起パルス当たり少なくとも３２エコーを得
るものである、請求項１記載の方法。
【請求項２０】心臓のゲイテイング（gating)が、取得工程が緩い血流期に行われるように時間的調節するために使用される、請求項９記載の方法。
【請求項２１】マルチエコーイメージが傾斜リコール（gradient recalle
d)またはＲＦリコールエコーの一方を使用するものである、請求項１４記載の方
法。
【請求項２２】次の工程を含むことを特徴とする、対象の血流を評価する
方法：対象を肺の導管系を有する身体の分光的信号を検出することが出来るＭＲ分光
系に位置せしめること；ガス状分極化¹²⁹Ｘｅを対象の身体に伝達させること；ガス状分極化¹²⁹Ｘｅの部分を関連した血流通路を有する肺の導管系に溶解させること；および溶存分極化¹²⁹Ｘｅに対応する分光信号に基づいて対象の血流を評価すること。
【請求項２３】更に、評価工程に基づいて次の１つまたはそれ以上を識別
する工程を含む、請求項２２記載の方法：（ａ）肺導管系または心導管系におけ
る潅流欠損、（ｂ）肺導管系閉塞、（ｃ）血流関連循環系欠損および（ｄ）血流
経路制限または障害。
【請求項２４】評価工程が対象の血流速度を定量する測定工程を含む、請
求項２１記載の方法。
【請求項２５】測定工程が対象の心臓速度を使用して測定された血流速度
を標準化する、請求項２４記載の方法。
【請求項２６】評価工程が溶存¹²⁹Ｘｅを大角度ＲＦ励起パルスで励起する工程を含むものである、請求項２２記載の方法。
【請求項２７】大角度パルスが約９０度フリップ角パルスであり、伝達工
程がガス状分極化¹²⁹Ｘｅの量を吸入する対象によって行われる、請求項２６記載の方法。
【請求項２８】励起工程が選択的に溶存¹²⁹Ｘｅを励起し、ガス状¹²⁹Ｘｅ
を本質的にかく乱されない状態で残すことにより行われる、請求項２７記載の方
法。
【請求項２９】評価工程が健常者血流速度と測定血流速度とを比較する工
程を含むものである、請求項２２記載の方法。
【請求項３０】ＭＲ分光系がそれと作動的に関連する磁場を含み、当該磁
場が約 .５Ｔより小である、請求項２６の方法。
【請求項３１】評価工程がリアルタイム（real-time）血流情報を提供するために実施されるものである、請求項３０記載の方法。
【請求項３２】次の工程を含むことを特徴とする、心イメージを形成させ
る方法：心血流経路を有する対象をＭＲＩ系に位置させること；分極化¹²⁹Ｘｅを対象に伝達させること；分極化¹²⁹Ｘｅの少なくとも部分を対象の心血流経路に溶解させること、溶解させた分極¹²⁹Ｘｅを血流経路に沿った標的領域において、少なくとも１つの大角度ＲＦ励起パルスで励起させること；および励起させた溶存分極化¹²⁹Ｘｅと関連したＭＲイメージを発生させること。
【請求項３３】伝達工程がガス状¹²⁹Ｘｅを吸入する対象によって実施される、請求項３２記載の方法。
【請求項３４】位置させる工程が、対象に伝達された励起パルスを空間的
に制限するように配置された心コイルに近接するように、対象を位置せしめるこ
とを含む、請求項３３記載の方法。
【請求項３５】発生工程が容量選択的パルス−グラジエント結合を使用す
る、請求項３４記載の方法。
【請求項３６】励起工程が標的イメージ形成領域に指向され、それにより
当該励起工程が選択的に伝達されて分極化ガスに対する励起パルスの減局効果を
選択されたイメージ形成領域の外側で空間的に限定するものである、請求項３５
記載の方法。
【請求項３７】励起パルスが溶存分極化¹²⁹Ｘｅの共鳴に対応する周波数を有し、励起周波数が狭い周波数帯幅を有するように選択されるものである、請
求項３３記載の方法。