JPH07110815B2 - 画像及びスペクトル向上（およびスペクトルシフト）のためのポリキレ−ト剤 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 この出願は、1985年11月18日出願の係属中のアメリカ合
衆国特許出願第799,757号の部分継続出願である。

本発明は、超音波画像形成放射性同位体走査もしくはNM
R画像形成またはスペクトロスコピィでの生動物から得
られる組織もしくは器官の画像又は核スペクトルを向上
させる、画像向上剤、造影剤又はスペクトルシフト剤に
関する。

生動物の内部構造及び器官の画像形成は、これのための
Ｘ線の出現以来、医学の重要な地位を占めている。種々
の技術の中で、そのような画像形成のために最近開発さ
れたものは、内部に位置する放射性同位体からの粒子放
射のための走査を包含するものである。そのような放射
性同位体は、γ粒子を放射することが好ましく、一般に
金属元素の放射性同位体である。そのようなγ粒子放射
性同位体を診断に使用する１つの共通した問題は、腎臓
などにより無作為に分散され又は急速に排せつさせるこ
とよりも、特定部位にそのような物質を集中させること
である。そのような放射性同位体を媒体とした画像形成
の他の問題は、例えば、それらの血清蛋白（例えば、ア
ルブミン）への結合を防止する又は促進することによっ
て、あるいはポリマーキャリア又は受容体−結合物質に
予め複合化（錯体形成）することによって、放射性同位
体の循環半減期を最適化することについてである。

医療用途が急速に高まっている体内画像形成の第２のも
のは、超音波画像形成である。これは、指向した高周波
の内部速度（反射性）における差を検出することに基づ
く。画像明度の差は、異なった固有密度及び超音波反射
性を有する組織の間の界面において形成される。この医
療上の問題は、目的の器官と、直に隣接する組織との間
の超音波速度が類似性している故に、胃、小腸、大腸、
ぼうこう、及びメス生殖管の腔における障害を視覚化す
るのが困難なことである。充分な濃度での高密度非放射
性同位金属元素又はイオンを診断に導入することによっ
て、そうでなければ検知されなかった腫よう及び炎症性
障害を視覚化するのに必要になる超音波反射性における
顕著な差が与えられる。

NMR緊張又は緩和画像は、生動物の内部構造及び器官を
画像形成する第３の重要な方法を与えることが近年わか
った。医療磁気共鳴画像形成（MRI）は急速に発展して
おり、新規な形態の脳及び体の画像形成である。低電磁
場（プロトン）MRIは、生体組織のプロトン（かなり豊
富にあるので主に水プロトン）の周囲のすぐ近くの環境
における化学的パラメーターを検知する。これらパラメ
ーターにおける変化は疾病の時に非常に早期に生じ、イ
オン化放射によって検知される物理的密度から独立して
いる。脳及び中枢神経系において、MRIは、コンピュー
ター化軸性断層撮影（CAT）において可能であるより
も、より早期の医療段階においてかつより少ない人工物
を使用して腫ようの検知を可能にする［ランゲら（Rang
e et al.），アム・ジェイ・ラディオル（Am.J.Radio
l）V141,1209頁（1983）］。最適の条件で、画像分解能
はmm以下の寸法範囲にある。

７つの因子によって、CATにおいて入手できるものに類
似した無毒性のMRI診断画像向上剤を開発することが重
要になる。1.それらはMRIの特殊性を増加させる。2.よ
り少ない障害がより早期に確認できる。3.画像向上剤
は、包囲する水腫液又は膿ようよりも腫よう塊を明らか
にする。これによって、更に正確に腫ようの広がり及び
侵入することが可能になる。侵入型成長（例えば、或る
転移性癌及びグリア）を伴った障害の腫ようと水腫液と
を分界するためには、造影剤が必要である［フェリック
スら（Felix et al.），プロク・ソク・マグ・レス・メ
ド（Proc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,831頁（1985）］。4.
画像向上剤は、再発性腫ようと手術及び照射から生じた
繊維組織との間の区別を改良する。5.画像向上剤は、一
走査当たりの所要時間を低減し、一処置当たり必要な走
査数を潜在的に減少させる。これは、手順の効率を高
め、その費用を低減する。6.体の画像形成は脳画像形成
よりも顕著に低い分解能（典型的には0.5〜1.0cm）およ
び感応性（信号／ノイズ比が小さい）を有する［ウェス
ビィら（Wesbey et.al），ラジオロジィ（Radiology）V
149,175頁（1983年）］。これら差は、磁場のより大き
な非同一性；より大きな高周波コイル；深い、および浅
い核の相パルスの相違；呼吸、心臓収縮、胃腸ぜん動及
び自発的筋肉動から生じる人工動に起因する。7.進歩的
な（ポリマー及び微細球の）の形態の造影剤（以下を参
照。）は、血流及び組織潅流画像及び関連スペクトル
（相）情報の最適な獲得及び解釈に必要であると考えら
れる。

２次元のフーリエ変換画像の個々の強度は、（スピン−
エコーパルスシークエンスの）次の一般式により示され
る： 強度＝Ｎ（Ｈ）・ｆ（ｖ）・exp（−TE/T2）・（１−ex
p（TE−TR/T1） ［式中、 Ｎ（Ｈ）＝個々の組織プロトンの数（スピン密度）； ｆ（ｖ）＝（例えば、流れている血液のために）動いて
いるプロトン部分及びプロトン速度の関数； TE＝高周波（rf）パルスと信号（スピン−エコー）検知
の間の時間； TR＝rfパルスの繰り返しの間の間隔； T1＝周囲化学的環境へのプロトンエネルギー移動（スピ
ン−格子緩和）速度での時間間隔； T2＝相互のプロトンエネルギー移動（スピン−スピン緩
和）速度での時間間隔 T1及びT2時間は、画像強度に対して逆の効果を有する。
強度は、T1を短くするか又はT2を長くすることによって
増加する。組織コントラストが自然に生じ、水プロトン
（主寄与体）と脂肪プロトン（通常は小さい。）の周囲
の化学的環境における変化に関係する。化学薬品が、こ
の自然のコントラストを向上させるために使用される。
医療的に最も広く試験されているものは、常磁性金属イ
オン、ガドリニウム（Gd⁺³）である［ランゲら，アム・
ジェイ・ラディオル（Am.J.Radiol）V141,1209頁（198
3）、及びウェインマン（Weinman）ら，アム・ジェイ・
ラディオル（Am.J.Radiol）V142,619頁（1984）］。ガ
ドリニウムは、医療的画像形成で使用される低用量で、
T1及びT2時間の両方を短くするが、T1効果が優ってお
り、画像が明るくなる。rfパルスシークエンスは、T2に
応じて、T1変化を強調し及び低減するようにプログラム
できる［ランゲら，アム・ジェイ・ラディオル（Am.J.R
adiol）V141,1209頁（1983）］。従って、「T1に重きを
おいた」向上が、最も好ましいGd用量及びrfパルスシー
クエンスを選択することによって、得られる。

Gdによりプロトン緩和時間を短くすることにおいて、不
対電子と隣接水プロトンの間の双極子−双極子相互作用
が媒介となる。Gdの磁性双極子の効果は、これらプロト
ンからの距離の関数として（半径の６乗で）非常に急速
に低下する［ブラウン，マグ・レス・イマグ（Mag.Res.
Imag.）,V3,3頁（1985）］。従って、充分に緩和された
プロトンのみが、rfパルスと信号検知の間においてGdの
第１又は第２の配位位置に侵入できるものである。この
範囲は、10⁵〜10⁶プロトン／秒である［ブラウン，マグ
・レス・イメィグ（Mag.Res.Imag.）,V3,3頁（198
5）］。更に、Gdは、4f軌道に最大数の（７つの）不対
電子を有するので、最大の常磁性双極子（7.9ボーア磁
子）を有しており、全ての元素の中で最大の常磁性緩和
を示す［ランゲら，アム・ジェイ・ラディオル（Am.J.R
adiol）V141,1209頁（1983）、及びウェインマンら，ア
ム・ジェイ・ラディオル（Am.J.Radiol）V142,619頁（1
984）］。従って、Gdは、全ての元素の中で、画像を向
上させる最高の可能性を有する。しかし、自由形態のGd
は非常に毒性である。これは、いくぶん、体のpHで（水
酸化物として）沈澱することから生じる。溶解性を増加
させて毒性を低減するために、Gdは小さい有機分子と化
学的にキレート化されている。現在までのところ、全般
的な用途、活性及び毒性の観点から最も満足できるキレ
ート剤は、ジエチレントリアミン五酢酸（DTPA）である
［ランゲら，アム・ジェイ・ラディオル（Am.J.Radio
l）V141,1209頁（1983）、及びウェインマンら，アム・
ジェイ・ラディオル（Am.J.Radiol）V142,619頁（198
4）］。広範な医療的試験を行うためのキレートの第１
の配合剤は、グリース、ローゼンバーグ及びウェインマ
ンによる西ドイツ国特許出願（DE−0S 3129906 A1（198
1）］に従って、シェリング・エージー−ベーレックス
・イメージング（Schering AG−Berlex Imaging）によ
り開発された。これは、有機塩基Ｎ−メチル−Ｄ−グル
カミン（メグルミン）により安定化され、pH中和された
Gd−DTPAである。シェリング−ベーレックス剤は、アメ
リカ合衆国及び海外の選択された場所でフェーズIII医
療試験を近く完了する予定である。予備試験の結果は、
ほとんど全てのヒトの脳腫ようにおいて顕著な向上が得
られるということを示している［フェリックスら，プロ
ク・ソク・マグ・レス・、メド（Proc.Soc.Mag.Res.Me
d.）V2,831頁（1985）及びケィ・マラビラ（K.MaraVill
a），私的通信］。これらは、転移性癌、髄膜腫、グリ
オーム、アデノーマ、神経腫を包含する。腎臓腫ようも
充分に向上される［ラナイドら，プロク・ソク・マグ・
レス・メド（Proc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,877頁（198
5）、及びブラッシュら，アム・ジェイ・ラディオル（A
m.J.Radiol）V141,1019頁（1983）］。シェリング−ベ
ーレックス薬剤は、1987年に一般的医療用途のために入
手できるようになった。

その充分な緩和性及び毒性にもかかわらず、この薬剤
は、４つの大きな欠点を有する。

（１）Gdをキレート化すると、顕著にその緩和性が（1/
2の大きさ程度で）減少する。これが生じるのは、キレ
ート剤が、常磁性双極子の最強部分に一致するほとんど
全てのGdの内配位位置のほとんど全てを占めるからであ
る［ケーニッヒ（Koenig）ら，プロク・ソク・マグ・レ
ス・メド（Rroc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,833頁（198
5）、及びジェラルデス（Geraldes）ら，プロク・ソク
・マグ・レス・メド（Rroc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,860
頁（1985）］。

（２）Gd−DTPAジメグルミンは、全ての小常磁性金属キ
レートのように、プロトン画像形成のために医療的に使
用される、より高い高周波（通例15MHz）において、顕
著な緩和減少を示す［ジェラルデス（Geraldes）ら，プ
ロク・ソク・マグ・レス・メド（Rroc.Soc.Mag.Res.Me
d.）V2,860頁（1985）］。

（３）その低分子量のために、Gd−DTPAジメグルミン
は、血流から（20分間に1/2）及び組織障害（腫よう）
からも非常に急速に無くなる［ウェインマン（Weinma
n）ら，アム・ジェイ・ラディオル（Am.J.Radiol）V14
2,619頁（1984）］。これは、イメージングウインド−
（window）窓を（約30〜45分に）限定し、それぞれの注
入後の光学画像の数を（約２に）限定し、患者に必要な
投与量及びかなりの毒性を増加させる。

（４）Gd−DTPAの生体内分布は、体（脳に対して）の腫
よう及び感染の画像において、ある程度適している。こ
れは、その小さい分子寸法に原因する。静脈内に投与さ
れたGd−DTPAは、腫よう及び感染において濃度上昇する
が、正常組織の細胞外の水と急速に交替する。これは、
正常（疾病にかかっているものに対して）の脳の細胞外
水とのGd−DTPAの交替を部分的に制限する血液脳関門が
体器官には無い故に促進される。体器官においては、組
織の正常部位と疾病部位との間のGd−DTPAの濃度差が小
さく、従って、器官の正常部位と疾病部位との間の画像
コントラストが小さい。不相応量（＞90％）のGd−DTPA
も、腎臓において非常に急速に減退する［ウェインマン
（Weinman）ら、アム・ジェイ・ラディオル（Am.J.Radi
ol）V142,619頁（1984）］。体MRIにとって非常に興味
深いことは、腹部（特に肝臓、並びにひ臓、骨髄、結腸
及びすい臓）の腫ようを早期に発見し、進行の度合を診
断することである。

これら不利益を解消する試みにおいて３つの手法が行な
われている。

（１）別の、小キレート分子が試験されている。この分
子によってGdは水プロトンに対してより近付きやすくな
ったが、インビボでその毒性を制限するように充分な親
和性で金属とキレートを形成する。これらキレート剤の
最も有効なものは、DOTA、ポリアザマクロサイクリック
配位子、1,4,7,10−テトラアザシクロドデカン−N,N′,
N″−四酢酸［ジェラルデス（Geraldes）ら，プロク・
ソク・マグ・レス・メド（Rroc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,
860頁（1985）］。その緩和性は、広い範囲のラーマー
（Larmor）周波において、Gd−DTPAのものよりも約２倍
大きい。しかし、それは、フリーのGdよりも活性が少な
い。

（２）Gd及びGd−キレートは、高分子、主に蛋白、アル
ブミン［ブルマン（Bulman）ら，ヘルス・フィジクス
（Health Physics）V40,228頁（1981）、及びラウファ
ー（Lauffer）ら、マグ・レス・イメージングV3,11頁
（1985）］エイシアロフェチュイン（asialofetuin）
［ブルマン（Bulman）ら，ヘルス・フィジクスV40,228
頁（1981）］、及び免疫グロブリン［ラウファー（Lauf
fer）ら，マグ・レス・イメージングV3,11頁（1985）、
及びブラディ（Brady）ら，ソク・マグ・レス（Soc.Ma
g.Res.）,2nd Ann.Mtg.,ワークス・イン・プログレス，
カルフォルニア州サンフランシスコ（1983）］と化学的
に結合する。これは、分子タンブリング速度（回転相関
時間）を遅くすることによって、Gdの緩和性を増加させ
る［ラウファー（Lauffer）ら，マグ・レス・イメージ
ングV3,11頁（1985）］。これは、プロトンとGdとの間
のエネルギートランスファープロセスのカップリングを
改良する［ジェラルデス（Geraldes）ら，プロク・ソク
・マグ・レス・メド（Proc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,860
頁（1985）、ラウファー（Lauffer）ら，マグ・レス・
イメージングV3,11頁（1985）、及びブラウン（Brown）
ら，バイオケミストリィV16,3883頁（1977）］。緩和性
は、Gd−DTPAに対して（Gd1ミリモル濃度でのR1＝1/T1
値として比較した場合に）５〜10倍で、コントロール溶
液（生理食塩液）に対してT1において特定の減少を生じ
させるのに要するGdのモル濃度として比較して）2.5〜
5.0倍で増加する。

比較の後者の方法を採用する理由は、１）Gdのミリモル
濃度は決してインビボで達成されない。通常の画像向上
において達成される実際の組織濃度は20〜100ミリモル
のGdである;2）R1グラフの傾きは、異なった向上剤にお
いてしばしば非平行である；及び３）第２の方法によっ
て、薬剤を、化学活性比に従って、言い替えれば、T1
（又はT2）緩和時間での特定の減少率を生じさせるため
に要する濃度として、より通常の方法で比較することが
可能になるからである。R1データは、文献比較のために
後に記載するが、第２の方法は、好ましいと考えられ、
本出願において、以下に効能の内的比較のために使用さ
れるものである。NMR画像向上において使用するための
蛋白キャリヤに結合するDTPAの大きな欠点は、それぞれ
のアルブミン分子に対して５よりも多くのDTPA（及び従
ってGd）を安定に結合することが困難であるということ
である。［ブルマン（Bulman）ら，ヘルス・フィジクス
V40,228頁（1981）、及びラウファー（Lauffer）ら，マ
グ・レス・イメージングV3,11頁（1985）、及びナット
ウィチ（Hnatowich）ら,Int.J.Appl.Radiat.Isot.V33,3
27頁（1982）］。

かなり低い（分子量で標準化した）置換率が、免疫グロ
ブリン［ラウファー（Lauffer）ら，マグ・レス・イメ
ージングV3,11頁（1985）、及びブラディ（Brady）ら，
ソク・マグ・レス（Soc.Mag.Res.）,2nd Ann.Mtg.、ワ
ースス・イン・プログレス、カリフォルニア州サンフラ
ンシスコ（1983）］、及びフィブリノーゲン［ライン
（Layne）ら，ジェイ・ヌクル・メド（J.Nucl.Med.）V2
3,627頁（1982）］において報告されている。これが生
じるのは、アミド結合を形成するかなりの困難さ、カッ
プリングに供される典型的な蛋白上で露出するアミノ基
のかなり低い数、及び結合時の蛋白変性を最小限に抑え
るために必要とされる水性溶媒中に生じるDTPA無水物カ
ップリング基質のかなり急速な加水分解のためである
［ナットウィチ（Hnatowich）ら,Int,J.Appl.Radiat.Is
ot.V33,327頁（1982）、及びクレヤレック（Krejcare
k）ら,Biochem.Biophys.Res.Comm.,V77,581頁（197
7）］。これら副次的に最適の条件の全効果は、MR画像
に対するインビボにおける顕著な効果を達成するため
に、キャリヤ物質の非常に多量の投与量が必要とされる
ことである。この高い投与量において、キャリヤは、浸
透作用によって、被投与者の血液容の許容できない急性
の膨張をもたらす。実際、低い置換比のために、そのよ
うな蛋白／キレート剤／金属錯体の使用は、より感応性
（低投与量）の、放射線薬理用途に一般に限定されてい
る［ライン（Layne）ら,J.Nucl.Med.V23,627頁（198
2）］。

この低置換比を解消する試みが、非蛋白キャリヤ、セル
ロースにDTPAを接合することによって為されている［ブ
ルマン（Bulman）ら，ヘルス・フィジクス（Health Phy
sics）V40,228頁（1981）］。しかし、使用される化学
的方法は、キャリヤへの連続した副次的に最適なDTPAの
置換を生じさせており、DTPAへとキャリヤを結合させて
いるジアミノヘキシルスペーサー基へのCNBr−活性化ス
ルロースの（ジメチルホルムアミドにおける）有機溶媒
結合から生じる、報告された分子的凝集並びにセルロー
ス及び水溶性誘導体の非生物的分解によって、この種の
キャリヤ／結合体は、MR画像向上に要求される投与量で
の静脈投与において許容されないものとなる。

ポリマー造影剤による固形腫よう及び炎症性障害の画像
向上における非常に重要な考慮は、隣接疾病組織へのマ
イクロサーキュレーションからこれら剤を有効に排出さ
せるために、それらが、完全に水溶性でなければなら
ず、例えば分子間又は分子上の微細凝集により汚染され
ていてはならない。最適に腫ように接近及び位置するた
めには、そのような剤の分子量は一般に約2,000,000ダ
ルトン（分子直径約２〜3nm）よりも少ない、好ましく
は500,000ダルトン（分子直径約0.5〜1nm）よりも小さ
いことが必要になる［ジェイン（Jain）、バイオテクノ
ロジィ・プログレスV1、81頁（1985）］。このため、稀
に例外がある（以下の実施例６）が、粒状及び微細凝集
状の造影剤（これは、以下に記載するように、リポゾー
ム、コロイド、エマルジョン、粒子、微細球及び微細凝
集体を含んで成る。）は、ほとんどの固形腫よう及び炎
症性障害において充分に濃縮しない。静脈内投与する
と、これら超分子寸法の剤は、ａ）かなり短い時間（寸
法に応じて、25分〜24時間）で血流に初めに循環し、血
液プール（プラズマ隔室）の直接の画像向上を可能に
し;b）続いて細網組織（肝臓、ひ臓及び骨髄）の特定
（食）細胞によりにより無くなり、これら正常の組織の
選択的向上を可能にし、（疾病部位からの剤の排除に原
因して）これら組織内の障害を間接的な（負の）向上を
生じさせる。従って、胃腸管及び他の体腔へと配置させ
ることによって、これら粒状及び微細凝集状の剤は、こ
れら腔内での体液の直接の画像向上をもたらすことがで
き、これにより、内腔及び腔に侵入する塊状障害の輪郭
を描く。微細球及び微細凝集体の両方の寸法は、分子を
越えている。微細凝集状の剤は、電荷引力又は疎水性結
合作用によって、ａ）個々のポリマー分子の分子架橋、
またはｂ）予めには単一の（溶解性の）ポリマーの２次
的凝集のいずれかによって（意図的にまたは非意図的
に）調製できる。微細凝集状の剤は、約2,000,000ダル
トン（直径約２〜3nm）〜0.1μｍ（直径約100nm）の範
囲である微細球状の剤よりも小さい粒子寸法を有するの
で、微細球状の剤と区別される。微細凝集体が、微細球
よりも顕著に非能率的に低速度で、細網食細胞によって
無くなる。一般に、この性質によって、微細凝集体は、
医療的画像形成の通常の条件下で、肝臓、ひ臓及び骨髄
を可視化するためにはあまり好ましくない種類の剤とな
る。そのためには、迅速な後注入コントラスト向上が必
要となる。

（３）Gd−DTPAは、細網器官（肝臓、ひ臓及び骨髄）及
び場合により肺の画像を選択的に向上させるように、リ
ポソーム中に捕捉される［ブノコア（Buonocore）ら，
プロク・ソク・マグ・レス・メド（Proc.Soc.Mag.Res.M
ed.）V2,838頁（1985）］。肝臓のクリアランスは血流
からこれらの小さい（0.05〜0.1μｍ）粒子を自発的に
除去する食（Kupffer（クッペル））細胞により媒介さ
れる［ブノコア（Buonocore）ら，プロク・ソク・マグ
・レス・メド（Proc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,838頁（198
5）］。（３〜５μｍよりも大きい粒子は、肺毛細管中
での塞栓的捕捉のために肺中に選択的に位置する。）最
近の報告には、（画像形成なしにスペクトル的に測定さ
れるように）小寸法Gd−リポソームが、肝臓のT1に効果
的な減少を生じさせるということが示されている［ブノ
コア（Buonocore）ら，プロク・ソク・マグ・レス・メ
ド（Proc.Soc.Mag.Res.Med.）V2,838頁（1985）］。ま
た、不溶性Gd−DTPAコロイドが、インビボ条件でウサギ
肝臓のMR画像を向上させることが報告されている［ウォ
ルフ（Wolf）ら，ラジオグラフィックス（Radiographic
s）V4,66頁（1984）］。しかしながら,3つの大きな問題
は、これらデバイスの診断的用途を限定していると考え
られる。リポソームの多層脂質エンベロープは、Gd−DT
PAジメグルミンと等しいインビボ緩和性のために要求さ
れるGdのより高い投与量により評価されるように、これ
らキャリヤの中央の疎水性核への水プロトンの自由拡散
を妨げると考えられる［ブノコア（Buonocore）ら，プ
ロク・ソク・マグ・レス・メド（Proc.Soc.Mag.Res.Me
d.）V2,838頁（1985）］。これにより、それぞれのGd原
子の毒性が増加する。

より重要であるが、これら同様の脂質成分は、組織保持
を顕著に延長するように、標的器官の細胞膜とキャリヤ
を相互作用させる［グレイビル（Graybill）ら,J.Infec
t.Dis.v145,748頁（1982）、テイラー（Taylor）ら,Am.
Rev.Resp.Dis.V125,610頁（1982）、及びカバラ（G.Kab
ala），私的通信］。２つの逆の結果が生じる。第１
に、画像向上は、適時の状態で、ベースラインに戻らな
い。これは、急な疾病進行及び処置効果を評価するのに
必要になる短い期間（約１〜３週間）での再画像形成を
排除する。第２に、リポソームにより捕捉された顕著な
量のGd−DTPAは宿主細胞の膜へと直接に移動することが
ある［ブランク（Blank）ら，ヘルス・フィジクス（Hea
lth Physics）V39,913頁（1980）、及びチャン（Chan）
ら，プロク・ソク・マグ・レス・メド（Proc.Soc.Mag.R
es.Med.）V2,846頁（1985）］。これは、そのようなリ
ポソーム剤の細胞的保持及び毒性を増加させる。Gd毒性
の結果はまだ報告されていない。捕捉されたGdを有する
蛋白（アルブミン）微細球及びGdキレートは、調製され
ており、本出願人及びその他［サイニ（Saini）ら、プ
ロク・ソク・マグ・レス・メド（Proc.Soc.Mag.Res.Me
d.）V2,896頁（1985）］において測定されているごと
く、インビボにおいてT1緩和性に対して適度な効果のみ
を有する。Gd及び他の捕捉物質［ウィダー（Widder）
ら，キャンサー・レス（Cancer Res.）V40,3512頁（198
0）］の多くが初めにこれら球の内部に入り込み、球が
水和されるとともに非常にゆっくりと（数時間のt1/2
で）放出されるからである［ウィダー（Widder）ら，キ
ャンサー・レス（Cancer Res.）V40,3512頁（198
0）］。本出願人は、この現象が、それぞれのGd原子の
急性（30〜90分）の緩和性をGd−DTPAジメグルミンの約
1/10に顕著に減少させるということを発見した。従って
キャリヤ物質の量及びGdの毒性の両方が不必要に高いの
である。

不溶性の酸化ガドリニウム粒子のエマルジョンが、肝臓
での顕著な画像向上効果を伴って実験動物に注射されて
いる［バーネット（Burnett）ら，マグネチック・レス
・イメージング（Magnetic Res.Imaging）V3,65頁（198
5）］。しかし、これら粒子は、前出の物質のいずれよ
りもかなり高い毒性を有し、ヒトへの使用に適していな
い。実在するMR画像造影剤の顕著な不都合のために、本
出願人は、減少された毒性、腫よう及び器官吸収の増加
された選択性に加えて、血流画像を向上する高い能力を
有する、調合され、改良された、第２世代の原型の剤を
開発した。

NMR画像向上剤（これは、本願において、NMR造影剤又は
MR（magnetic resonance）造影剤とも呼ぶことがある）
に関係する本開発において示された利点の多くは、他の
領域に拡張可能でもある。例えば、空間的に局在化した
組織容における¹H，¹³C，¹⁹F，²³Na及び³¹P原子核の高
磁場NMR表面コイルスペクトロスコピィは、重要性を増
してきており、遺伝的及び代謝的障害；心筋梗塞及び代
謝；脳、肝臓及び腫よう代謝；薬物分布および代謝；血
流及び組織潅流測定の非侵入的な医療検査；並びに部位
的高体温における温度検査へと試験的に適用され始めて
いる。ガドリニウムおよび関連剤は、隣接NMR感応性原
子核のNMRスペクトルにおける特性変化を生じさせ得
る。これら変化は、放出ピーク位置、幅、強度、（強度
に影響する）緩和速度の調節を包含する。従って、この
ようなケミカルシフト緩和剤のスペクトルの変更は、器
官位置、組織隔室（血管外に対して血管内）、組織内で
の細胞種類、及び場合により薬及び疾病により変わる細
胞内の特定代謝経路に対して、NMR信号源を位置決めし
同定するために使用される。或る情況においても、放射
性同位的放出の体スキャニング又は超音波画像形成は、
内部構造の洞察を行う上で特に有用である。最も頻繁に
スキャニングされる放射性同位的放出は、γ粒子を放出
する放射性同位金属のものであるが、陽電子放出断層撮
影の試験的な医療における使用頻度が増加している。放
射性同位金属を投与する分子的製剤及び様式は、これら
放射性同位体の体内位置決め及び体での半減期に対して
重要性を有しており、これら超音波画像及び放出スキャ
ニングの診断における使用を増加させる可能性を有す
る。

本発明は、高割合のアミノまたはヒドロキシル基を有す
る親水性モノマー単位を有しており、天然物から誘導さ
れた又は合成された生分解性の水溶性ポリマーを含んで
成る画像向上剤又はスペクトルシフト剤を包含する。本
剤は、モノマー単位のアミノ、第４級アンモニウムもし
くは反応性窒素基；ヒドロキシル基；カルボキシル基；
スルフヒドリル基；スルフェートもしくはスルホニウム
基に結合した官能基を含んで成るキレート剤をも包含す
る。これらキレート剤は、生理的温度及びpHにおいて、
少なくとも約10⁸（典型的には＞10¹³）の二価又は三価
金属カチオン形成定数を有する。キレート剤のポリマー
（またはコポリマー）への結合は、化学的条件下におい
て、並びに完全に溶解性の（単一の）形態のキャリヤを
生成させかつ微細凝集体による顕著な汚染を防止する溶
媒中で行なわれる。キレート剤／モノマー単位のモル比
は、好ましくは約1/5〜約1/25である。キレート剤／モ
ノマー単位のモル比は、好ましくは約1/5〜約1/25であ
る。画像向上剤は、生分解され、中間代謝物、急速に排
出されるキレート、ポリマー、オリゴマー、モノマー、
又はこれらの組み合わせになる。これらの全ては、低毒
性を有しており、腎臓経路により圧倒的に無くなる。本
願において「低毒性」なる語句は、画像向上剤の通常の
投与量において、毒性効果をほとんど有しないことを意
味する。

これら画像向上剤は、誘導された磁気共鳴信号から生じ
た画像又はスペクトルを向上させるための常磁性の金
属、遷移元素又は稀土類イオンをも含んで成ってもよ
い。本願において規定するように、「金属イオン」なる
語句は、正に帯電したイオンを形成できるこれら物質の
いずれかを意味する。これら剤のポリマーの（又は微細
球。下記参照。）性質は、小金属キレートに比較して、
それぞれの常磁性金属イオンNMR能力を実質的に高める
ことにある。

γ又は陽電子粒子放出のスキャニングから生じる画像
は、本発明の画像向上剤が、γ、陽電子粒子を放出する
放射性同位金属、遷移金属又は稀土類イオン（又は前記
のものの酸化物）を含んで成る場合に、向上される。

超音波スキャニングから得られた画像は、本発明の画像
向上剤がかなり濃密な非放射性金属又は金属イオンの１
種を含んで成る場合に、高周波数音波の組織固有反射率
（速度）を変更することによって向上する。

これら溶解性画像向上剤の（直径100nmか又はそれより
も大きい）微細球への物理的転化は、胃腸管へ経口投与
によって、あるいは食細胞能力を有する器官（主に、肝
臓、ひ臓及び骨髄）へ静脈内投与によって、画像向上剤
の内的標的化を可能にする。

これら溶解性画像向上剤の微細凝集物（直径３〜100n
m）への別の転化は、食細胞的器官への内的標的化を可
能にもする。しかし、これは、微細球においてのものよ
りも実質的に充分ではなく急速ではない。

動物の内的構造の画像は、当業者に知られた種々の手段
によって得ることができる。画像形成の１つの一般的分
野において、マーカーを含有する金属、遷移金属及び稀
土類を使用される。これらマーカーは、その金属成分の
物理的性質のために、多くの手段によって形成された画
像の質を向上させる。

金属的な遷移元素及び稀土類マーカーが好都合に使用さ
れる画像形成手段は、磁気共鳴（MR）画像形成、超音波
画像形成並びにγ及び陽電子粒子放出スキャニングであ
る。本発明の好ましい態様の第１のものは、動物全体又
はその或る部位を画像形成する磁気共鳴（NMR）によっ
て形成される画像の向上である。磁気共鳴（MR）画像形
成及び核磁気共鳴（NMR）画像形成なる語句は、本願に
おいて等しい語句として使用する。

本発明は、生分解性親水性ポリマーマイクロキャリヤに
金属−又は常磁性金属−キレート錯体を捕捉する新規な
方法を包含する。第１に、キレートの多数は、長鎖デキ
ストラン（１−６結合した、可解性の、平均的に枝分か
れを有するぶどう糖のポリマー）などの親水性ポリマー
に化学的に結合する。これら、親水性ポリマーは、生分
解性であり、水溶性である。これらは、合成されてもよ
く、あるいは真核生物、原核生物、ハイブリッド生物又
は植物から誘導され、アミノ、ヒドロキシル又はスルフ
ェート基を有する親水性モノマー繰り返し単位を含んで
成る。これらは、カルボン酸、スルホニウム又はスルフ
ドリル基；又は第４級アンモニウムもしくは他の反応性
窒素基をも含んでよい。負に帯電した、天然の、繰り返
されるヒドロキシル又はスルフェート基は、共有的に結
合したキレート剤によって与えられた結合の安定性を越
えて、正に帯電したGdイオンの結合の安定化に役立つ。

本発明の画像向上剤は、ポリマーのモノマー単位のヒド
ロキシル、アミノ、第４級アンモニウム（又は他の窒素
官能基）、カルボニル、スルフヒドリル、スルホニウム
又はスルフェート基に結合した官能基を有するキレート
又はキレート剤を含んで成る。これらキレート剤は、ほ
乳動物の生理的pH及び温度において少なくとも約10⁸及
び典型的には少なくとも10¹³の二価又は三価金属カチオ
ン形成（安定）定数を有するとも規定される。

上記の全ての画像向上剤は、ほ乳動物によって、中間代
謝物もしくは排出可能なキレート、ポリマー、オリゴマ
ー、モノマーまたはこれらの組み合わせに生分解される
ことによって特徴づけられる。これらの全ては、低毒性
である。

上記の性質を有するキレート剤は、二価又は三価の金属
に対する親和性並びに上記２つの段落において示した１
種又はそれ以上の反応性基に結合する能力という２つの
基本的な性質を有する。これら自体が、ポリマーに結合
する。本発明の特に好ましいキレート剤は、EDTA（エチ
レンジアミン四酢酸）、DTPA（ジエチレントリアミン五
酢酸）、TTHA（トリエチレンテトラアミン六酢酸）及び
DOTA（1,4,7,10−テトラアザシクロドデカン−N,N′,
N″,N−四酢酸）を包含する。

本発明の特に好ましい画像向上剤は、デキストランポリ
マー及びDTPAキレート剤を含んで成る。結合の方法によ
って、完全に水溶性である、例えば、微細凝集を防止す
るポリマー−キレートが形成する（下記を参照）。この
特に好ましい剤は、ガドリニウムと組み合わせた場合
に、誘導磁気共鳴信号から生じた内部（インビボにおけ
る）画像を非常に効果的に向上させる。MRIにおいて使
用する他の元素（イオン）は、原子番号21〜29及び57〜
70のものを包含し、特に24〜29及び62〜69が好ましい。

本願で記載する画像向上剤のポリマーは、多糖類または
オリゴ糖類であることが好ましく、デキストランである
ことが最も好ましい。ポリアミノ物質、例えばＬ−リジ
ンは、使用可能であるが、生理的pHにおいて正味のポリ
マーの（密に配置された）正の帯電のために一般に好ま
しくない。しかし、考えられる状況において、この種の
ポリマーが好ましい。全ての場合において、本発明のポ
リマーは、生分解性であるべきである。本願において使
用する「生分解性」なる語句は、内的に存在するほ乳動
物の酵素又は状態によって、ポリマーが分解される、特
に排出可能な及び無毒性の形態に分解されることを意味
する。セルロースなどの非生分解性多糖類及びそのその
水溶性誘導体は、本発明において好ましくない。生体内
分解性とは、ほ乳動物の酵素又は状態によって、金属キ
レート剤をポリマーに又はコポリマーの交互モノマー単
位との間の化学結合の切断が生じることをも意味しても
よい。

寸法において、本発明のポリマーの分子量は、1,000〜
2,000,000ダルトンである。ほとんどの用途により好ま
しい寸法範囲は、約40,000ダルトン〜約75,000ダルトン
であり、この範囲は、ハイブリッド目標物が、それぞれ
のGdの緩和性を増幅し、初めに血管内にある剤の血管外
遊出を並びに腫よう及び炎症性障害における該剤の局在
化を可能にし、Gd:DTPA（ジメグルミン）などの低分子
量剤に比較してこれらポリマー剤の腎臓による排出を僅
かに〜適度に遅らせる又はそれ以外で変更するのに最適
であることが多い。

キレート剤の官能基は、共有結合によりポリマーのモノ
マー単位に結合していることが好ましいが、或る場合
に、強い非共有結合であってもよい。キレート剤のポリ
マーへの最も好ましい共有結合は、エステル結合であ
る。それが、形成容易であり、生物的に標的を定めるの
に適切な安定性を有し、並びに標的細胞及び体から金属
キレートを後（画像形成後）に無くならせる酵素による
切断に対して最適な許容性を有するからである。

キレート剤をキャリヤに対して結合するのに使用される
方法は、剤溶解性、従って、インビボにおけるこれら溶
解性ポリマーの許容性、性能及び生体内分布の観点から
非常に重要である。キレート剤対キャリヤの高置換比を
得るために、最も重要にはポリマー単一体を架橋を防止
する（微細凝集を防止する）ために、並びにキレート剤
結合を単純化し、剤費用を最小にし、及び後のインビボ
での生分解を促進するために、キレート剤基の結合は、
通常の側鎖配座において為される場合に、8.5よりも少
ない生理的pHで、所望分子寸法のキャリヤデキストラン
に、キレート剤の二無水物基質を水相カップリングさせ
る一段階法によって行なわれることが好ましい。約10,0
00〜20,000ダルトンよりも大きいキャリヤ寸法は、剤が
血管にほぼ独占的に初めに生体内分布することを限定す
る付加的な利点を与えるために好ましい［グロッテ（Gr
otte），アクタ・チルージカ・スカンダナヴィア（Acta
Chirurgica Scandanavia）V211（補遺）,5頁（195
6）］。これら特徴が必要となるのは、ａ）体の正常細
胞外液への剤の接近を最小限にし、従って、腫よう画像
形成に対する最大の選択性を与え、;b）（正常微細管に
対して腫よう中に存在する適度に大きくなった「孔」を
通過して移動するこの寸法範囲の完全に溶解性の（例え
ば、非凝集の）ポリマーの能力に原因して）腫よう及び
炎症性障害への剤の最大限の血管外遊出を可能にし；並
びにｃ）（血液隔壁から剤を除去することによって剤能
力を減少させ、剤を腫ように接近できないようにする）
細網食細胞によるクリアランスを最小にするためであ
る。これら方法論的考慮は、インビボにおける剤の有用
性、許容性及び能力を最大限にし；腎クリアランスを最
適化し；並びに体毒性を最小限にするために最も重要で
ある。

溶解性ポリマー剤の微細凝集体への物理的転化は、可能
であるが、好ましくはない。しかし、これは偶然に生じ
てもよい。また、次の化学的方法のいずれかにより意図
的に行なわれてもよい。ａ）非プロトン（有機）溶媒に
おけるキレート剤−キャリヤ結合を行う。これは、隣接
ポリマー分子の架橋（微細凝集）を促進する。キレート
剤の第２（未反応）無水物基の水による加水分解は、第
１無水物がデキストラン分子と反応した後において要求
されるほど急速には生じ得ないからである。あるいは
ｂ）溶解性（非凝集）形態のポリマー−キレート剤−金
属錯体を約8.5又はそれ以上のpHにさらす。これによ
り、静電的（電荷）効果に原因した微細凝集が形成し得
る。

本発明の画像向上剤の第２の好ましい物理的形態は、微
細球形態である。これら微細球の好ましい寸法範囲は、
約0.1μｍ〜約250μｍである。ガドリニウムイオンなど
の常磁性金属イオンを添加する前に又は後に、NMR画像
向上剤を微細球に形成してもよい。この微細球は、３μ
ｍよりも小さい直径で静脈内注射によりほ乳動物に投与
された場合に、肝臓、ひ臓及び骨髄などの器官により吸
収されることがわかっている。従って、これら器官の正
常組織成分は、例えば、誘導磁気共鳴信号から生じた改
良画像を選択的にかつ優先的に与えるようになる。器官
クリアランスの差に原因して、寸法0.1〜3.0μｍの微細
球が肝臓、ひ臓及び骨髄の画像向上に好ましく、寸法３
〜250μｍの微細球が肺の画像向上に好ましい。

本発明の別の重要な要旨は、ホルモン、ポリクロナール
抗体もしくはモノクロナール抗体などの蛋白に対して、
又は天然もしくは誘導抗体を二次的に結合する物質（例
えば、プロテインＡ、ビイチン又はアビジン）に対して
のキレート−ポリマー−画像向上剤自体の急速なカップ
リングを包含する。このカップリングは、例えば、多糖
類などの近隣糖ヒドロキシル基の過ヨウ素酸ナトリウム
酸化、並びに蛋白アミノ基との関連の安定な共有結合へ
の水素化ほう素ナトリウムによるシッフ塩基還元を包含
する。抗体の特定結合特性によって、複数的にキレート
結合した金属イオンと結合した場合に、目的の内部標的
内での多数の常磁性又は粒子放出イオンが特定に局在化
でき得る。従って、特定に局在したそれぞれの物質の信
号変調効果が大きく増幅され、抗体結合特異性、親和性
及び貧食が保護又は改良される。

本発明の画像向上剤は、超音波検知機によって並びにγ
及び陽電子粒子放射のスキャニングから形成される画像
を向上させるためにも使用できる。この使用において、
剤投与量を除いてNMR画像向上の一般則のほとんどが適
用される。大きな相違点は、キレートされた金属イオン
はそれぞれ、γ粒子を放出する放射性同位体、あるいは
伝播された又は反射された超音波の速度を変更する適切
な非放射性同位体の１種であることである。好ましい放
射性同位金属は、⁵¹クロム、⁶⁸ガリウム、¹¹¹インジウ
ム、テクネチウム（99m）、及びその酸化物を包含す
る。有用な超音波金属（イオン）は、原子番号20（カル
シウム）、25及び26（それぞれマンガン及び鉄）、好ま
しくは57〜70（稀土類）、並びに最も好ましくは64（ガ
ドリニウム）である。

本発明の一般的な目的は、画像向上剤の調製及び使用、
最も好ましくは、磁気共鳴により誘導される画像のため
のものを包含する。この画像向上剤は、水溶性の生分解
性ポリマーに結合したキレート剤を含んで成る。この剤
は、溶解性形態で又は微細球として使用することができ
る。水溶性形態において、画像向上剤は、動物に投与さ
れた場合に、循環血液及び腎臓内に主に分布し、特に分
子量20,000〜500,000の寸法において、腫よう及び炎症
性の部位において選択的に血管から出て、これら組織障
害に集中する能力をも有する。

小微細球形態において、画像向上剤は、動物に注射によ
り投与された場合に、肝臓、ひ臓及び骨髄によって優先
的に無くなり、これらに再分布される。経口投与時に、
微細球は、胃腸管の画像可視化のために胃腸管に導入さ
れる。後の小腸又は大腸での生分解の時に、好ましい金
属（例えば、ガドリニウム）は、内部的に吸収されない
不溶性酸化物を形成し、従って、無毒性である。

心臓又は脳血管などにおける血流画像の急な向上は、溶
解性ポリマー画像向上剤によって為され、微細球によっ
て更に充分に為される。

ポリマーの及び微細球のキレート剤における画像向上の
大きな利点は、限界近くで毒性である金属、特にガドリ
ニウムなどの常磁性金属に関して、必要な金属の量を更
に減少させ、簡単な（低分子量）キレート剤のみで達成
され得る毒性減少よりも多く毒性を減少させることであ
る。

かなり急速な生分解及び金属クリアランス時間、並びに
より短い再画像形成間隔は、他のポリマー及び粒状金属
キレート及び錯体に比較して本発明に包含される特に有
益な点である。

溶解性又は微細球形態の本発明の画像向上剤は、動物及
び患者投与のために容易に再調製される。この調製は、
蛋白ベースの微細球に使用される界面活性剤の超音波処
理の場合に比較して、簡単な渦型混合により行われる。

本発明の画像向上剤は、二価又は三価のマーカー金属イ
オンの投与を含む検知又は画像形成システムにおいて容
易に使用できる。適切な金属が、安定なキレート結合に
適合したpH（典型的には≧3.0〜3.5）でポリマー−キレ
ート錯体に添加されることのみを必要とし、あるいはポ
リマー−キレート錯体は、胃のより酸性（典型的にはpH
＝1.0〜2.0）の環境を通過する時に、キレート解離から
保護するように、熱安定化された又は種々に被覆された
微細球として調製されてもよい。

本発明の画像又はスペクトル向上剤は、満足な内部分離
能のために、より短い画像獲得時間を可能にする。より
短い画像獲得時間は、満足な内部画像を形成するのに一
般に適している。キレートしたマーカー及び全ての剤の
単位当たり、より大きな信号向上及び画像コントラスト
が得られるからである。

１種又はそれ以上の画像向上剤が付された受容体結合物
質、モノクロナール抗体、非ペプチド及びペプチドホル
モンが少数であっても多数のマーカー金属イオンを特定
に局在できる能力は、大きな診断上の利点及び将来の用
途と考えられる。

従って、高いコントラスト、障害（損傷）滞留時間（溶
解性ポリマー）並びに肝臓、ひ臓、及び骨髄滞留時間
（微細球）（小分子形態における数分間に対して数時
間）の適度な延長のために、本発明の画像向上剤の使用
によって、多くの連続画像が、剤の単一投与の後に、向
上したモードで得られる。

化学的な観点から、本発明の幾つかの利点は、以下のよ
うに要約できる。NMR画像向上剤がガドリニウムイオン
などの常磁性金属を含んで成る場合に、それぞれのガド
リニウムイオンは、隣接磁気核（例えば、プロトン）の
ための緩和性を増加させ、従って、より大きなT1信号向
上を与える。この増加された緩和性は、ポリマーGd、親
水性ポリマー（これは、完全に水和され、隣接常磁性核
（プロトン）の急速なオン／オフ結合（従って、緩和）
を可能にする。）のより遅い分子回転に原因して、増加
されたGdの双極子相関時間に関係する。最適な常磁性緩
和能力を得るために、スペーサー基が金属キレートとポ
リマーキャリヤの間で必要になることがない。しかし、
これは、他の目的で有益である場合に、使用してもよ
い。微細球を使用す場合に、小さい微細球寸法によっ
て、水和された磁性核が、キレートされた常磁性イオン
の実質的に全てに接近することが可能になる。

好ましいキレート剤／ポリマー組み合わせの化学的に規
定された性質によって、FDA認可の容易さ及び改良され
た薬剤調製のためのバッチ間の同様性が得られる。

或るデキストラン（分子量40,000〜70,000形態）、DTPA
及びGd（DTPAキレートとして）などの本発明の多くの好
ましい成分は、例えば、別個に予備試験を行なわれてお
り、最終のFDA認可を得ている。

非経口投与のために、これらの剤は、滅菌され、生理的
に均衡を保たれた水溶液（懸濁液）として、調製される
ことが好ましい。静脈内投与のための剤pHは、ａ）可溶
性ポリマー、微細球、又は予め調製された微細凝集体の
生体内分布及び局在化のために約6.0〜7.5;b）静電的凝
集による、キレート剤の溶解性ポリマーへの結合の後に
形成された微細凝集体の生体内分布及び局在のために、
8.5又はそれ以上である。あるいは、これら剤は、凍結
乾燥され、乾燥状態で供給され、投与直前に生理溶液に
される。胃腸管（経口又は直腸）投与のため、あるいは
体腔（例えば、ぼうこう、子宮、卵管、鼻洞又は脳室−
脳脊髄系）への注射のために、これら剤は、粘度及び浸
透圧を増加させる付加的な物質を含有する生理溶液（又
は懸濁液）として調製されてもよい。経口投与のために
は、剤は、胃の酸性pHに対して付加的な保護を与えるよ
うに、未被覆または被覆、小又は大錠剤として、標準的
な製薬方法により調製されてもよい。これにより、胃の
pHで典型的に生じる、キレートされた金属イオンの解放
は防止される。他の添加剤、例えば、香味剤及び着色剤
をも標準的製薬方法に従って加えてもよい。

非経口投与のためには、全活性剤（ポリマー／金属キレ
ート）の濃度は、0.1〜30％（重量／容量）、典型的に
は５〜25％、好ましくは20％であってよい。溶解性ポリ
マー及び微細球剤の投与量は、常磁性金属及び投与経路
に応じて変化する。以下の投与量は、静脈内投与のため
のものである。好ましい態様である溶解性Gd−DTPA−デ
キストラン70による腫よう画像向上において、投与量
は、体重１キログラム当たりGd0.01〜0.075ミリモルで
あり、典型的には１キログラム当たりGd0.03ミリモル又
はそれ以下において最適画像向上が得られる。好ましい
態様である微細球Gd−DTPA−デキストラン70による肝
臓、ひ臓及び／又は骨髄画像向上において、投与量は、
１キログラム当たりGd0.008〜0.05ミリモルであり、典
型的には１キログラム当たりGd0.01ミリモル又はそれ以
下において最適画像向上が得られる。心血管血液プール
における向上において、溶解性Gd−DTPA−デキストラン
70及び微細球Gd−DTPA−デキストラン70の最適投与量は
それぞれ、典型的には１キログラム当たりGd0.08及び0.
04又はそれ以下である。

以下に実施例は、本発明の好ましい態様とMR画像形成に
おけるそれらの使用を示すものである。これら実施例
は、以下の添付の請求の範囲において述べない限りにお
いて、本発明を限定するものではない。

実施例１ デキストラン70ト錯体形成した鉄及び低分子量鉄イオン
化合物（硝酸第二鉄及びフェリチン（Ferritin）−鉄）
のR1緩和性及び特定活性の比較 デキストラン−鉄酸化物としてのFe⁺³（鉄はデキストラ
ン中のヒドロキシル基にゆるく錯体形成している。）を
プロファデックス（Proferdex）（20％鉄、重量／重
量）（ファイソンズ・ファマシューティカルズ（Fisons
Pharmaceuticals））から得て、（ゆるく結合した鉄を
除去するため）大規模な透析の前後において、（IBM PC
20ミニスペクトロメーター、20MHzを使用して）インビ
トロにおいてNMR T1向上活性を試験した。この結果を、
硝酸第二鉄（Fe（NO₃）₃・9H₂O、シグマ・ケミカルズ製
（ミズーリィ州（MO）セントルイス））及び鉄フェリチ
ン（8.5％（w/w）で鉄により飽和したアポフェリチンと
して得た。）（ポリサイエンシズ・インク（Polyscienc
es,Inc.））の形態のFe⁺³と比較した。ここでFe⁺³は蛋
白に対して4,500:1までのモル比でアポ蛋白（apoprotei
n）のコア腔の内側に捕捉されるが、鉄イオンの回転相
関時間は蛋白に対する直接の結合によって長くならな
い。以下の第１表に、上記結果の多くを示す。

（水プロトンT1時間における50％減少を生じさせるFe⁺³
濃度に関する）より正確な方法によって評価したよう
に、鉄の高分子デキストランへのゆるい結合は、硝酸第
二鉄に対して2.21倍（42/19μg/ml）にFe⁺³の常磁性活
性比を増加させた。低Fe濃度は、Fe原子当たり、より高
い¹H緩和性を示す。デキストラン−鉄の増加したこのT1
向上能力は、大きなデキストランキャリアへの鉄の錯体
形成の、より遅い回転相関時間に原因している。フェリ
チン−Feは硝酸鉄よりも低い能力を有する（50％活性割
合＝0.42、42/100μg/mlに対応）。この減少された能力
は、T1緩和間隔の間に外部水プロトン交換のオン／オフ
速度を減少させる、アポフェリチン蛋白のコア腔での鉄
イオンの部分的隔離から生じる。この能力減少は、捕捉
蛋白の単分子膜によって与えられる全く最小の拡散性バ
リヤの条件下でさえも観測される。リポソーム及び安定
化されたアルブミン微細粒子内に補足された常磁性金属
において、上で報告され観測された緩和能力のより大き
い減少を確証する。

その高分子性を有するデキストラン鉄（「プロファデッ
クス」）で観測される能力 の顕著な向上は、それが静
脈内投与及び（初めに血管隔壁室内に）限定された生体
内分布のための適当な模範的T1造影剤であるかもしれな
いということを示唆するが、（鉄欠乏貧血症の処置のた
めの）広範な医療的試みは、（筋肉内投与に対する）静
脈内投与が全身的低血圧を生じさせることが多いことを
示している［フィジシアンズ・デスク・レファレンス
（Physicians Desk Reference）,1228頁（1986）］。こ
れは、MR画像向上に必要とされるように、数分間の間隔
で剤を投与するならば、特に真実のものになる。このイ
ンビボ毒性は、弱く錯体形成した鉄（酸化物）の急速な
解放から生じると考えられる。これを回避するために、
デキストラン−鉄が広範に透析され、全分子のNMR T1活
性比を50％濃度法により比較した（上記）。この方法に
よって、予め透析された鉄の約17.7％のみがデキストラ
ンキャリヤに錯体形成した状態で保たれる。この両方
は、インビボ毒性を示し、並びにデキストラン−鉄（及
び推断の結果、他のデキストラン−金属）酸化物錯体が
本発明の好ましい態様に何故なりそうにないかを示して
いる。これらデーターから、静脈内使用に好ましい態様
は、デキストラン−鉄酸化物錯体形成よりも顕著に高い
金属キレートの安定定数を有する共有的に結合したキレ
ート基を有するデキストランキャリヤを含んで成るよう
であることが明白である（以下の実施例を参照）。しか
し、デキストラン−鉄は、キャリヤからの鉄解放があま
り重要でない胃腸管及び他の非経口適用において非常に
有用である。

実施例２ DTPA−デキストランの調製 A.水性溶媒における結合 1.完全に溶解性の（凝集していない）ポリマー結合体の
調製及び保存 エケルマン（Eckelman）らの方法［ジェイ・ファルム・
サイ（J.Pharm.Sci.）V64,704−706（1975）］によって
調製されたDTPAの環状二無水物を、キャルバイオケム−
ベーリング・コープ（Calbiochem−Bering Corp.）から
高純度の状態で得た。環状二無水物6.0gを、（最大で）
pH7.0〜8.0の、HEPES緩衝剤115mg/100cc蒸留水を含んで
成る反応溶媒中でデキストランT70（平均MW、70,000ダ
ルトン、ファルマシア・ケミカルズ（Pharmacia Chedmi
cals））1.72gを滴下した。周囲温度で１時間にわたっ
て激しく撹拌しながら反応を行った。DTPA二無水物の各
分割的添加の後に、NaOHを使用してpH7.0〜8.0に再調節
した。pH5.5で蒸留水200容に対する透析により、結合し
ていないDTPAから、デキストラン−DTPA生成物を分離し
た。分子濾過にから評価したが、デキストラン−DTPA生
成物の97.8％が、100,000ダルトンよりも小さい分子量
を有しており、1.6％のみが、300,000ダルトンよりも大
きい分子量を有していた。透析したデキストラン−DTPA
希溶液を、３つの方法の１つにより５％〜20％（w/v）
に濃縮した:a）室温における強制の濾過空気蒸発（好ま
しい）;b）窒素加圧10,000MWカットオフ・フィルタ（ア
ミコン（Amicon）・コーポレイション）での保持；ある
いはｃ）凍結乾燥及び生理溶液での再調製。分子濾過
（上記）で評価したが、次の３つの方法のいずれにおい
ても平均分子量の顕著な増加は生じなかった。これは、
顕著な分子間凝集は３つの濃縮法のいずれによっても誘
導されないことを示している。初めの２つの方法（上記
ａ及びｂ）において、濃縮塩及び緩衝剤を必要に応じて
添加し、後の注射に生理的に許容される最終調剤とし
た。全ての場合において、デキストラン−DTPAの後の結
合凝集を防止するために、pHを8.0又はそれ以下（一般
に、6.5〜7.0）に維持した（この溶解性ポリマーからの
微細凝集体の意図的な調製については以下を参照）。

10cc蒸留水中の2.1gのGdCl₃・7.05H₂O（アルファ・ラボ
ラトリィーズ（Alfa Laboratories））の形態のガドリ
ニウムを、NaOHによりpH5.5に調節された蒸留水中の濃
縮デキストラン−DTPA結合体1.38gに添加した。10,000M
Wカットオフ・フィルタを使用する分子濾過によって、
未結合ガドリニウムをデキストラン−DTPAガドリニウム
錯体から除去した。フリーのガドリニウムは、キシレノ
ールオレンジを使用する標準コンプレキソメトリック
（complexometric）滴定によってモニターし［ライル
（Lyle）ら，タランタ（Talanta）V10,1177頁（196
3）］、各調製剤において最小にした。あるいは、好ま
しいことであるが、ポリマー結合能を予め測定してお
き、フリーのGd又はフリーのポリマーDTPAが生じないよ
うに、Gdの量を正確な化学量論に調節した。この標準コ
ンプレキソメトリック滴定は、有機マトリックスの酸化
的酸加水分解及び次の解放Gdの中和の後に、それぞれの
調製の全ガドリニウムを定量するためにも使用される。
389ぶどう糖単位当たり合計32のGd結合配位子のため
に、各12.2糖残基の１つは、活性DTPA配位子に結合して
いる（顕著に炊き誘導比は、顕著なキャリヤ架橋を形成
することなく、DTPA無水物の量を増加し、pH平衡による
反応pHに対するより連続的な制御を維持することによっ
て得られると予想される）。生理塩液中におけるインビ
トロT1緩和性、R1は、100/mM x秒）よりも大きい（IBM
PC20 ミニスペクトロメーター、IBMインスツルメンツ
（Instruments））。比較のために、GdC₁₃のR1は3.03/
（mM x秒）であった。溶解性Gd−DTPA−デキストランT7
0の浸透性は、蒸気圧法により求めた（ウェスカー（Wes
cor）モデル5100Bオスモメーター，ウェスカー・インス
ツルメンツ）が、生成物1kg当たり3590mOsm又はそれ以
下であった。最終の品質制御検査として、濃縮生成物Gd
−DTPA−デキストランをイオン化カルシウム分析器（オ
ライオン・バイオメディカル・インスツルメンツ（Orio
n Biomedical Instruments））により試験し、カルシウ
ム結合能は無視できることを確認した。これは、Gd結合
の化学量論に対する付加的な検査として、並びに静脈内
注射に続くリンパカルシウムの急な減少可能性を排除す
るための処置（これにより、心臓血管合併症及び破傷風
を防止する。）として、為される。

異なった分子量を有する２種の他の溶解性DTPA−デキス
トラン誘導体は、10,000MW（デキストランT10,ファーマ
シア・ケミカルズ）及び40,000MW（デキストランT40,フ
ァーマシア・ケミカルズ）の出発デキストランから合成
した。これら反応は、上記と同様の手順で行い、生成結
合体は、（キシレノールオレンジに対するGd＋EDTAコン
レキシオメトリック（comlexiometric）滴定により測定
した）化学量論的量でGdをキレートし、ａ）溶解性Gd−
DTPA−デキストランT10（MW＝11,000;R1＝4.24/mM x
秒））；及びｂ）Gd−DTPA−デキストランT40（MW＝43,
000）を形成した。

2.溶解性ポリマー結合体からの微細凝集体の調製 要すれば、最終pHが8.2又はそれ以上（好ましくは8.5〜
9.0）になるまで（0.02Mホスフェート緩衝剤＋0.15M Na
Cl中で少なくとも８％（w/v）の濃度で）生成物にNaOH
を加え、室温又は４℃で16〜48時間にわたって生成物を
保存することによって、溶解性Gd−DTPA−デキストラン
T70ポリマーから直接に微細凝集体（直径３〜100nm）を
調製した。イオン的電荷効果に基づいた微細凝集体、及
びこれらは、静脈内投与に続く細網器官への生物内分配
の観点で安定である。

A.非水性溶媒における結合体 初めの反応体をN,N−ジメチルホルムアミド中に懸濁さ
せる（好都合な温度安定性のために好ましい。）以外
は、上記を繰り返した。相応の結合を可能にすると予想
される第２の溶媒は、N,N−ジエチルアセトアミドであ
る。これは、代謝に対する２つの炭素断片の改良された
受容性、従って透析に続いて痕跡量の有機溶媒がDTPA−
デキストランで保持される場合のインビボでの減少され
た毒性、を含んで成る生物的な利点を有する。物質（デ
キストラン又はDTPA無水物）のいずれもがN,N−ジメチ
ルホルムアミドに対して充分に溶解性でないので、結合
の動力学は全く遅い（約12〜16時間）。同時に、本反応
のために、非常に純粋なビス−サイクリックDTPA無水物
（キャルバイオケム−ベーリング・コープ）44mgを、乾
燥N,N−ジメチルホルムアミド（ベイカー・ケミカルズ
（Baker Chemicals））1.5ccに懸濁させたデキストラン
T70（平均MW＝70,000ダルトン、ファーマシア・ケミカ
ルズ）20mgに添加し、結合体を超音波及び激しい撹拌に
より、４℃に冷却した状態でまたは冷却しない状態で
（この両温度は、等しい結果を与えた。）促進させた。
これら条件下で、DTPA結合化は急速に進み、15〜30分で
高台部分に達した。この時点で、NaOHを、ａ）（激しく
撹拌しながら及び音波刺激を加えながら）２倍過剰の水
で過剰の未反応DTPA二無水物を加水分解する直前に、結
合の完了時に粉末化したペレットの形態で；又はｂ）過
剰の未反応DTPA二無水物の加水分解と同時に水溶液の形
態で；加えた（この両者において同様の結果が得られ
た。）。pHに応じた微細凝集を最小にするために、NaOH
の量を注意深く調節し、水性混合物の形成時のpHを6.0
にした。この非水性方法は、Gd対デキストランT70の錯
体形成比を1.7倍増加させ、必要なDTPA二無水物を1.8倍
で減少させた。N,N−ジメチルホルムアミドにおいて調
製したように、各7.2糖残基の１つは、389ぶどう糖単位
当たり合計54Gd結合配位子のために、活性DTPA配位子に
結合した。生成物は、50/（mM x秒）よりも大きい生理
塩液中でのR1を有した。ａ）インビトロでの鏡検法及び
光スキャッタリングにより、又はｂ）インビボでの生体
内分配パターンにより、評価されるように、この有機
相、DTPA−デキストラン結合体の物理的状態は、適度に
〜強く優先的に微細凝集しており、直径0.1〜0.2μｍの
寸法範囲を有した。

前記と同量のDTPA無水物及びデキストランT70をジメチ
ルスルホキシドに別個に溶解し、個々の試薬が最大に溶
解した後にこれらを一緒にし、４℃又は22℃で（両方法
において同様の結果が得られた。）８〜18時間混合物を
攪拌し、pHを7.0に保ちながら蒸留水で（攪拌しなが
ら）結合体を徐々に水和することによって、同様の有機
相合成を行った。両方の方法によって、直径0.1〜0.2μ
ｍまでの寸法範囲の適度に〜強く微細凝集した物理的形
態を有する結合体が得られた（前記と同様にインビトロ
で評価した。）。

前記の水性相法に比較して、この有機溶媒合成で観測さ
れた物質節約及び誘導比における僅かな利点は、ａ）
（非プロトン溶媒中での第２群（group）無水物の非常
に遅い加水分解速度に原因した）有機層結合において生
じる（及びこれに典型的である）分子間架橋（微細共有
結合）；及びｂ）水プロトン交換速度の微細凝集体誘導
インピーダンスから明らかに生じる、減少したGd緩和
性；によって顕著に相殺される（実施例４参照）。これ
によって、静脈内投与に続く、生成物の生体内分配、ク
リアランス速度及び腫よう接近における顕著な不都合が
生じる（実施例３参照）。従って、有機相でない水性の
結合は、ポリマー静脈内造影剤を合成する好ましい方法
である。有機相合成によって、完全に溶解性の（未架橋
の）生成物が形成しないからである。この特徴は、医学
的有用性及び調節許容性において重要である。

C.DTPA−デキストランの一般的特徴 デキストラン−DTPA、特にガドリニウムを使用したもの
を、種々の条件下で及び種々のバッチの異なったデキス
トランによって製造した。それぞれのバッチを凍結乾燥
し、室温で保存した場合に、１年以上にわたって22℃で
安定であることがわかった。これら剤の生理溶液は、同
等に安定であり、４℃で１年後にフリーのGdを解放する
ことがなかった。分子量10,000、40,000及び70,000を持
つ特定バッチのデキストラン−DTPA画像向上剤を調製し
たが、この方法は、少なくとも1,000〜2,000,000の分子
量範囲において使用できる。水性及び非水性の結合体に
おいて観測された高誘導比は、蛋白の第１アミンへの結
合において形成されるアミド結合に対するエステル結合
形成の増加された容易性から生じている（発明の背景を
参照）。エステル結合は、初期の標的化並びにキャリヤ
分子のものに相当する組織及び細胞吸収を可能にするよ
うに充分に安定であるが、これら結合は、ペプチド結合
よりもホスト細胞及びリンパにおいて急速に生分解され
もする。これは、局在キャリヤからGd−DTPAをより速く
分解させる、従って、初期局在化した（捕捉された）こ
れら部位から速く解放させ、腎臓排出により体からGd−
DTPAを急速にかつ完全に消失させることによって、毒性
を低減する（実施例３参照）。デキストラン高分子の増
加された回転相関時間及びその親水性（これは、水プロ
トンの急速なオン／オフ結合を可能にする。）は、水性
結合体（水溶性）においては4.5倍に、非水性結合体
（微細凝集体）においては2.2倍に、それぞれのGdの常
磁性効果（比活性）を増幅する（実施例４の表を参
照）。（生理的pHにおいて僅かにイオン化している）ぶ
どう糖残基のヒドロキシル基の正味の負帯電は、静電的
効果によるGd⁺³結合の安定化に役立ち、従って、Gd安定
性定数を10¹⁷以上に増加させる。これら性質の組み合わ
せによって、Gdの投与量、インビボ生体内交換及び毒性
は実質的に減少する。高い誘導比（Gd−DTPA対デキスト
ラン）はインビボMR画像向上に必要になるキャリヤ物質
量を最小にもする。これは、許容できない急性のプラス
マ体積膨張を生じさせることなく、MRI投与量の急な静
脈内注射を可能にするレベルにまで全浸透性を減少させ
る。

実施例３ 画像向上剤のインビボ薬物動態及び生体内分配 A.溶解性の剤 実施例１で記載した、溶解性の78,000MWデキストラン−
DTPAガドリニウムキレート（水性溶媒法）をマウス又は
ラットに直接に注射した。25〜250mg/kgの通常の投与量
で、ラットにおいて、キレートしたGdは、放射性同位
¹⁵³Gdにより評価して、約50及び180分のt1/2を有する２
つの主要成分を有する血液クリアランスを有している。
これは、Gd−DTPAに比較して、MR画像形成ウィンドウに
おける３倍までの増加を与える。1,000〜2,000,000ダル
トンの範囲内の種々の分子量を有する生体適合性の炭水
化物キャリヤへDTPAをカップリングするための適応性が
存在した。70,000ダルトンよりも短い（例えば、1,500
〜40,000ダルトンの）鎖長を使用することによって、ク
リアランス時間はGd−DTPAのそれに向かって、短くなり
得た。これは、腫よう及び炎症性障害（損傷）に遊出す
るという造影剤性質を僅かに増加させもする。別のモノ
−、ジ−、オリゴ−及びポリ−糖類は、α、β及びγシ
クロデキストリン、ポリ−シクロデキストリン、ぶどう
糖、グリコーゲン、マルトース、デンプン（及びその誘
導体、例えば、ヒドロキシエチル、カルボキシメチル、
及びアミノエチル−）血液型オリゴ糖類及びその誘導体
アミン、ムコ多糖類及びそのオリゴマー、ヘパリン、ヘ
パラン、ヘパラン−SO₄、コンドロイチン（chondroiti
n）−SO₄、デルマタン（dermatan）−SO₄及び関連の天
然及び合成、水溶性ポリ炭水化物及びその誘導体を包含
する。

マウスにおいて、¹⁵³Gd−DTPA−デキストラン70におけ
るGdの血液クリアランスは、（前記）ラットで観測され
た（t1/2）時間の1/2〜1/3で生じる。ラットにおけるク
リアランスは、ヒトでのクリアランスを予言するもので
はあるが、マウスにおけるこの促進されたクリアランス
は、以下のごとく、インビボ能力（T1緩和及びMR画像形
成モードの両方において）を包含する以下の実施例の幾
つかにとって、重要な関係を有する。第１に、一定時間
間隔（例えば、注射後30分で）でのこれらNMR変化の比
較によって、溶解性ポリマーがマウスにおいてよりもラ
ットにおいて高い（腫よう画像形成）能力を有すると考
えられる。しかし、等しい血液レベルの時間において比
較した場合に、これら２種の動物は等しい結果を与え
る。第２に、溶解性ポリマーを（同様の溶解性ポリマー
から形成された）微細球製剤と、例えば注射後30分で、
比較した場合に、微細球製剤は、（腫ようを向上させる
ことにおいて）溶解性ポリマーよりも（肝臓を向上させ
ることにおいて）高い能力を有すると考えられる。肝臓
から微細球クリアランスは、典型的な腫ようからの溶解
性ポリマーよりもより遅く（以下を参照。）大きさの順
序を生じさせるからである。しかし、短い注射後間隔
（マウスにおいて20分、ラットにおいて30〜45分）でモ
ニターした場合に、溶解性ポリマーは能力において微細
球と実際に非常に似ている。

B.微細球剤 ラット及びマウスの両方において、Gd−DTPA−デキスト
ラン微細球（直径0.1〜0.5μｍ）におけるGdの血液クリ
アランスのt1/2は、約15〜20分であった（新しく切取っ
た器官におけるNMR T1変化により評価）。ラットにおい
て、この微細球Gdの約50％は、腎臓により約２時間以内
に消失した（同方法）。初期の研究（放射性同位¹⁵³Gd
及びNMR T1法の両方を使用。）は、肝臓中に２時間を越
えて捕捉される微細球Gdの残留物が５〜６日のt1/2で消
失されることを示す。この遅いクリアランスは、胃腸
（大部分）及び腎臓（小部分）経路の両方によって生
じ、デキストラン70そのものの肝臓クリアランスの速度
に匹敵する。

C.微細凝集している剤 マウスにおいて、Gd−DTPA−デキストラン微細凝集体
（直径３〜100nm）におけるGdの血液クリアランスは、
その寸法に依存して（寸法が小さくなるとt1/2が増加す
る、¹⁵³Gd法）60〜240分の間であった。生体内分配も寸
法に応じて変化したが、典型的には、剤の40％〜75％が
肝臓によって消失された。最大肝臓レベルは、注射後24
時間で生じた。後の肝臓クリアランスは、５〜６日のt1
/2で生じた（同法）。

D.溶解性及び微細凝集Gd−DTPA−デキストランの生体内
分配の比較 以下の表は、ヒト（BRO）メラノーマ腫ようを発生させ
たスイス（Swiss）ヌードマウスに、溶解性ポリマー及
び微細凝集体として、痕跡投与量で¹⁵³Gd−DTPA−デキ
ストランT70の注射後33分において得られた典型的な生
体内分配を示す。

Gdの器官濃度（μＭ）器官 溶解性の剤 微細凝集した剤 肝臓 3.3 142.0 注） 腫よう（最大） 6.8 3.8 肝臓 18.7 16.2 注）これら微細凝集体の肝臓での隔離は、長時間連続し
て増加し、約24時間で33分値の150％でピークに達する
（この遅れた増加は溶解性の剤において観測されな
い。）。

微細凝集した剤において、腫よう濃度は、ａ）肝臓によ
る強い競争的吸収;b）腫ようの毛管状「孔」のより小さ
い寸法に原因して超分子の凝集体が腫ように接近できな
いことに原因して絶対的に減少した。

実施例４ 微細球の製造及び使用 最近発行のサイエンス（V227,182頁（1985））において
本出願人により報告された方法を変更して、実施例２の
溶解性ポリマーを、非常に小さい（0.1〜0.5μｍ）の親
水性微細球として再調製した。要するに、この方法は、
綿種油などの油注でデキストラン−DTPA−Gd錯体を乳化
することまず包含する。乳化された錯体を音波刺激（so
nicate）し、小さい微細球を製造した。この油を揮発性
有機溶媒（エーテル又はヘキサン）で抽出し、微細球を
凍結乾燥した。前記で述べたリポソーム及びコロイドと
は対照的に、これらの新しい、非常に小さい親水性微細
球は、球マトリックス全体にわたって全てのGdへの水プ
ロトンのほぼ完全な接近及び急速な交換を可能にする。
生理塩液における微細球のR1は、90/（mM x秒）よりも
大きい。従って、微細球−Gdとポリマー−Gdはほぼ等し
いインビトロでのT1活性を有する。これは、高分子カッ
プリングによって形成された、Gd緩和性の増加が高分子
量≧65,000ダルトンで高台に達するという報告された発
見に合致する（ラウファーら，マグ・レス・イメージン
グV3,11頁（1985））。従って、溶解性ポリマーよりも
遅い微細球の回転によっては、微細球Gdの緩和性が溶解
性高分子Gdに対してより大きく改良されとは予想されな
い（流動条件での可能性を除く、以下の実施例８を参
照）。

静脈内注射において、微細球は、マウス及びラットの肝
臓、ひ臓及び骨髄により（約15分のt1/2で）自発的に
（初めに捕捉され）消失される。30分のt1/2で溶解性ポ
リマーに、制御された溶解を行う。これにより、前記器
官のNMR画像は選択的に向上する。最適T1減少は、Gdの
注射投与量（0.01〜0.02ミリモル/kg）を使用するマウ
スの肝臓において得られた。これは、医療画像形成にお
ける標準造影向上のために通常に使用される投与量（Gd
−DTPA、0.10〜0.30ミリモル/kg）よりも低い。後者の
剤は、通常の30分画像形成間隔で肝臓T1の最小変化を与
える。

ラット研究において、肝臓画像の向上は、Gd−DTPAに必
要であるものよりも10〜27倍低い微細球投与量で達成さ
れる。この顕著な投与量の利点は、次の４つの設計特徴
の組み合わせ効果によって生じる：微細球−Gdの増加し
た回転相関時間、親水性マトリックスへの水プロトンの
改良された浸透及びGD（付近の）への急速なオン／オフ
結合、微細球の極端に小さい直径、並びに標的器官によ
る微細球の選択的吸収。結果的に、これら微細球は、報
告されたいずれかの製剤の最低投与量（0.007ミリモル/
kg程度にまで）でインビボで有効である。

以下の表に、前記結果の多くを示す。

注１）低いガドリニウム濃度は、1Gd原子当たりより高
い¹H緩和性を示す。T1のより高い比活性比は、１ガドリ
ニウム原子当たり得られたMR信号強度における増加（及
びインビボで得られた増加画像強度）に対応する。

注２）これら線は、比を作成した関係を示す。

実施例５ 正常組織：肝臓、ひ臓及び骨髄のインビボNMR向上 スプラーグ・ダウレー（Sprague−Dawley）ラットにつ
いて、0.35−テスラ、ダイアソニックス（Diasonics）
医療MR画像形成システム及び30cmrfコイルを使用して、
画像形成を行った。３つの医療的に関連したパルス・シ
ークェンスを使用した:1）0.5秒のTRを伴ったスピン−
エコー（T1を加重した画像のため）、２）インバージョ
ン・リカバリィ（IR）（T1を加重した画像のために）、
３）2.0秒のTRを伴ったスピン−エコー（T2を加重した
画像のため）。ダイアソニックス・ソフトウェアを使用
して、造影剤注射前後の面積平均組織強度を計算した。
デュアル・パルス・シークェンス（0.5及び1.5秒あるい
は1.0及び2.0秒のTRを伴うスピン−エコー）をも使用し
てインビボT1緩和時間を計算した。画像形成の完了に際
して、肝臓、ひ臓及び腎臓を切取り、IBM PC20ミニスペ
クトロメーターを使用してそれらのT1（IR）及びT2（Ca
rr−Purcell−Meiboom−Gill）緩和時間を37℃で求め
た。

これらインビトロの実験において、予め注射したコント
ロールに代えて、注射しないラットを使用した。

２種の造影剤を、等インビトロ投与量で比較した:1）G
d:DTPAジメグルミン（0.3ミリモル/kg:Schering AG）、
及び２）No.2からの出願人により調整された0.1〜0.5μ
ｍ親水性Gd:DTPA−デキストラン微細球（0.009ミリモル
/kg）（これはインビトロでGd:DTPAジメグルミンの4.1
倍のインビトロを能力を有した）。造影後の画像は、造
影剤の静脈内（i.v.）投与の直後に開始し、その後に数
時間にわたって続けることにより連続的に得た。注射後
30分での、３種の向上剤は、画像T1値を以下のように減
少させた： T1減少（％） （後30分対前） 肝臓 腎臓 Gd:DTPAジメグルミン 24.6 55.7 Gd:DTPA−デキストラン微細球 54.4 26.0 画像強度は、T1緩和時間減少に反比例して増加した（向
上した）。T1変化の器官パターン（上記の表）は、Gd:D
TPAジメグルミン（これは、腎臓において逆に集中され
ている。）でなく、Gd:微細球の選択的肝臓吸収を示
す。Gd:微細球による肝臓向上は、Gd:DTPA微細球の後に
2.5時間変化しなかったが、Gd:DTPAジメグルミンではそ
うではなかった（後者の剤において、全ての肝臓向上は
50分後に失われた）。従って、肝臓の最適選択的向上
は、Gd:DTPAジメグルミン剤に必要になるよりも10〜20
倍低いGd投与量でのGd:DTPAデキストラン微細球により
得られた。これらGd微細球は、画像向上時間を数分から
数時間に延長もした。（Gd:DTPAジメグルミンでなく）G
d微細球により得られる動物の注射後の画像において、
視覚的に検査したが、骨髄に対応する画像画素はかなり
向上した。しかし、それぞれのラット骨に相当する画素
数は非常に少なくて、これらの変化を数値的に評価でき
なかった。ラットのひ臓は、寸法的に非常に小さくかつ
肝臓に接近しているので画像形成できなかった。しかし
新しく切取った器官のインビトロT1変化は、ひ臓が肝臓
のものに比例して向上したT1を有することを示していた
（次の段落を参照）。ひ臓からの投与前のT1を、剤投与
後35分でのT1と比較した。

新しく切取った器官の（IBM PC20ミニスペクトロメータ
ーで測定した）T1及びT2緩和時間は、画像形成体から得
られるそれらに比例して減少した。T1変化は、T2時間変
化を均一に越えていた。特に、ラットひ臓における標準
化インビトロT1変化は以下の通りであった。

ひ臓のT1減少（％） （後35分対前） 1.Gd:DTPAジメグルミン 14.4 2.Gd:DTPA−デキストラン微細球 61.2 従って、インビボとインビトロ分析を組み合わせた結果
は、Gd:DTPA−デキストラン微細球が、MR画像及び／又
は予定の標的器官（肝臓、骨髄及びひ臓）におけるT1緩
和の顕著に改良された向上を与えることを示した。

実施例６ 初期肝腫瘍（ヘパトーム）のインビボNMR画像向上 直接ニードル−パンクチュア（needle−puncture）法を
使用して、7777−種先天性移植可能転位性モリス・ヘパ
トームを650gのバッファロー（Buffalo）・ラットの肝
臓右葉に直接注射した。２〜３週間後、局部腫瘍は、平
均0.5および1.0cmの直径に達した。次に、Gd−DTPAまた
は微細球Gd−DTPAの静脈注射の前後でラットを撮像し
た。MR撮像は、（上述の）ダイナソニックス臨床MRIシ
ステムで0.35テスラで30cmrfコイルで行なった。ポスト
−コントラスト画像が注射直後から連続的に得られ始
め、その後数時間続いた。

Gd:DTPAデキストラン微細球は、周囲の正常な肝臓およ
びラットの他のすべての器官に対して、（目視検査によ
る）腫瘍の選択的な画像向上を示した。腫瘍の画像向上
は、T1モード（0.5および1.0秒のTRによるスピン−エコ
ー；およびインバージョン・リカバリー）において最高
であり、T2モード（２秒のTRによるスピン−エコー）に
おいても観測された。腫瘍の映像向上は、注射後25分で
強くなり、注射後の2.5時間の撮像時間にわたり変化し
ないままで存続した。Gd:DTPA−デキストラン微細球
（0.011ミリモル/kg）により、Gd:DTPAジメグルミン
（0.1ミリモル/kg）の場合の強度に匹敵する画像向上が
得られた。

これらの２つの剤の大きな差異は、投与量（Gd−微細球
は、腫瘍縁と隣接正常肝臓との間の分界（コントラス
ト）を向上させることによって、より均一な画像向上を
示した。）、およびコントラストの持続性（Gd:DTPA−
ジメグルミンのコントラストは、注射後1.5時間までに
相当減少した。）であった。腫瘍組織の体積が小さくか
つ腫瘍が不均一であるので、腫瘍画像強度による増加の
インビボ定量は困難であった。しかしながら、2.5時間
における切除腫瘍および肝臓について行なったインビト
ロT1測定により、以下のように、インビボで観察された
全体的な腫瘍画像向上を確認した： インビトロバッファロー・ラット組織 T1（ミリ秒） 腫瘍（ヘパトーム） 隣接正常肝臓 注射前 782 330 注射後（2.5時間） 530 320 注射後の腫瘍組織のT2緩和の減少割合はT1で得られた場
合の約2/3であった。画像向上の結果は、周囲の正常な
肝臓および他の腹部器官に対して腫瘍画像を際立たせる
ことであった。

実施例７ GD:DTPA−デキストラン微細球注射後の非肝臓腫瘍（RIF
肉腫）のインビトロNMR・T1緩和評価 周囲の正常肝臓および他の器官により吸収されずに初期
肝腫瘍（ヘパトーム）により選択的に吸収されること
は、7777ヘパトーム種については予想されなかったが、
再現性があった。微細球−Gd吸収に応答する食細胞のそ
のような腫瘍は一般に存在しないので、この偶然の結果
は、大部分の腫瘍に対して典型的であると思われる。こ
のことは、先天性移植可能RIF肉腫をC3Hマウスの足に注
射し、腫瘍を直径1cmに成長させて、次に、マウスにGd:
DTPA−デキストラン微細球を上記と同様の投与量で静脈
注射することにより試験した。注射の前と後（45分）に
腫瘍、肝臓および腎臓を切除して、T1緩和時間に対する
Gd−微細球の効果をIBM PC20ミニスペクトロメーター
（Minispectrometer）で試験した。その結果を以下に示
す。

器官／組織 対照T1（ミリ秒） 減少％−注射後 腫瘍 804 3.9 肝臓 370 20.5 腎臓 434 7.9 これらの後者の腫瘍は、肝部位ではなく局所にあるが、
この結果は、肝臓を侵す非初期肝腫瘍の通常の場合につ
いては、腫瘍組織は、予想されるように選択的に微細球
−Gdを排除し、周囲の正常な肝臓は、相対的に微細球剤
を濃縮し、前のヘパトームの場合に観察された場合とは
逆パターンで向上したコントラストをもたらし、即ち、
相対的により暗い腫瘍により囲まれた正常な肝臓を際立
たせることを強く示す。

肝臓の病巣（ならびに脾臓および骨髄の病巣）に対する
画像向上剤としてのGd:DTPA−デキストラン微細球の利
点には、以下のようなものが包含される： 1.より小さい（可能性としてはmmの）寸法の病巣の検
知； 2.外科分野の評価のための腫瘍縁の向上した分界； 3.連続的なMR撮像を行なうための長い画像向上（何時間
もの）期間および各画像に必要な時間の短縮； 4.肝臓に特定の常磁性画像向上剤により生じ得る毒性を
最小にする最も少ないGd量（0.024ミリモル/kgに対して
0.007ミリモル/kg）の投与。

実施例８ Gd:DTPA−デキストラン溶解性ポリマーのインビボ注射
後の非−肝腫瘍（RIF肉腫）のインビトロNMR T1緩和評
価 1cmの移植可能先天性RIF肉腫を足に有するC3Hマウス
（上記実施例参照）に、0.09ミリモル/kgのGd投与量でG
d:DTPA−デキストランを２つの溶解性ポリマー形態で静
脈注射した。腫瘍、肝臓および腎臓を注射前および注射
後60〜75分で切除して、局在するGdの効果について、IB
M PC20ミニスペクトロメーターで器官および腫瘍のT1緩
和時間を測定した。

器官／組織 ポリマー分子量 対照T1 減少％ （/1000） （ミリ秒） 注射後 1.腫瘍 70 804 15.7 10 〃 3.2 2.肝臓 70 370 0.6 10 〃 −7.7 3.腎臓 70 434 39.7 10 〃 21.2 この結果は、RIFのような非初期肝腫瘍について予測さ
れるように、Gd:DTPA−デキストランのより大きい（分
子量70000）溶解性ポリマー形態は、Gd−微細球剤につ
いて上記に実証した場合に対して、腫瘍および肝臓によ
る吸収の逆パターンを提供することを示す。（このパタ
ーンは、比較的急速な腎臓のクリアランスのために、分
子量10000のポリマーの場合では見られない（上記の表
を参照）。）RIF腫瘍はが、マウスの足ではなくて肝臓
で成長するなら、肝臓内RIF腫瘍による分子量70000の溶
解性Gd−デキストランポリマーの選択的吸収は、腫瘍が
際立った画像および周囲の正常肝臓において変わらない
画像強度（肝臓ヘパトームのGd−微細球画像向上につい
て先に示した場合と同程度の向上した画像コントラスト
のパターン）を提供すると予測される。

実施例９ 心臓内の微分流に基づく血液の向上したNMR画像 静脈内に入れた微細球が、注射後20分までの時間におい
てラットの心臓のT1加重血液流画像（ゲーティングせ
ず、５分画像）を向上させることを示す検討を行った。
Gd:DTPA−デキストラン微細球（0.3ミリモルGd−kgで）
を時刻ゼロにおいて、スプラグー−ダウレイ（（Spragu
e−Dawley）・ラットに静脈注射して、直ちにおよび連
続的に５分×４で撮像した（スピン−エコー、マルチ−
エコー、TR＝0.5および1.5）。通常の流動条件下におい
て、画像向上の効果は、心内膜表面に隣接したより遅く
流れている血液の部分において最も顕著であった。しか
しながら、（時間ゼロにおいてポリカチオン系ポリマー
を一緒に注射することにより生じる）一般的に遅い流れ
条件下では、心臓の室のすべての部分は、向上したＴ−
１加重血液画像を示した。

同等のGd投与量で注射された溶解性Gd:DTPA−デキスト
ランポリマーは、同様ではあるが、わずかに弱い画像向
上性を示した。流動条件下における微細球の優秀な性能
は、乱流に関する要因が、分子キャリヤーよりも粒子に
より、より小さい分子よりもより大きい分子により効果
的に克服されるということを示している。この解釈は、
非常に小さい分子量の向上剤、Gd−DTPA（ジメグルミ
ン）は、殆ど完全に効果を示さないという知見により支
持される。直接心臓に注入して、心臓のゲーティング
（gating）をして直ちに撮像した場合でも、この効果が
ないことは真実である（アール・ペショック（R.Peshoc
k）の未発表研究）。従って、２種の新規造影剤は、臨
床用MR心臓撮像の可能な方法により血液流画像の不可能
であった向上を提供するに十分に有効な唯一の薬剤であ
ると考えられる。

実施例10 毒性 A.溶解性Gd−DTPA−デキストランT70 静脈注射したGd−DTPA−デキストランT70のCBAマウスに
よるLD₅₀は、12.3g/Kgであった。これは、天然デキスト
ランのLD₅₀と同じであり、デキストラン・キャリヤーの
急性の浸透効果に由来する。使用した調剤に対して、こ
の全投与量は、2.26ミリモル−Gd/Kgに相当した。毒性
量／有効量比は、90（＝2.26/0.025ミリモル−Gd/Kg）
であった。また、Gd−DTPA−デキストランT70のLD
₅₀は、GdCl₃のLD₅₀の５倍であった。これは、キレート
化Gdのインビボ解放（生体交換）が無視できる程度であ
ることを示す。

有効MRI量の５倍を供給した後の組織学的評価では、相
当な急性または亜急性肝毒性もしくは腎毒性は観察され
なかった。すべてのマウスは正常に活動的なままであ
り、また通常量の水を飲んで食べ、注射をしなかった同
腹子と同じ割合で体重が増えた。

B.微細球Gd−DTPA−デキストランT70 毒性試験では、Gd−DTPA−デキストラン微細球のLD
₂₀は、＞1250mg/kgであった。これを正しい釣り合いで
解釈すると、画像向上は、使用する調剤に応じて、LD₂₀
の1/5〜1/11以下で実施される。また、（CBAマウスにお
ける）MR分光検査および（スプラグー−ダウレイおよび
バッファロー・ラットの）MR撮像後に切除された主器官
の組織学的評価は、急性（30〜60分）毒性が無いことを
示した。

CBAマウスについて、撮像法において標準的に使用する
量の約2.5倍の量（250mg/kg;0.06ミリモル−Gd/kg）でG
d:DTPA−デキストラン微細球を時刻ゼロにおいて注射し
て、予備亜急性毒性の検討を行った。この後に、肝酵
素、血清グルタミン酸−オキザロ酢酸トランスアミナー
ゼ（SGOT）が少し上昇（２倍またはそれ以下）し、この
上昇は３〜４日で正常時の上限値の140％で最高にな
り、注射後７日までにほどんとコントロール範囲に低下
した。

（発明者および病理学の専門家の双方によってなされ
た）肝臓の亜急性組織学的評価では、注射後６時間で始
まり、わずかな膨潤および肝細胞の空胞化から成る小さ
い部分１および２の変化が見られた。これは、門脈もし
くは支持結合組織の量および外観を変えることなく、非
常に希な単細胞ドロップアウトにおいて３〜４日で最高
に達した。これらの変化は、７日目までに大部分が解消
した。血清クレアチニン（腎機能の指示剤）または腎臓
組織学においては、７日間の試験期間にわたり、大きな
変化は観察されなかった。マウスは正常に活動的なまま
であり、通常量の水を飲んで食べて、対照の注射をしな
かった同腹子と同じ割合で体重が増えた。

実施例11 グリセロール−DTPAコポリマーの調製および試験 乾燥グリセロール（0.4ml、0.55ミリモル）を乾燥N,N−
ジメチルホルムアミド0.4mlに（超音波処理により）懸
濁させたDTPA環状ジアンヒドリド（296mg）に加えた。
この混合懸濁物をマイクロチップ（ヒート・システム
（Heat System）社）により20,000Hzで更に３分間超音
波処理し、重合を制御するために135℃で７時間加熱
し、反応溶媒（沸点＝149〜156℃）を除くために155℃
で更に２時間加熱した。得られた樹脂を蒸留水（pH5）6
0mlに超音波処理をしながら少しずつ移し、高速ウェア
リング（Waring）・ブレンダーにより20分間剪断した。
GdCl₃・7.05H₂O（327mg）をpH5に調節し、DTPA−グリセ
ロール樹脂に滴加し、物質を最大限溶解させるために再
度３時間剪断した。残留する大部分のゲル状物質は、25
0×ｇで15分間遠心分離により分離し、より小さい溶解
性フラクションは回収して、加圧窒素下で分子量1000の
ものを分離するフィルターを使用した（pH5の蒸留水に
よる４回の洗浄による）分子濾過により残留遊離Gdから
分離した。残留物を回収して、更に1000×ｇで15分間遠
心分離し、この上澄みを回収し、16時間凍結乾燥した。

最初は、ゲルの外観を有していたが、得られたグリセロ
ール−DTPA:Gdコポリマーは、平均分子量が2200であ
り、（物質の95％が）1,000〜10,000の分子量の範囲と
なるようにする分子濾過により決定されるように、僅か
に架橋しているだけであった。これにより、コポリマー
単位は溶解性であるが、実際に配合した場合に、高濃度
においてイオン性相互分子凝集を起こし易く、低濃度で
は可逆的であることが確保された。

IBM PC20ミニスペクトロメーターによるT1緩和効果のイ
ンビトロ試験により、以下の結果が得られた（例えば実
施例３の表と比較されたい。）： 従って、Gdモル濃度基準では、Gd:DTPA−グリセロール
コポリマーは、Gd:DTPA−ジメグルミンの1.9倍活性であ
った。そのR1は、100/（mM・秒）以上であった。

CBAマウスにGd:DTPA−グリセロール130mg/kgを静脈注射
し、剤を注入した後30分で初めて切除した器官のT1緩和
時間の効果を測定することによりインビボ試験を行っ
た。

対照T1 注入T1 減少％ （ミリ秒） （ミリ秒） 肝臓 339 200 41.0 腎臓 343 223 35.0 従って、実際に配合した場合、Gd:DTPA−グリセロール
コポリマーは、MR向上剤として重量およびGdモル基準の
両者で、Gd:DTPAジメグルミンより相当活性であった。
（この結果は、静電気量またはpHを変えることにより；
あるいは不活性鎖分離分子を加えることにより分子間凝
集を減らす配合により克服する必要があることが考えら
れる。）予備急性毒性の検討は、Gd:DTPA−デキストラ
ン溶解性ポリマーより非常に僅かに劣った。この毒性
は、DTPAにヘキサデンテートキレート剤、TTHAを代替す
ることにより改善する必要があると考えられる。これ
は、（DTPA−デキストランのように）Gdキレート化に対
して有効な４つのカルボン酸基を残すことになり、従っ
て、理論的にインビボGd生体交換を減少させる。

実施例12 GD:DTPA−デキストランポリマーおよび微細球への結合
基の結合 デキストラン−DTPAポリマー約50mgまたは粒子150mgを
0.05MNaClを含む蒸留水に懸濁させた。過ヨウ素酸ナト
リウム（0.05M、300μｌ）を加え、混合物を22℃で30分
撹拌した。配合物を（ポリマーの場合、分子濾過によ
り；微細球の場合、遠心分離により）蒸留水で洗浄し
て、15mlの蒸留水または塩水に入れた。過ヨウ素塩酸−
酸化配合物に共有的に結合すべき物質：付加物の反応基
の数に応じて、抗体、アビジンまたはビオチンヒドラジ
ドをそれぞれ１〜3mgを加えた。この混合物を再度30分
間撹拌して、次にNaBH₄（8mg）を加えて、シッフ塩基
（またはそれに相当するもの）を還元し、更に撹拌を15
分間継続した。pHは、7.5に調節し、安定させた配合物
を洗浄して、0.25％デキストランT70を含有する0.15MNa
Cl中で0.02Mリン酸塩緩衝液1ml中で再懸濁させた。この
方法により誘導した微細球は、ビオチンヒドラジドによ
り調製したビオチン化した微細球への¹²⁵I−アビジンの
高安定性結合により評価すると、0.5μｍ球当たり2500
〜5000の有効結合部位を有した。

この方法は、抗体と反応性アミノ基により蛋白質または
ペプチドを結合している他の受容体との直接的な共有結
合を可能にし；また、（ａ）（市販されている）ビオチ
ン化抗体のアビジン誘導ポリマーまたは球への、あるい
は（ｂ）大きい親和力で抗体のFc部分を結合するプロテ
イン（Protein）Ａ（ファーマシア・ケミカルズ（Pharm
acia Chemicals））により予備誘導された天然抗体のポ
リマーまたは球への間接的なカップリングを可能にす
る。

実施例13 捕捉非共有的結合金属イオンキレート錯体、ガドリニウ
ムジエチレントリアミン五酢酸（Gd:DTPA）を含有する
アルブミン微細球の調製および試験 ジメグルミン（２×Ｎ−メチルグルカミン）塩形態のG
d:DTPA（シェリング（Schering）社、西ドイツ／バーレ
ックス・ラボラトリーズ（Berlex Laboratories）社、
アメリカ合衆国）の0.95M溶液を蒸留水（0.25ml）中の
ヒト血清アルブミン（125mg、シグマ・ケミカル（Shigm
a Chemical）社）のできる限り濃縮した溶液に加えた。
これを20分間撹拌して、綿実油（サージェント・ウェル
チ・サイエンティフィック（Sargent Welch Scientifi
c））30mlに滴加し、高速ウェアリング型ブレンダーに
より20分間剪断して、サブミクロンの滴（0.1〜0.6μ
ｍ）にした。このエマルジョンを予備加熱（140℃）し
て高速で撹拌している100mlの綿実油に滴加して、アル
ブミンマトリックスを熱変性（安定化）して、粒子の一
体性および後で注入媒体に懸濁させた場合のGd:DTPAの
捕捉性を保持した。140℃における加熱は、高速剪断を
用いて10分間継続した。エマルジョンは、混合を継続し
て220℃に冷却した。油は、新しい（酸化防止剤含有）
ジエチルエーテル（フィッシャー・サイエンティフィッ
ク（Fisher Scientific）社）60mlにより６回で抽出
し、得られた微細球を16時間凍結乾燥して残留エーテル
を除去した。粒子は、（光学および電子顕微鏡で測定す
ると）0.1〜0.5μｍ（直径）の範囲に有り、平均値は、
0.3μｍであった。

微細球（Gd:DTPA:ジメグルミン：アルブミン）は、生理
食塩水（0.02Mリン酸塩緩衝、0.15MNaCl）の水プロトン
のT1緩和時間の減少能について、20MHzパルス核磁気共
鳴（NMR）スペクトロメーターを使用してインビトロ試
験をした。リン酸塩緩衝塩水についてT1緩和時間を50％
の値に減少させるに必要な物質の濃度（ID₅₀）として、
活性を表現した。微細球は、1mg/mlの濃度で短時間超音
波処理して懸濁させた。アルブミン微細球は、Gd:DTPA
の速解放（表面）成分ならびに制御解放（内部）成分を
有するので、球は試験のために洗浄、再懸濁、および希
釈を連続的に行った。

物質 ID₅₀（全重量） 未洗浄微細球懸濁液 0.25mg/ml 速解放上澄み 0.30mg/ml 洗浄微細球 3.8mg/ml Gd:DTPAジメグルミン 0.084mg/ml 微細球（Gd:DTPA:ジメグルミン：アルブミン）は、25g
のCBAマウス（１グループ当たり２匹）に静脈注射し
て、肝臓クッペル細胞による吸収および隔離のために30
分間放置し、マウスを殺して、切除した器官を試験する
ことによりインビボ試験した。急性（30分）生体分布
は、¹²⁵I−アルブミンにより標識付けした微細球トレー
サーを注入することにより測定した。放射性同位体は、
標準的なガンマ・カウンターにより定量した。

（穏やかな急性の肺隔離を伴う）肝臓および脾臓による
吸収パターンは、小さい（＜３μｍ）粒子に対する代表
的なものである。

マウスの肝臓のT1−加重プロトン緩和時間は、20MHzNMR
スペクトロメーターで全器官のT1緩和時間を測定するこ
とにより定量した。

（インビトロT1効果に対して標準化した）同等の投与量
では、Gd:DTPA:ジメグルミンアルブミン微細球の配合物
は、溶解性Gd:DTPAジメグルミンより僅かに効力が高か
った。この僅かによいT1緩和を達成するために必要な多
量のアルブミン・キャリヤーは、特に磁気共鳴および分
光分析に関係する用途のために肝臓にGdを分配するため
に、アルブミンをほぼ最適のマトリックス物質にする。
この多い投与量は、微細球の内部のGdの顕著な隔離、お
よび有効に肝臓を目標とするために十分に安定した球か
らのGd:DTPAの非常にゆっくりとした解放（８時間で1/
2）により必要となる。

実施例14 （DTPAとデキストランのDEAE置換基との間の強いイオン
結合がある）非共有的結合Gd:DTPAを含有するGd:DTPA:
ジエチルアミノエチル微細球およびGd:DTPA:ジエチルア
ミノエチルデキストラン溶解性ポリマーならびに（キレ
ート化Gdがない）非充填DTPA:ジエチルアミノエチル−
デキストラン微細球の調製 溶液1.ジエチレントリアミン五酢酸（DTPA、シグマ・ケ
ミカル社）0.72gを蒸留水2.5mlに溶解し、NaOHによりpH
を7.2に調節し、GdCl₃・6H₂O 0.34gと混合し、溶液を再
度pH7.2に調節し、20分間撹拌してGdを完全にキレート
化した。

溶液2.ジエチルアミノエチルデキストラン（DEAEデキス
トラン、３グルコース残基当たり、１正電荷基を有する
分子量500,000のもの、シグマ・ケミカル社）を蒸留水
2.5mlに1gの飽和溶液を加熱して溶解した。

Gd:DTPA:DEAE−デキストランの溶解性ポリマー形態を調
製するために、強い撹拌のもとに溶液１および２を混合
した;pHを7.2に調節し、混合物を蒸留水で２回洗浄して
（１回の洗浄当たり20ml）非結合Gdを除いた。加圧窒素
下で分子量100000で分離するフィルター（アミコン（Am
icon）社、XM100）による分子濾過により溶解性ポリマ
ーを50〜100mg/mlに濃縮した。Gd:DTPA:DEAE−デキスト
ランの微細球形態を調製するために、DEAEデキストラン
を綿実油（サージェント・ウェルチ・サイエンティフィ
ック）30mlに加えてエマルジョンが形成されるまで強く
撹拌した。これに溶液１を1ml滴加した。水相を0.2〜0.
4μｍの微滴にするために、3mmのマイクロチップ（ヒー
ト・システム）で20000Hz超音波処理機を使用して、
（連続的にマグネチック撹拌しながら）このエマルジョ
ンを６分間超音波処理した。微細球は、120℃で20分間
強く撹拌することにより、安定化させて水を除去した。
冷却後、油は、（酸化防止剤を含む新しいジエチルエー
テル（フィッシャー・サイエンティフィック社）60mlに
より３回で除き、試料を16時間凍結乾燥した。0.1〜0.3
μｍの範囲にあり、平均直径が0.2μｍの微細球が得ら
れた。

非充填DTPA:DEAE−デキストラン。上述と同様にして、D
TPAを溶解し、pHを7.2に調節し、DEAEデキストラン1g溶
液とこれを混合することにより、キレート化Gd（または
他の金属イオン）を有さない別の微細球配合物を調製し
た。水相は、綿実油中でエマルジョン化し、上述のよう
に処理した。

実施例15 常磁性金属イオンGd⁺³およびFe⁺³のDTPA:DEAE−デキス
トラン微細球による充填（キレート化） a.Gd⁺³のキレート化。蒸留水2mlにGdCl₃・6H₂O 280mgを
溶解したものに、実施例13のDTPA:DEAE−デキストラン
微細球100mgを加えて30分間撹拌した。加圧窒素下、分
離限界300,000、直径43mmのフィルター（アミコン社、X
M300）を使用して、蒸留水（pH5.5）20mlで２回洗浄す
ることにより、非結合ガドリニウムを除いた。蒸留水2m
lで微細球をフィルターから除き、凍結乾燥した（16時
間）。微細球は、0.1〜0.5μｍ（直径）の範囲にあっ
た。

b.Fe⁺³のキレート化。実施例14のDTPA:DEAE−デキスト
ラン微細球100mgをFeCl₃・6H₂O 350mgに加え、実施例1
5.a.（上記）と同様に処理して、非結合Fe⁺³を除いた。
粒子の直径は、0.15〜0.6μｍであった。

実施例16 実施例14および15において調製した溶解性Gd:DTPAポリ
マーおよびGd:DTPA微細球のインビトロ試験 試験物質を、連続的に希釈して、実施例３で説明した20
MHzパルスNMRスペクトロメーターを使用して、プロトン
T1緩和の評価を行った。これらの物質は、速解放Gdの少
量成分およびGd:DTPAキレート（全体の２％以下）を含
有した。従って、NMR試験の前に、物質を洗浄して再懸
濁する必要は無かった。ID₅₀濃度は以下のようであっ
た： 溶解性Gd:DTPA:DEAE−デキストランポリマーは、Gd:DTP
Aジメグルミンより1.96倍有効であった。この向上した
緩和性は、Gd:DTPAの負に荷電したDTPA基のデキストラ
ンポリマーの正に荷電したDEAE置換基への強い非共有結
合によるものであった。このポリマーの大きさが大きい
（分子量30000）ということは、それぞれの非共有的な
結合Gd:DTPAに対してより長い回転相関時間をもたら
し、水プロトンから常磁性Gdイオンへのエネルギーの伝
達が改善される。

実施例17 実施例15で調製したFe:DTPA微細球のインビトロ組織学
的染色 Fe:DTPA:DEAE−デキストラン微細球を70％エタノール−
水溶液中に1mg/mlで懸濁させ、10〜50μｌの被検試料を
細胞用スライドガラスに載せ、細胞遠心機で微細球を75
0×ｇ、12分で沈降させて、スライドガラスを乾燥した
微細球：Fe⁺³は、紺青、酸性フェロ−フェリシアナイド
法により染色した。標準的な光学顕微鏡により評価でき
るような、濃青色の反応生成物がそれぞれの微細球上に
生成した。このようにして、インビトロ組織学的検査が
できるように、中性pHで微細球DEAEに最初に結合してい
たキレート化Fe⁺³は、染色溶液の酸性pHにより十分に分
離された。

実施例18 実施例15および16で調製した溶解性Gd:DTPAポリマーお
よびGd:DTPA微細球のインビボ試験 a.マウス器官のプロトンT1緩和時間 25gのCBAマウスに試験物質を静脈注射した。30分でマウ
スは断頭（全採血）し、肝臓および腎臓を切除して、プ
ロトンT1緩和時間（20MHz、IRパルス・シークゥエン
ス）の変化について評価した。試験物質の投与量は、イ
ンビトロ効果（ID₅₀分析）に基づいて同等量にした。

肝臓に対しては、GD:DTPA:DEAEデキストランの溶解性ポ
リマー配合物が最も有効な物質であった（腎臓では相当
大きい減少を示すGd:DTPAジメグルミンの約４倍有
効）。Gd:DTPA:DEAEデキストランの微細球形態は、肝臓
ではGd:DTPAジメグルミンの約２倍有効であった。肝臓
による選択的な器官吸収のため、腎臓においては遥かに
小さい効果を示した。Gd;DTPAジメグルミンは、腎臓に
おいて顕著な減少を示す非常に多い量でも、肝臓のT1の
減少には比較的効果がなかった。（フェイズIII臨床試
験に使用されるジメグルミン配合物の通常の投与量は、
0.1ミリモル/kgである。） b.プロトン磁気共鳴撮像およびラットのプロトンT1緩和
時間と相関 試験物質を500gのスプラグー−ダウレイ・ラットに静脈
注射した。約30分で、0.35テスラの臨床撮像装置（ダイ
アソニックス社）のヘッドコイルにラットを配置して、
（0.5、1.5および2.0のTRにおけるスピンエコー・パル
ス・シークゥエンスならびにインバージョン・リカバリ
ー・シークゥエンスの双方を使用して）肝臓および腎臓
の厚さ0.5cmの切断画像についてT1加重画像を得た。T1
緩和時間は、信号強度の面積平均および計算用の専用プ
ログラムを使用して、TR＝0.5および2.0のデータから決
定した。撮像の終了時には、ラットは断頭（全採血）し
た。肝臓、腎臓および脾臓を切除し、プロトンT1緩和時
間のインビボ変化とのインビトロ相関について試験し、
次に、組織学的評価のために緩衝ホルマリン固定液に入
れた。

試験物質の投与量は以下のようであった： ＊＊）試験せず。器官寸法が非常に小さく、解剖学的に
肝臓と並んでいるためにラットの脾臓の画像は得られな
かった。

肝臓について、インビボとインビトロとの間のT1緩和時
間の直接の相関があった。腎臓については、（ａ）これ
らの遥かに小さい器官についての平均的な画像強度の決
定、ならびに（ｂ）腎臓の異なって向上している解剖学
的領域（皮質と髄質）間のシャープな分界を得ることに
おいて問題点があるため、相関は発散した。画像強度
は、T1の変化に対して逆比例で増加した。溶解性ポリマ
ーGdおよび微細球Gdは、Gd:DTPAジメグルミンの場合に
得られる相互変化と比較すると、腎臓より肝臓の画像向
上のほうに優先的であった。投与量および画像強度を標
準化すると、肝臓に対して微細球Gdは、Gd:DTPAジメグ
ルミンの５倍有効であり、溶解性ポリマーGdは2.5倍有
効であった。また、溶解性ポリマーおよび微細球Gdによ
り骨髄も優先的に向上した。これらの変化は、目視によ
りわかるが、ラットの骨に対応する画像単位数が少ない
ため定量できなかった。

実施例19 常磁性金属イオン、Fe⁺³含有微細球の肝臓および脾臓に
よる選択的吸収の組織学的評価 （実施例14と同様に調製した）Fe⁺³:DTPA:DEAE−デキス
トラン微細球を140mg/kgの投与量でCBAマウスに注射し
た。注射後30分で、マウスを殺し、肝臓および脾臓を切
除した。組織をホルマリンで固定し、微細球鉄の細胞の
位置を確認するために、紺青（酸性フェロ−フェリシア
ナイド）鉄染色法を使用して染色した。顕微鏡による評
価では、肝臓のクッペル細胞および脾臓の洞様毛細血管
の大食細胞に、鉄−正粒子の0.1〜0.6μｍ（直径）のヘ
ビー・コンセントレーション（heavy concentration）
（３＋/4＋）が存在した。肝臓および脾臓の他の実質的
な細胞は、他の器官と同様に、鉄染色については否定的
であった（骨髄は試験しなかった。）。これらの結果
は、Fe⁺³:DTPAキレートは、血液流による生体内走行を
切り抜けるために、十分な親和力によりDEAEデキストラ
ンに（非共有的に）結合し、肝臓および脾臓の食細胞に
よりそのままの粒子結合鉄として急に明瞭になることを
示している。この組織学的な結果は、肝臓画像の優先的
なMR向上および（先の）脾臓の水プロトン緩和時間の優
先的なT1変化が、「目標」器官の食細胞による常磁的に
標識を付けた粒子の選択的な吸収により生じることを確
証している。

実施例20 実施例14のGd:DTPA:DEAEデキストラン溶解性ポリマーお
よびGd:DTPA:DEAEデキストラン微細球の急性毒性評価 DEAEデキストランに非共有的に結合した（（イオン）対
となった）溶解性ポリマーGdおよび微細球Gdを注射した
実施例17のラットは、試験物質の注射後90〜120分で中
程度〜少し呼吸困難を示した。これらの観察に基づい
て、これらのラットおよび同じ投与量で同じ物質を注射
したCBA種マウスからのホルマリン固定器官（脳、心
臓、肺、肝臓、脾臓および腎臓）について、組織学的評
価を行った。両方のラットおよびマウスの肺、肝臓およ
び腎臓は、赤血球細胞による細い血管のわずかな〜少し
の急性充血を示した。更に、腎臓には、少しの急性の皮
質水腫（蛋白質の少ない流体の溜まり）が見られた。こ
れらの組織学的変化は、２つのDEAEデキストラン基礎Gd
配合剤の急性毒性の影響を示す。CBAマウスの組織学的
変化は、磁気共鳴撮像に使用したスパラグー−ダウレイ
・ラットの場合よりも一様に明瞭であった。このような
種間の差異が、ヒトの場合に発生するかどうかは不確か
である。主要な組織学的変化、急性充血は、デキストラ
ンマトリックスの複数の正荷電DEAE基が、血管壁（内皮
細胞）にある負に荷電した細胞の表面とおそらく相互作
用し、赤色細胞の癒着および蓄積をもたらす内皮変化を
引き起こしたことを強く示した。実施例14の画像向上お
よびT1変化を解釈する観点から、今説明した組織学的変
化は、撮像時（試験物質注射後30分）には起こらず、注
射後90〜120分後に起こったことが重要である。従っ
て、合わせて考えると、実施例16および18は、肝臓、脾
臓および骨髄のMR画像向上を優先させる標準的な配合剤
として、ポリカチオン系キャリヤーに非共有的に結合し
たGd:DTPAの効果（しかし、生物学的適合性ではない）
を確立している。

実施例21 ヘパリン−安定Gd:DTPAジメグルミン微細球の調製 Gd:DTPAジメグルミン（シェリング社／バーレックス）
0.95M溶液を、窒素蒸発により濃縮し、pH10に調節し、
綿実油100mlに1.8mlを加え、ウェアリング高速ブレンダ
ーにより15分間均一化を行い、微粒状（0.2〜0.5μｍ）
にした。このエマルジョンを130℃で20分間連続剪断し
て安定化させた。これらの粒子の外側表面の正電荷を中
和し、後の再懸濁時に追加の粒子安定性を付与するため
に、ヘパリン5000単位（アップジョン（Upjohn）社、牛
肺からの臨床グレード）を加えた。（実施例19において
急性血管毒性を示すと判明した）粒子の正の表面電荷
は、（本実施例の場合）Ｎ−メチルグルカミン（ジメグ
ルミン）のアミン基により与えられる。ヘパリンにより
粒子表面を覆う理由は、この正電荷を中和し、関連する
急性毒性を除くためである。油は、実施例12と同様にし
てジエチルエーテルにより抽出して、粒子は凍結乾燥し
た。得られた微細球は、直径が0.1〜0.4μｍであった。
インビトロNMR T1活性は以下のようであった。

Gdのモル濃度基準で、微細球配合剤は、溶解性のものの
約２倍の活性であった。

実施例22 ヘパリン被覆Gd:DTPA:ジメグルミン微細球のインビボ試
験 CBAマウスに微細球をkg当たり0.19ミリモルGdとなるよ
うに計算した投与量で、静脈注射した。対照（非切除）
に対する30分で切除した実験の器官のプロトンT1緩和の
減少割合は、以下のようであった： 肝臓 6％ 腎臓 53％ 従って、これらの微細球は、（約15分必要とする）肝臓
および脾臓によるクリアランスに対して十分長い間その
ままであるように十分に安定化されていなかった。分子
量70,000のデキストランのような補足的なマトリックス
物質の追加は、この必要な安定性を付与すると考えられ
る。

急性血管毒性の組織学的評価は、実施例20と同様にCBA
マウスで行った。充血および水腫はいささかも観測され
なかった。

ポリマーおよび微細球の効果、安定性および毒性に関す
る先の実施例に基づくと、好ましい態様は、キレート化
Gdとつながっている共有的に結合したデキストランDTPA
ポリマーおよび微細球であった。

実施例23 DTPA−デキストラン溶解性ポリマーにキレート化したFe
⁺³のインビボT1効果 FeCl₃・6H₂Oを化学量論量でDTPA−デキストランT10（分
子量11000の溶解性ポリマー）に加え、T1 ID₅₀値を同等
に充填したFe:DTPAおよびFe:デスフェリオキサミン（細
菌に由来する低分子量鉄キレート剤）の値と比較した。

Fe:DTPA−デキストラン・ポリマーは、Fe:DTPAの２倍で
あり、試験した３種の薬剤の中で最も有効であった。

実施例24 溶解性Gd−デキストランT70による（ヌード・マウスで
成長した）ヒトBRO黒色腫のインビボ撮像 スイス（Swiss）種ヌード・マウスの腋の柔らかい組織
で2.0〜6.0gに成長した急速増殖性メラニン欠乏性BROヒ
ト黒色腫を使用してこの検討を行った。腫瘍のメラニン
欠乏性は、色素沈着黒色腫に説明されてきた天然常磁性
物質により、向上されていない組織緩和時間が変わる可
能性を避ける。腫瘍の腋の局部は、隣接する薄片にある
肝臓および腫瘍の撮像を可能にする。これは、各群のマ
ウスの撮像時間を短縮し、より高い強度の腎臓および膀
胱から腫瘍を解剖学的に最もうまく分離する。MR撮像
は、30cmrfコイルおよびT1加重スピンーエコー・パルス
・シークゥエンス（TR500、TE40）を使用してダイアソ
ニックス0.35T装置で行った。画像強度の薬剤による変
調を避けるために、パントバルビタールをマウスに使用
する。T1緩和は、新しく切除した器官について行った。
一般に、これらのT1値は、増加した画像強度に対して逆
比例で減少した。ピーク画像コントラストと動物の殺生
との間が異常に長くなった時、Gd:DTPAジメグルミンを
使用した向上の場合は、この関係からの偏りが観察され
た。Gd−DTPA−デキストランT70およびGd−DTPA（ジメ
グルミン）の効果は、kg当たり0.03ミリモルGdのGd:DTP
Aジメグルミンについての限定量で両方の剤を注射する
ことにより比較した。これらの限定条件下では、BRO黒
色腫の向上は、Gd:DTPA−デキストランT70の場合は顕著
に生じたが、1/2より高い量を必要としたGd:DTPAジメグ
ルミンの場合は僅かに認められた。画像コントラスト
は、Gd:DTPAジメグルミンよりGd:DTPA＊）デキストラン
T70によって注射後の相当長い時間保持された。新規溶
解性ポリマー剤は、以下のような利点を有する。

1.向上したインビボGd効果（3.3倍以上）； 2.身体の腫瘍検査を向上させる、腫瘍と周囲の正常組織
との間の向上したコントラスト勾配； 3.内部腫瘍構造の向上した区別； 4.最も速く成長している縁にある小さい湿潤腫瘍の検知
を改善できる、向上した腫瘍の早期「血管相」の存在； 5.腫瘍造影の持続。

実施例25 キレート物質のキャリヤーポリマーへの結合のための別
の化学的手段 ある場合では、金属イオンキレート化の増加した安定性
またはキャリヤーポリマーの増加した融通性のような化
学的な利点は、二環DTPA無水物との直接誘導とは別に、
結合反応を使用して達成することができる。例えば、DT
PAの中央アセテート基は、より強いキレート化カルボン
酸無水物をデシライズ（decylize）する前に、エチレン
ジアミンと選択的に反応できる。これは、標準的な有機
溶解性カルボジイミド法を使用して、N,N−ジメチルホ
ルムアミドまたはN,N−ジエチルアセトアミドのような
乾燥有機溶媒中における結合により行うことができる。

次に、水溶性カルボジイミド剤を使用して、アミン誘導
DTPAは、水性溶媒中で、天然のデキストランのOH基、過
ヨウ素酸ナトリウム−酸化デキストランのアルデヒド基
（より反応性）または無水コハク酸との先の反応により
調製されたサクシニル化デキストラン（最も反応性）と
反応できる。別法では、簡単なDTPAキレートは、Gdを予
備結合し、次に水溶性カルボジイミドを使用して水性溶
媒中でエチレンジアミンに結合することにより、最も好
ましいキレート状態で安定させることができる。そのよ
うな金属−保護法は、酵素化学反応／精製の間、酵素活
性点を保護するための通常の方法である。得られたデキ
ストラン結合物は、本明細書において好ましい態様とし
て説明した完全に受容できる結合物の場合より、Gdおよ
び他の常磁性金属に対して一層高い結合安定性を有する
ことができる。

潜在的に可能な改良または修正のための追加の別法に
は、次のようなものが包含される： （１）修正酸触媒ジアンハイドライドアルコール反応
（ダブリュー・シー・エッケルマン（W.C.Eckelman）
ら、ジャーナル・オブ・ファーマシューティカル・サイ
エンス（J.Pharm.Sci.）1975年、643:704）； （２）エチレンジアミン誘導DTPAと（ディー・ジェイ・
ナトウィッチ（D.J.Hnatowich）ら、ジャーナル・オブ
・ニュークリアー・メディシィン（J.Nuc.Med.）1981
年、22:810）から変性したサクシニル化デキストランと
の間のアミド・カップリング結合、あるいはペンタトリ
エチルアンモニウムDTPA、イソブチルクロロホルメート
およびトリエチルアミンヒドロクロリド析出に関する直
接カップリング法、これらは、種々の別の結合に使用で
きる（ジー・イー・レカレック（G.E.Krejcarek）およ
びケイ・エル・ツッカー（K.L.Tucker）、バイオケミカ
ル・アンド・バイオフィジカル・リサーチ・コミュニケ
ーション（Biochem.Biophys.Res.Comm.）1977年、77:58
1）。これらの反応は、本発明の既に満足すべき方法を
拡張し、潜在的に、改良するものと考えられる。

上述の研究において、DTPA−デキストラン溶解性ポリマ
ーへのGdの結合の放射性核種定量は、¹⁵³Gdを使用し、
パドマーカー・クルカーニ（Padmaker Kulkarni）博士
（ユニヴァーシティ・オブ・テキサス・ヘルス・サイエ
ンス・センター（University of Texas Health Science
Center）、イメージング・センター（Imaging Cente
r）、ラジオロジー（Radiology）、ダラス（Dallas）
（UTHSCD））と共同研究で行った；また、磁気共鳴撮像
は、T1加重スピンーエコーおよびインバージョン−リカ
バリー・パルス・シークゥエンスを使用して、30cmrfヘ
ッドコイルの大学のダイアソニックス0.35Tを使用し
て、ジェフリー・ワインレブ（Jeffrey Weinreb）博
士、ウィリアム・エードマン（William Erdman）博士お
よびジェセ・コーエン（Jesse Cohen）博士（ユニヴァ
ーシティ・オブ・テキサス・ヘルス・サイエンス・セン
ター、ニュークリア・マグネチック・レゾナンス・イメ
ージング・センター−ラジオロジー（Nuclear Magnetic
Resonance Imaging Center−Radiology）、テキサス、
ダラス）と共同研究で行った。

以下の請求の範囲に記載した発明の概念および範囲から
逸脱することなく、本明細書に記載した種々の部分、要
素、工程および手順の構成、操作および配合の変更が可
能である。

Claims (94)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】アミノ又はヒドロキシル基を有する親水性
   繰り返しモノマー単位を含んで成る生分解性水溶性ポリ
   マー、及び モノマー単位のアミノ、第４級アンモニウム、スルフェ
   ート、ヒドロキシル、カルボキシル又は他の反応性基に
   結合した官能性基を含んで成り、生理的温度及びpHにお
   いて二価又は三価の金属カチオンの、少なくとも約10⁸
   の形成定数を有するキレート剤 を含んで成る画像向上剤又はスペクトル向上剤であっ
   て、 画像向上剤は、約3nmよりも小さい分子直径を有してお
   り、腸管の微生物あるいは動物の加水分解的又は他の酵
   素的もしくは生理的メカニズムによって、全て低毒性で
   ある、中間代謝産物、排出可能なキレート、ポリマー、
   オリゴマー、モノマー又はこれらの組み合わせへと生分
   解される約5w/w％よりも少ない架橋又は微細凝集した種
   を含んで成る向上剤。
2. 【請求項２】キレート剤とともに常磁性金属イオンをも
   含んで成り、画像向上剤は誘導磁気共鳴信号から生じる
   内部画像又はスペクトルを向上するのに使用される請求
   の範囲第１項記載の画像向上剤。
3. 【請求項３】非放射同位性金属イオンをも含んで成り、
   画像向上剤は、適当な濃度で、溶液及び組織中の高周波
   音波の速度を変え、該金属イオンは、キレート剤と組み
   合わせられ、向上された画像は高周波音波（超音波）の
   発生及び検出から生じるものである請求の範囲第１項記
   載の画像向上剤。
4. 【請求項４】ガンマ粒子を放出する放射同位性金属イオ
   ンを含んで成り、該金属イオンはキレート剤と組み合わ
   せられ、向上された画像はガンマ粒子放出の走査から生
   じるものである請求の範囲第１項記載の画像向上剤。
5. 【請求項５】キレート剤は、TTHA、DTPA、EDTA又はDOTA
   である請求の範囲第１〜４項のいずれかに記載の画像向
   上剤。
6. 【請求項６】キレート剤はDTPAである請求の範囲第１〜
   ４項のいずれかに記載の画像向上剤。
7. 【請求項７】ポリマーは多糖類又はオリゴ糖類を含んで
   成る請求の範囲第１〜４項のいずれかに記載の画像向上
   剤。
8. 【請求項８】ポリマーの分子量は約1,000ダルトン〜約
   2,000,000ダルトンである請求の範囲第１〜４項のいず
   れかに記載の画像向上剤。
9. 【請求項９】ポリマーはデキストランである請求の範囲
   第１〜４項のいずれかに記載の画像向上剤。
10. 【請求項１０】ポリマーの分子量は約40,000ダルトン〜
    約75,000ダルトンである請求の範囲第１〜４項のいずれ
    かに記載の画像向上剤。
11. 【請求項１１】官能基は共有結合によりポリマーに結合
    している請求の範囲第１〜４項のいずれかに記載の画像
    向上剤。
12. 【請求項１２】官能基はカルボニル基であり、エステル
    結合によりポリマーに結合している請求の範囲第１〜４
    項のいずれかに記載の画像向上剤。
13. 【請求項１３】官能基は強いイオン的（帯電）相互作用
    によって非共有的にポリマーに結合している請求の範囲
    第１〜４項のいずれかに記載の画像向上剤。
14. 【請求項１４】官能基は、ポリマーに共有的に結合した
    第４級アンモニウム基によってポリマーに結合している
    請求の範囲第12項記載の画像向上剤。
15. 【請求項１５】官能基は、ポリマーに共有的に結合した
    スルフェート基によってポリマーに結合している請求の
    範囲第12項記載の画像向上剤。
16. 【請求項１６】キレート剤はDTPAである請求の範囲第12
    項記載の画像向上剤。
17. 【請求項１７】キレート剤はDTPAである請求の範囲第13
    項記載の画像向上剤。
18. 【請求項１８】キレート剤はDTPAである請求の範囲第14
    項記載の画像向上剤。
19. 【請求項１９】キレート剤はEDTAである請求の範囲第12
    項記載の画像向上剤。
20. 【請求項２０】キレート剤はEDTAである請求の範囲第13
    項記載の画像向上剤。
21. 【請求項２１】キレート剤はEDTAである請求の範囲第14
    項記載の画像向上剤。
22. 【請求項２２】キレート剤はTTHAである請求の範囲第12
    項記載の画像向上剤。
23. 【請求項２３】キレート剤はTTHAである請求の範囲第13
    項記載の画像向上剤。
24. 【請求項２４】キレート剤はTTHAである請求の範囲第14
    項記載の画像向上剤。
25. 【請求項２５】キレート剤はDOTAである請求の範囲第12
    項記載の画像向上剤。
26. 【請求項２６】キレート剤はDOTAである請求の範囲第13
    項記載の画像向上剤。
27. 【請求項２７】キレート剤はDOTAである請求の範囲第14
    項記載の画像向上剤。
28. 【請求項２８】キレート剤は、正に帯電した、EDTA、DT
    PA、TTHA又はDOTAの合成誘導体である請求の範囲第14項
    記載の画像向上剤。
29. 【請求項２９】常磁性金属イオンは、原子番号21〜29及
    び57〜70の元素からなる群から選択された請求の範囲第
    ２項記載の画像向上剤。
30. 【請求項３０】常磁性金属イオンは、ガドリニウム、
    鉄、ニッケル、銅、エルビウム、ユーロピウム、ジスプ
    ロシウム、ホルミウム、クロム又はマンガンのイオンで
    ある請求の範囲第２項記載の画像向上剤。
31. 【請求項３１】天然もしくは誘導抗体に二次的に結合す
    る物質、又は抗体に結合している第１〜４項のいずれか
    に記載の画像向上剤。
32. 【請求項３２】キレート剤において、キレート剤／モノ
    マー単位モル比は約1/5〜約1/25である請求の範囲第１
    〜４項のいずれかに記載の画像向上剤。
33. 【請求項３３】常磁性金属イオンはガドリニウムのイオ
    ンである請求の範囲第２項記載の画像向上剤。
34. 【請求項３４】キレート剤はDTPAであり、常磁性金属イ
    オンはガドリニウムのイオンである請求の範囲第２項記
    載の画像向上剤。
35. 【請求項３５】ポリマーはデキストランであり、常磁性
    金属イオンはガドリニウムのイオンであり、キレート剤
    はDTPAである請求の範囲第２項記載の画像向上剤。
36. 【請求項３６】結合キレート剤を有するポリマーは、熱
    的もしくは化学的処理によって安定化された親水性微細
    球物理的形状を有し、直径が約0.1μｍ〜約250μｍであ
    る請求の範囲第１〜４項のいずれかに記載の画像向上
    剤。
37. 【請求項３７】結合キレート剤を有するポリマーは親水
    性微細球物理的形状を有し、ヘパリンを含んで成る請求
    の範囲第36項記載の画像向上剤。
38. 【請求項３８】結合キレート剤を有するポリマーは、親
    水性微凝集物理形状を有し、水溶液又は他の生体適合性
    溶液もしくは懸濁液において微細凝集直径は約3nm〜約1
    00nmである請求の範囲第35項記載の画像向上剤。
39. 【請求項３９】生分解性の水溶性の多糖類、及び 多糖類のアミノ、スルフェート、カルボキシル又はヒド
    ロキシル基に結合した官能性基を含んで成り、生理的温
    度及びpHにおいて二価又は三価の金属カチオンの、少な
    くとも約10⁸の形成定数を有し、約1/5〜約1/25のキレー
    ト剤／単糖単位モル比で存在するキレート剤、及び 常磁性金属イオン を含んで成る画像向上剤又はスペクトル向上剤であっ
    て、 画像向上剤は、低毒性である中間代謝産物、排出可能な
    キレート、多糖類、オリゴ糖類、単糖類またはこれらの
    組み合わせへと生分解される向上剤。
40. 【請求項４０】常磁性金属イオンは、原子番号21〜29及
    び57〜70の元素から成る群から選択された請求の範囲第
    39項記載の画像向上剤。
41. 【請求項４１】常磁性金属イオンは、ガドリニウム、イ
    ンジウム、99mテクネチウム、鉄、クロム、ニッケル、
    銅、エルビウム、ジスプロシウム、ホルミウム又はマン
    ガンのイオンである請求の範囲第39項記載の画像向上
    剤。
42. 【請求項４２】多糖類はデキストランである請求の範囲
    第39項記載の画像向上剤。
43. 【請求項４３】キレート剤は、EDTA、DTPA、TTHA又はDO
    TAである請求の範囲第39項記載の画像向上剤。
44. 【請求項４４】キレート剤はDTPAである請求の範囲第39
    項記載の画像向上剤。
45. 【請求項４５】約0.1μｍ〜約250μｍの直径を有する安
    定化した、親水性微細球状物理的形状にある請求の範囲
    第39項記載の画像向上剤。
46. 【請求項４６】微細球物理的形状の直径は約0.1μｍ〜
    ３μｍである請求の範囲第45項記載の画像向上剤。
47. 【請求項４７】微細球物理的形状の直径は約0.1μｍ〜
    0.5μｍである請求の範囲第45項記載の画像向上剤。
48. 【請求項４８】親水性微細凝集物理的形状を有し、水溶
    液又は他の生体適合性溶液もしくは懸濁液において凝集
    直径は約3nm〜100nmである請求の範囲第45項記載の画像
    向上剤。
49. 【請求項４９】デキストラン、該デキストランに結合し
    たDTPAを、DTPA/単糖単位モル比約1/5〜約1/25で、及び
    該DTPAに結合したガドリニウムを含んで成る画像向上
    剤。
50. 【請求項５０】デキストランの分子量は1,000ダルトン
    〜2,000,000ダルトンである請求の範囲第49項記載の画
    像向上剤。
51. 【請求項５１】デキストランの分子量は約40,000ダルト
    ン〜約75,000ダルトンである請求の範囲第49項記載の画
    像向上剤。
52. 【請求項５２】DTPAが少なくとも約５重量％である請求
    の範囲第49項記載の画像向上剤。
53. 【請求項５３】安定化された、親水性微細球物理形状で
    ある請求の範囲第49項記載の画像向上剤。
54. 【請求項５４】微細球物理的形状の平均微細球直径は、
    約0.1μｍ〜約３μｍである請求の範囲第53項記載の画
    像向上剤。
55. 【請求項５５】微細球物理的形状の平均微細球直径は、
    約0.1μｍ〜約0.5μｍである請求の範囲第53項記載の画
    像向上剤。
56. 【請求項５６】微細球物理的形状を有し、平均微細球直
    径は約0.1μｍ〜250μｍである請求の範囲第53項記載の
    画像向上剤。
57. 【請求項５７】親水性微凝集物理的形状を有し、水溶液
    又は他の生体適合性溶液もしくは懸濁液において平均微
    細凝集物直径は約3nm〜約100nmである請求の範囲第49項
    記載の画像向上剤。
58. 【請求項５８】アミノ又はヒドロキシル基を有する親水
    性繰り返しモノマー単位を含んで成る生分解性水溶性ポ
    リマー、及び モノマー単位のアミノ、第４級アンモニウム、スルフェ
    ート、ヒドロキシル、カルボキシル又は他の反応性基に
    結合した官能基を含んで成り、生理的温度及びpHにおい
    て二価又は三価の金属カチオンの、少なくとも約10⁸の
    形成定数を有するキレート剤、及び 金属イオン を含んで成る画像向上剤又はスペクトル向上剤であっ
    て、 画像向上剤は、完全に水溶性であって、低毒性の、中間
    代謝産物、排出可能なキレート、ポリマー、オリゴマ
    ー、モノマー又はこれらの組み合わせへと生分解性であ
    る向上剤。
59. 【請求項５９】金属イオンは、⁵¹クロム、⁶⁸ガリウム、
    ^99mテクネチウム（及びその酸化物）又は¹¹¹インジウム
    である請求の範囲第58項記載の画像向上剤。
60. 【請求項６０】ポリマーはデキストランである請求の範
    囲第59項記載の画像向上剤。
61. 【請求項６１】キレート剤は、EDTA、DTPA、TTHA又はDO
    TAである請求の範囲第59項記載の画像向上剤。
62. 【請求項６２】キレート剤はDTPAである請求の範囲第59
    項記載の画像向上剤。
63. 【請求項６３】安定化した親水性の微細球物理的形状に
    ある請求の範囲第59項記載の画像向上剤。
64. 【請求項６４】微細球物理的形状の平均直径は約0.1μ
    ｍ〜約250μｍである請求の範囲第63項記載の画像向上
    剤。
65. 【請求項６５】安定化された親水性の微細球形状である
    請求の範囲第62項記載の画像向上剤。
66. 【請求項６６】安定化された微細球物理的形状の平均微
    細球直径は、約0.1μｍ〜約250μｍである請求の範囲第
    65項記載の画像向上剤。
67. 【請求項６７】親水性微細凝集物理的形状を有し、水溶
    液又は他の生体適合性溶液もしくは懸濁液において平均
    凝集直径は約3nm〜100nmである請求の範囲第58項記載の
    画像向上剤。
68. 【請求項６８】ポリマーはデキストランである請求の範
    囲第67項記載の画像向上剤。
69. 【請求項６９】キレート剤は、EDTA、DTPA、TTHA又はDO
    TAである請求の範囲第67項記載の画像向上剤。
70. 【請求項７０】キレート剤はDTPAである請求の範囲第67
    項記載の画像向上剤。
71. 【請求項７１】金属イオンは非放射性同位体であり、原
    子番号21〜29及び57〜70の元素から成る群から選択され
    た請求の範囲第67項記載の画像向上剤。
72. 【請求項７２】金属イオンは、カルシウム、マンガン、
    鉄、クロム、ニッケル、銅及びガドリニウムから成る群
    から選択された請求の範囲第67項記載の画像向上剤。
73. 【請求項７３】金属イオンは、ガドリニウムである請求
    の範囲第67項記載の画像向上剤。
74. 【請求項７４】直径約0.1μｍ〜約250μｍを有し、合成
    によりまたは天然に誘導された生分解性水溶性ポリマー
    マトリックスから本質的に成る、物理的に又は化学的に
    安定化された微細球； 生理的温度及びpHにおいて二価又は三価の金属カチオン
    の少なくとも約10⁸の形成定数を有し、官能性基を有し
    て成り、物理的にしかし非共有的に微細球中に捕捉され
    た低分子量キレート剤であるキレート剤；及び 原子番号21〜29及び57〜70である元素の群から選択され
    た、キレート剤によりキレート化される常磁性金属イオ
    ン を含んで成る画像向上剤又はスペクトル向上剤。
75. 【請求項７５】マトリックスはデキストランであり、水
    溶解に対する微細球の安定化は、油の有機溶媒抽出以前
    に約115℃〜135℃で約20〜40分間にわたって微細球の油
    相エマルジョンを加熱することにより行なわれ、物理的
    に捕捉されたキレート剤はDTPAであり、常磁性金属イオ
    ンはガドリニウムである請求の範囲第74項記載の画像向
    上剤。
76. 【請求項７６】ポリマーマトリックスはヘパリンであ
    り、水溶解に対する微細球の安定化は、油の有機溶媒抽
    出以前に約115℃〜135℃で約20〜40分間にわたって微細
    球の油相エマルジョンを加熱することにより行なわれ、
    物理的に捕捉されたキレート剤はDTPAであり、常磁性金
    属イオンはガドリニウムである請求の範囲第74項記載の
    画像向上剤。
77. 【請求項７７】水溶性ポリマーが、相互に組み合せた又
    はDEAEデキストランと組み合わせた、ヘパリンヘパラン
    スルフェート、コンドロイチンスルフェート、デルマタ
    ンスルフェート、スターチ、カルボキシメチルスター
    チ、ヒドロキシエチルスターチを含んで成る請求の範囲
    第１〜４項のいずれかに記載の画像向上剤。
78. 【請求項７８】水溶性ポリマーがヘパリンとDEAEデキス
    トランを含んで成る請求の範囲第77項記載の画像向上
    剤。
79. 【請求項７９】直径約0.1μｍ〜約250μｍの親水性微細
    球物理的形状を有する請求の範囲第77項記載の画像向上
    剤。
80. 【請求項８０】キレート剤がDTPAである第77項記載の画
    像向上剤。
81. 【請求項８１】ガドリニウムを含んで成る請求の範囲第
    77項記載の画像向上剤。
82. 【請求項８２】水溶性ポリマーがDEAEデキストラン及び
    ヘパリンを含んで成り、画像向上剤が、対イオン結合に
    よりDEAEデキストランに結合したDTPAをも含んでなる請
    求の範囲第77項記載の画像向上剤。
83. 【請求項８３】水溶性ポリマーがヘパリンである請求の
    範囲第１〜４項のいずれかに記載の画像向上剤。
84. 【請求項８４】水溶性ポリマーが、二価もしくは三価の
    金属カチオンを充分にキレート化するのに必要なもの対
    して過剰に少なくとも２つのカルボキシル基を有するキ
    レート剤と、多価アルコールもしくは炭水化物との間の
    架橋した又は線状のコポリマーである請求の範囲第１〜
    ４項のいずれかに記載の画像向上剤。
85. 【請求項８５】キレート剤がDTPAである請求の範囲第84
    項記載の画像向上剤。
86. 【請求項８６】キレート剤がTTHAである請求の範囲第84
    項記載の画像向上剤。
87. 【請求項８７】多価アルコール又は炭水化物がグリセリ
    ンである請求の範囲第84項記載の画像向上剤。
88. 【請求項８８】外的又は内的磁気共鳴画像形成又はスペ
    クトロスコピィで使用される画像向上剤又はスペクトル
    向上剤であって、該剤が生分解性多糖類を含んで成り、
    キレート剤が、DTPA、TTHA、EDTA又はDOTAから成る群か
    ら選択され、前記多糖類に結合しており、及び常磁性金
    属イオンが該キレート剤に結合している向上剤。
89. 【請求項８９】常磁性金属イオンがガドリニウムである
    請求の範囲第88項記載の画像向上剤。
90. 【請求項９０】剤が約3nmよりも少ない分子直径を有し
    て完全に水溶性であり； Gd−DTPAを静脈内経路により投与した場合の少なくとも
    約3.3倍の強度での、内部腫よう、並びに 胃を除いて、pH約１〜3.5でのガドリニウムのキレート
    解離に依存して、直接導入による体腔と胃腸管 の画像形成に使用される第88項又は第89項記載の画像向
    上剤。
91. 【請求項９１】剤が直径約0.1μｍ〜0.3μｍの微細球物
    理的形状にあり、 ａ）Gd−DTPAを静脈内経路により投与した場合の少なく
    とも約７倍の強度で肝臓、ひ臓及び骨髄、並びに ｂ）胃を除いて、pH約１〜3.5でのガドリニウムのキレ
    ート解離の原因して、直接導入による全ての体腔及び胃
    腸管 の画像形成に使用される請求の範囲第88項又は第89項記
    載の画像向上剤。
92. 【請求項９２】剤が、直径約0.1μｍ〜250μｍの微細球
    物理的形状にあり、静脈内経路により投与された場合に
    肺を画像形成するのに使用される請求の範囲第88項又は
    第89項記載の画像向上剤。
93. 【請求項９３】剤が、約3nmよりも小さい分子直径の完
    全に水溶性形態にあり、初めに腎臓経路により、血液及
    び体から急速に消失し、少なくとも約80％の注射ガドリ
    ニウム投与量が注射から約６時間以内で体から無くなる
    請求の範囲第88項又は第89項記載の画像向上剤。
94. 【請求項９４】剤が、約3nmよりも小さい分子直径、並
    びに剤kg当たり約5000mOsmよりも少なく、ガドリニウム
    μモル当たり約28mOsmよりも少ない浸透活性を有してお
    り、完全に水溶性の形態にある請求の範囲第88項又は第
    89項記載の画像向上剤。