JPS63501798A - 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

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 画像及びスペクトル向上（およびスペクトルシフト）のためのポリキレート剤 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ＮＭＲ画像形成またはスペ クトロスコピイ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。そのようなプ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、３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（ＭＨＩ）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 ）ＭＲｒ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、ＭＨＩ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 グら（Ｒａｎｇｅ　ｅｔａｌ、）、アム・ジェイ・ラディオル（Ａ＋ｎ、　Ｊ　 、　Ｒａｄｉｏｌ）　Ｖ　１４１　、１２０９頁（１９８３）］。最適の条件で 、画像分解能はＵ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ＭＨＩ 診断画像向上剤を開発することが重要になる。ｌ。

それらはＭＨＩ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。３０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、成る転移性癌及びダリア）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、）。

ブロク・ツク・マグ・レス中メト（Ｐ　ｒｏｃ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ 、Ｍｅｄ、）Ｖ２，８３１頁（１９８５）］。４０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。５０画像向上剤は 、−走査場たりの所要時間を低減し、−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。６０体の画像形成は 層面像形成よりも顕著に低い分解能（典型的には０．５〜１　、　ＯｃｊＩ）お よび感応性（信号／ノイズ比が小さい）を有する［ウェスビイら（Ｗｅｓｂｅｙ 　ｅｔ、　ａｌ）、ラジオロジイ（Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）　Ｖ　Ｉ　４９　、１ ７５頁Ｃ１９８３年）コ。これら差は、磁場のより大きな非同−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）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、（スピンーエコーバルスシークエン スの）次の一般式により示される：強度＝　Ｎ（ｆ（）　・ｆ（ｖ）　・ｅｘｐ （−ＴＥ／Ｔ２）　・（１−ｅｘｐ（ＴＥ−ＴＲ／ＴＩ））［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；ＴＩ　＝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 ＴＩ及び１２時間は、画像強度に対して逆の効果を有する。強度は、ＴＩを短く するが又は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”）で ある［ラングら、アム・ジェイ・ラディオル（Ａｍ、Ｊ、Ｒａｄｉｏｌ）Ｖ１４ １，１２０９頁（１９８３）、及びウニインマン（Ｗｅｉｎｆｆｌａｎ）ら、ア ム・ジェイ・ラディオル（Ａｍ、　Ｊ　、　Ｒａｄｉｏｌ）Ｖ１４２．６１９頁 （１９８４）］。ガガドリウムは、医療的画像形成で使用される低用量で、ＴＩ 及び１２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、ＴＩ変化を強調し及び低減するよう にプログラムできる［ラングら、アム・ジェイ・ラディオル（Ａｍ、　Ｊ、　Ｒ ａｄｉｏｌ）Ｖ１４１，１２０９頁（１９８３）］。従ッテ、ｒＴ　Ｉ　＋、： 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、　Ｉ　ｍａｇ、）、Ｖ　３　 、３頁（１９８５）］。従って、充分に緩和されたプロトンのみが、ｒｒ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〜ｌＯ８プロトン／秒である［ブラウン、マグ・レス・イ メイグ（Ｍａｇ。

Ｒｅｓ、　Ｉ　ｍａｇ、）、　Ｖ　３　、３頁（＋９８５）コ。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 ングら、アム・ジェイ・ラディオル（Ａｍ、　Ｊ、　Ｒａｄｉｏｌ）　Ｖ１４１ ．１２０９頁（１９８３）、及びウニインマンら、アム・ジェイ・ラディオルＣ Ａｍ、　Ｊ　、　Ｒａｄｉｏｌ）　Ｖ　ｌ　４２，６１９頁（＋９８４）コ。

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、自由形頼の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）沈澱することがら生じる。

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［ラングら、アム・ジェイ・ラディオル（Ａｍ、Ｊ、Ｒａｄｉｏｌ）Ｖ１４１ ，１２０９頁（１９８３）、及びウニインマンら、アム・ジェイ・ラディオル（ Ａｍ、　Ｊ　、　Ｒａｄｉｏｌ）Ｖ１４２，６１９頁（１９８４）］。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 びウニインマンによる西ドイツ国特許出願（ＤＢ−ＯＳ　３１２９９０Ｂ　ＡＩ （１９８１））に従って、シェリング・エージーーベーレックス・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。シェリングーベーレックス剤は、ア メリカ合衆国及び海外の選択された場所でフェーズ■医療試験を近く完了する予 定である。予備試験の結果は、はとんど全てのヒトの筋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、ブロク・ツク・マグ・ レス・メト（Ｐ　ｒｏｅ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２ 　、８３１頁（１９８５）及びケイ・マグビラ（Ｋ　、　Ｍａｒａｖｉｌｌａ） 、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、ブロク・ツク・マグ ・レス・メト（Ｐ　ｒｏｅ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　 ２　、８７７頁（１９ｉｌｌ　５）、及びプラッシュら、アム・ジエイ・ラディ オル（Ａｍ、　Ｊ　、　Ｒａｄｉｏｌ）　Ｖ１４１、＋０１９頁（１９８３）コ 。シエリングーベーレツクス薬剤は、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（ｌ／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、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（Ｐ　ｒｏｅ、　Ｓ 　ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、８３３頁（１９８５）、及 びジェラルデス（Ｇ　ｅｒａｌｄｅｓ）ら、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（ Ｐ　ｒｏｅ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、８６０頁 （１９８５）コ。

（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１５ＭＨ ｚ）において、顕著な緩和減少を示す［ジェラルデス（Ｇ　ｅｒａｌｄｅｓ）ら 、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（Ｐｒｏｃ。

Ｓｏｃ、Ｍａｇ、Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、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ｌ／２）及び組織障害（腫よう）からも非常に急速に無くなる［ウニイン マン（Ｗｅｉｎｍａｎ）ら、アム・ジエイ・ラデイオル（Ａｉ、　Ｊ　、Ｒａｄ ｉｏｌ）　Ｖ　１４２　、６１９頁（１９８４）コ。これは、イメージングウィ ンドー（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（疾病にかかつているも 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 ［ウニインマン（Ｗｅｉｎｍａｎ）ら、アム・ジエイ・ラデイオル（Ａｍ、　Ｊ 　、Ｒａｄｉｏｌ）　Ｖ　１４２　、６１９頁（１９８４）］。体ＭＨＩ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御するように 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（Ｇ　ｅｒａ　１ ｄｅｓ）ら、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（Ｐ　ｒｏｅ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａ ｇ、Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、８６０頁（１９８５）コ。その緩和性は、 広い範囲のラーマ−（Ｌ　ａｒｍｏｒ）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［プルマン（ Ｂ　ｕｌｍａｎ）ら、ヘルス・フィジクス（Ｈｅａｌｔｈ　Ｐｈｙｓｉｃｓ）　 Ｖ４０．２２８頁（１９８１）、及びグラフｙ−（Ｌａｕｆｆｅｒ）ら、マグ・ レス・イメージングＶ３，１１頁（１９８５）］、エイジアロフェチュイン（ａ ｓｉａｌｏｆｅｔｕｉｎ）［プルマン（Ｂ　ｕｌｍａｎ）ら、ヘルス・フィジク スＶ４０．２２８頁（１９８１）コ、及び免疫グロブリン［グラフｙ　（Ｌａｕ ブラディ（Ｂ　ｒａｄｙ）ら、ツクーマグ・レス（Ｓｏｃ、Ｍａｇ、Ｒｅｓ、） 、　２ｎｄＡｎｎ、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、分子タンプリ 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 ［グラファ−（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［ジエラルデス（Ｇ　ｅｒａｌｄｅｓ）ら、ブロ ク・ツク・マグ・レス・メト（Ｐｒｏｃ。

Ｓｏｃ、Ｍａｇ、Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、８６０頁（１９８５）、グラ フｙ　−（Ｌａｕｆｆｅｒ）ら、マグ・レス・イメージングＶ３，１１頁（１９ ８５）、及びブラウン（Ｂ　ｒｏｗｎ）ら、バイオケミストリイ　Ｖ１６，３８ ８３頁（１９７７）］。緩和性は、Ｇｄ−ＤＴＰＡに対して（Ｇｄｌミリモル濃 度でのＲ１＝１／Ｔｌ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ＴＩにおいて特定の減少を生じさせるのに要するＧ ｄ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２０〜１ ００ミルモルの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、ＴＩ（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ＤＴＰ Ａ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。

［プルマン（Ｂｕｌｍａｎ）ら、ヘルス・フイジクスＶ４０，２２８頁（１９８ １）、及びグラファ−（Ｌａｕｆｆｅｒ）ら、マグ・レス・イメージングＶ３， １１頁（１９８５）、及びナットウイチ（Ｈｎａｔｏｗｉｃｈ）ら、　Ｉ　ｎｔ 。

Ｊ　、Ａｐｐｌ、Ｒａｄｉａｔ、Ｉ　ｓｏｔ、Ｖ　３　３　．３　２　７　頁（ １９８２）コ。

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［グラフｙ−（Ｌ ａｕｆｆｅｒ）ら、マグ・レス・イメージングＶ３，１　を頁（１９８５）、及 びブラディ（Ｂ　ｒａｄｙ）ら、ツクーマグ・レス（Ｓｏｃ、Ｍａｇ。

Ｒ’ｅｓ、）、　２　ｎｄ　Ａｎｎ、Ｍｔｇ、、ワークス・イン・プログレス、 カリ７ｔ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・メト（Ｊ　、Ｎｕｃｌ、Ｍｅｄ、）Ｖ 　２３　、６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（Ｈｎａｔｏｖｉｃ ｈ、）ら、　Ｉ　ｎｔ、　Ｊ　、Ａｐｐｌ、Ｒａｄｉａｔ、　Ｉ　ｓｏｔ。

Ｖ３３，３２７頁（１９８２）、及びクレヤレック（Ｋ　ｒｅｊｃａｒｅｋ）ら 、Ｂｉｏｃｈｅｍ、Ｂ　１ｏｐｈｙｓ、Ｒｅｓ、ｃｏｍｍ、、Ｖ　７７　、５８ １頁（１９７７）コ。これら副次的に最適の条件の全効果は、ＭＲ両画像対する 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（Ｌａｙｎ ｅ）ら、　Ｊ　、Ｎｕｃｌ、Ｍｅｄ。

Ｖ２３，６２７頁（１９８２）］。

この低置換比を解消する試みが、非蛋白キャリヤ、セルロースにら、ヘルス−フ イジクス（Ｈｅａｌｔｈ　Ｐｈｙｓｉｃｓ）　Ｖ　４０　、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 りＴＰＡ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ＣＮ　Ｂ　ｒ−活性化セルロースの（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２〜３　ｎｍ）よりも少ない、好ましくは５００，０００ダルト ン（分子直径約０．５〜１　ｎｍ）よりも小さいことが必要になる［ジェイン（ Ｊ　ａｉｎ）、バイオチクノロシイ・プログレスＶｌ、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、リボゾーム、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、は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２〜３　ｎｍ）〜Ｄ、 １ｔ１ｍ（直径約１０１００ｎ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 非能率的及び低速度で、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（Ｂ　 ｕｏｎｏｃｏｒｅ）ら、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（Ｐ　ｒｏｅ、　Ｓ　 ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、８３８頁（１，９８５）コ。

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（Ｋｕｌ）ｆＴｅｒ（クツペル））細胞により媒介される［ ブノコア（Ｂ　ｕｏｎｏｃｏｒｅ）ら、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（Ｐｒ ｏｃ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ、Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、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、ブ ロク・ツク−マグ・レス・メト（Ｐ　ｒｏｃ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ。

Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　■２　、８３８頁（１９８５）コ。また、不溶性Ｇｄ−Ｄ ＴＰＡコロイドが、インビボ条件でウサギ肝臓のＭＲ両画像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（Ｒａｄｉｏｇ ｒａｐｈｉｃｓ）　Ｖ　４　、６６頁（１９８４）コ。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−ＤＴＰＡ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液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（Ｂ　ｕｏｎｏｃｏｒｅ）ら、ブロク・ツクー？グ・レス・メト（Ｐ　 ｒｏｅ、　Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、８３８頁（１ ９８５）コ。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（Ｇ　ｒａｙｂｉ 　１１）ら、Ｊ、Ｉｎｆｅｃｔ、Ｄｉｓ、Ｖ１４５，７４８頁（１９８２）、テ ィラー（Ｔａｙｌｏｒ）ら、Ａｍ、Ｒｅｖ、Ｒｅ５ｐ、Ｄｉｓ、　Ｖ　Ｉ　２５ 　。

６１０頁（１９８２）、及びカバラ（Ｇ、　Ｋａｂａｌａ）、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ｌ〜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（Ｈｅａｌｔｈ　Ｐｈｙｓｉｃｓ）　Ｖ　３９　、９１３頁 （１９８０）、及びチャン（Ｃｈａｎ）ら、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（ Ｐｒ。

ｃ、Ｓ　ｏｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、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顕著に増加させ 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、ブロク・ツク・マグ・レス・メト（Ｐ　ｒｏｅ、　Ｓ　ｏ ｃ、Ｍａｇ、　Ｒｅｓ、Ｍｅｄ、）　Ｖ　２　、８９６頁（１９８５）コにおい て測定されているごとく、インビボにおいてＴｌ１ｉ相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［ライダー（Ｗｉｄｄｅｒ）ら、キャンサー ・レス（Ｃａｎｃｅｒ　Ｒｅｓ、）　Ｖ　４０　、３５１２頁（１９８０）］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［ライダー（Ｗｉｄｄｅｒ） ら、キャンサー・レス（Ｃａｎｃｅｒ　Ｒｅｓ、）Ｖ２Ｏ，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ｌ／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） 　Ｖ　３　、６５頁（１９８５）］。ひかし、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（ｍａｇｎｅ ｔｉｃ　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’Ｈ，”Ｃ，＋９Ｆ、！３Ｎａ及び ３１ｐ原子核の高磁場ＮＭＲ表面コイルスベクトロスコピイは、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。ガドリニウム及 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、そ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、Ｎ ＭＲ信号源を位置決めし同定するために使用される。成る情況においても、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体内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１０＠（典型的には＞１０′３）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１１５〜約１７２５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１７５〜約ｌ／２５である。画像向上剤は、生体内分解 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１１００ｎ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３〜１０１００ｎ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−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７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、動物全体又はその成る部位 を画像形成する核磁気共鳴（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、生体内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（ｌ−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、生体内分解性であり、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 スルフヒドリル基；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、は乳動物の生理的ｐＨ及び温度において少な くとも約１０”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、は乳動物によって、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体内 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”。

Ｎｏ”−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、ガドリニウムと組おける）画像を非常に効果的に向上させる。ＭＨＩ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、生体内分解性であるべきである。本願において使用 する「生体内分解性」なる語句は、内的に存在するは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体内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、は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、ｔ、ｏｏｏ〜２．Ｏｏ　ｏ、ｏ　 ｏ　ｏダルトンである。はとんどの用途により好ましい寸法範囲は、約４０，０ ００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核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、成る場合に、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の架橋を防止する（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、刑責用を最小にし、及び後のインビボでの生体内 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１０，０００〜２０，０００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［グロツテ（Ｇｒｏｔｔｅ）、アクタ・チル−シカ・スカンダナヴイ ア（Ａｃｔａ　Ｃｈｉｒｕｒｇｉｃａ　５ｃａｎｄａｎａｖｉａ）Ｖ２１１（補 遺）、５頁（１９５６）］。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０．１μ貫〜約２５０μ！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！よりも小さい直径で静脈内注射によりは乳動物に投与され 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゜ｌ〜３．０μｌ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３〜２５０μ肩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、プロティンＡ１ビイチン又はアビジン５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は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、親和性及び食食が保護又は改 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、１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、ｌクロム、＠８ ガリウム、１′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２ ６（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体内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Ｍ２ｏ、ｏ　ｏ　ｏ〜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 は大腸での生体内分解の時に、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。

かなり急速な生体内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、二価又は二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、これらは、他の目的で有益である場合には、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。

成るデキストラン（分子量４０．０００〜７０，０００形態）、ＤＴＰＡ及びＧ ｄ（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ｐ）（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−脳を飾糸）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ＧｄＯ，０１〜０．０７５ミリモルであり、典 型的には１キログラム当たりＧｄＯ，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ＧｄＯ，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゜０’１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Ｇ、ｄ−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ＧｄＯ，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（Ｆ　ｅｒｒｉｔｉｎ）−鉄）のＲ１！和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（ＰｒｏｆｅｒｄｅｘＸ２ ０％鉄、重量／重量）（ファイソンズ・ファマシューテイカルズ（Ｆ　１ｓｏｎ ｓ　Ｐ　ｈａｒｍａｃｅｕｔｉｃａｌｓ））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　ＰＣ２０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Ｎ　Ｍ　ＲＴ　１向上活 性を試験した。この結果を、硝酸第二鉄（Ｆｅ（Ｎ　Ｏ、）３・９Ｈ，Ｏ，シグ マ・ケミカルズ製（ミズーリイ州（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（Ｐｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅｓ、　Ｉ　ｎｃ、））の形態のＰ 　ｅ”と比較した。ここでｐ＋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。

第１表 水ＴＩの５０％減少を生じ　Ｒ１緩和 化合物　させるＦｅ″３ａ度（、ｔｔ９／ｍ（１）（１／ミリモルＸ秒）デキス トラン−Ｆｅ　１９　０．８１？硝酸第二鉄　４２　１．４７６ Ｆｅ−フェリチン　１００　０．５４１（水プロトンＴ１時間における５０％減 少を生じさせるＦ　ｅ＝３Ｑ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 （４２／１９　μＩ？／２ｆ２）にＰ　ｅ”の常磁性活性比を増加させた。低Ｐ ｅ濃度は、Ｆｅ原子当たり、より高いＩＨ緩和性を示す。デキストラン−鉄の増 加したこのＴＩ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゜４２．４２／１００　μ９７πＱに対応）。

この減少された能力は、Ｔｌ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 微細粒子内に捕捉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ＴＩ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ＮＭＲＴＩ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 エケルマン（Ｅ　ｃｋｅｌｍａｎ）らの方法［ジエイ・ファルム・サイ（Ｊ、Ｐ ｈａｒｍ、　Ｓｃｉ、）　ＶＢ２，７０４−７０６（１９７５）コによって調製 されたＤＴＰＡの環状二無水物を、キャルバイオケムーベーリング・コープ（Ｃ ａｌｂｉ。

ｃｈｅｍ−Ｂｅｒｉｎｇ　Ｃｏｒｐ、）から高純度の状態で得た。環状二無水物 ６゜０９を、（最大で）ｐＨ７、０〜８，０の、ＨＥＰＥＳ緩衝剤　ＺＳＸ＠／ 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（Ｐ　ｈａｒｍａｃｉａＣｈ ｅｍｉｃａｌｓ））　１．７２９に滴下した。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、Ｎ　ａ 　ＯＨを使用してｐＨ７，０〜８．０に再調節した。ｐ）（５，５で蒸留水２０ ０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−ＤＴＰ Ａ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、ｔ　ｏ　ｏ、ｏ　ｏ　ｏ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 ）・ニーポレイション）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（上記の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、ｐ）（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２．１９のＧｄＣ１２３・７．０５ＨｔＯ（アルファ・ラボ ラトリイーズ（Ａ　ｌｆａ　Ｌ　ａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ））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１．３８９に添加した。１０．ＯＯＯＭＷ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ブレキツメトリック（ｃｏｍｐｌｅｘｏｍｅｔｒｉｃ）滴定 によってモニターし［ライル（Ｌｙｌｅ）ら、タランタ（Ｔａｌａｎｔａ）　Ｖ 　１０　、１１７７頁（１９６３）コ、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、ポリマーの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、Ｇ’ｄの量を正確な化学量論 に調節した。この標準コンブレキツメトリック滴定は、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ＴＩ緩 和性、Ｒ１は、１００　／ＣｘＭ　ｘ秒）よりも大きい（■ＢＭＰＣ２０ミニス ペクトロメーター、ＩＢＭインスツルメンツ（Ｉ　ｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ））。

比較のために、ＧｄＣｌ３のＲ１は３．０３／（ｘＭ性は、蒸気圧法によりめた （ウェスカー（Ｗｅｓｃｏｒ）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１にｇ当たり３５９０ｍＯｓ＋ｎ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（Ｏｒｉｏｎ　Ｂ　ｉｏｍｅｄｉｃａｌ　Ｉ　ｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ））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、１ ０．ＯＯＯＭＷ（デキストランＴＩＯ，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ｉｃ）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ＴＩＯ（ＭＷ＝１１，０００．Ｒ１ ＝４．２４／（ｘＭ　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　Ｎａ０ｇ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３〜１００ｎｘ）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Ｄ ＴＰＡ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、非常に純粋なビスーサイクリックＤＴＰＡ無水物（キャルバイオケム ーベーリング・コープ）４４ｍ９を、乾燥Ｎ、Ｎ−ジメチルホルムアミド（ベイ カー・ケミカルズ（ＢａｋｅｒＣｈｅｍｉｃａｌｓ））　１　、５　ｃｃ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）２０３１１？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、Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ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愈で；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、必要なりＴＰＡ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／（ＩＭＸ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０．１〜０．２μ贋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２ ２℃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 、ｐｉ（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、２μｌ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ｊｌｌｏ、００ ０．４０，０００１”７ｏ、ｏ　ｏ　ｏを持つ特定バッチのデキストラン−ＤＴ ＰＡ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りもホスト細胞及びリンパにおいて急速に生体 内分解されもする。

これは、局在キャリヤからＧｄ−Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ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Ｇ　ｄ”結合の安定化に役立 ち、従って、Ｇｄ安定性定数を１０”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−Ｄ　ＴＰＡ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ブラスマ体 積膨張を生じさせることなく、ＭＨＩ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デキストランー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。２５〜２ ５０π９／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＋５３Ｇｄにより評価して、約５０及び１８０分のｔ　ｌ　／　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−Ｄ　 Ｔ　Ｐ　Ａ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−、ジー、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−５Ｏ４、コンドロイチ ン（ｃｈｏｎｄｒｏｉｔｉｎ）　−Ｓ　Ｏ４、デルマタン（ｄｅｒｍａｔａｎ） 　−Ｓ　Ｏ４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、””Ｇｄ−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（ｔｌ／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（ＴＩ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。肝臓からの微 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ｔ　１　／　２は、約 １５〜２０分であった（新しく切取った器官におけるＮＭＲＴＩ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＋５３（、ｄ及びＮＭＲＴＩ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。

Ｃ０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３〜１００　 ｎｉ）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、１　％　−ｃ　ｄ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ｔｌ／２で生じた（同法）。

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（Ｓ　ｍ１ｓ ｓ）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”” Ｇｄ−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（ ０，１〜０．５μＲ）の親水性微細球として再調製した。要するに、この方法は 、綿種油などの油中でデキストラン−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（ｓｏｎｉｃａｔｅ）　Ｌ、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Ｇ ｄ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／（πＭｘ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ＴＩ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≧６５，０ ００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Ｎ／２で）自発的に（初めに捕捉され）消失される。３０分のｔｌ ／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ＮＭ Ｒ画像は選択的に向上する。

最適Ｔ１減少は、Ｇｄの注射投与ｊｉ（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−Ｄ　ＴＰＡ、０．１０〜０．３ ０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 ＴＩ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ｆｉ（０，００７ミリモル／に９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。

水プロトンのＴ１の５０％減少を生じさせるのに要する全物質及びガドリニウム の濃度 （インビトロＸ［ＢＭ　ＰＣ２０ミニスペクトロメーター、２０ＭＨｚ）試料物 質　物質濃度　ガドリニウム　Ｇｄ比活性比（μ９／Ｊ１１２）　濃度ＣＭ／　 １０一つ　注１）溶解性Ｇｄ−ＤＴＰＡ　注２） ＤＭＦ有機溶媒中で合成した デキストラン−ＤＴＰＡ− Ｇｄの微細球 （Ｉ　ＤＴＰＡ／７ぶどう糖）　８０　４．３５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（Ｓ 　ｐｒａｇｕｅ−Ｄ　ａｗｌｅｙ）ラットについて、０゜３５−テスラ、ダイア ソニックス（Ｄ　１ａｓｏｎｉｃｓ）医療ＭＲ画像形成システム及び３０ｃｘｒ ｆ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 フェンスを使用した：　１）０．５秒のＴＲを伴ったスピン−エコー（ＴＩを加 重した画像のため）、２）インバージョン・リカバリイ（ＩＲ）（ＴＩ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）。ダイアソエックス・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・シーフェンス（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ＴＩ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、ＩＢＭＰＣ２０ミニスペクトロメーターを使用してそれらのＴ　 Ｉ　（Ｉ　Ｒ）及びＴ　２　（Ｃａｒｒ　−Ｐ　ｕｒｃｅｌｌ　−Ｍｅｉｂｏｏ ｍ　−Ｇ　１ｌｌ）緩和時間を３７℃でめた。

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）Ｇｄ：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製された０、１〜０．５μＭ親水性Ｇｄ：ＤＴＰＡ−デ キストラン微細球（０，００９ミリモル／＆９）　（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Ｔ Ｉ値を以下のように減少させた： ＴＩ減少（％） （後３０分　対　前） 肝臓　腎臓 Ｇｄ：ＤＴＰＡジメグルミン　２４．６　５５．７Ｇｄ：ＤＴＰＡ−デキストラ ン微細球　５４．４　２６．０画像強度は、ＴＩ緩和時間減少に反比例して増加 した（向上し１コ）。

ＴＩ変化の器官パターン（上記の表）は、Ｇｄ：ＤＴＰＡ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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａジメグルミン剤に必要になるよりも１０〜２ ０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：Ｄ　 Ｔ　Ｐ　Ａジメグルミンでなく）Ｇｄ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投与量化は、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ＴＩを、剤投与後３５分でのＴＩと比較した。

新しく切取った器官の（ＩＢＭＰＣ２０ミニスペクトロメーターで測定した）Ｔ ｌ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。Ｔ Ｉ変化は、１２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ＴＩ減少（％） （後３５分　対　前） １、Ｇｄ：ＤＴＰＡジメグルミン　１４．４２、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、Ｇ ｄ：ＤＴＰＡ−デキストラン微細球が、ＭＲ両画像び／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（ヘパドーム）のインビボＮＭＲ画像向上直接ニードル丁バンクチュ ア（ｎｅｅｄｌｅ　−ｐｕｎｃｔｕｒｅ）法を使用して、７７７７一種先天性移 植可能転位性モリス・ヘパドームを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Ｉ　、　Ｏｃｍ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）グイナソエックス臨床ＭＨＩシステムで０． ３５テスラで３０ｃｔｉｒｆコイルで行なった。ボスト−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、ＴＩ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によるスピンーエコー）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／ｋ ｇ）により、Ｇｄ：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ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ＴＩ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 ＴＩ（ミリ秒） 腫瘍（ヘパドーム）　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（ＲＩ　Ｆ肉腫）のイ ンビトロＮＭＲ−ＴＩ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（ヘパドーム）により選択的に吸収されることは、７７７７ヘパト 一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１ｃｘ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、ＴＩ緩和時間に対するＧｄ−微細球の効 果をＩＢＭＰＣ２０ミニスペクトロメーター（Ｍ　ｉｎｉｓｐｅｃｔｒｏｍｅｔ ｅｒ）で試験した。その結果を以下に示す。

器官／組織　対照ＴＩ（ミリ秒）　減少％−注射後腫瘍　８０４３．９ 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 へ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（ならびに牌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■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Ｇｄｊｌ（０、０２ ４ミリモル／ｋｇに対して０．００７ミリモル／　ｋｇ）の投与。

実施例８ Ｇｄ：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ−デキストラン溶解性ポリマーのインビボ注射後の記実施 例参照）に、０．０９ミリモル／ｋｇのＧｄ投与量でＧｄ：Ｄ　Ｔ　ＰＡ−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、Ｉ ＢＭ　ＰＣ２０ミニスペクトロメーターで器官および腫瘍のＴＩＩ和時間を測定 した。

器官／組織　ポリマー分子量　対照ＴＩ　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想されるように、Ｇｄ：Ｄ ＴＰＡ−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＋００００のポリマーの場合では見られない（ 上記の表を参照）。）ＲＩＦＩ瘍はか、マウスの足ではなくて肝臓で成長するな ら、肝臓内ＲＩＦＩ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（肝臓へパトームの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）を提供すると予想される。

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ＴＩ加加重血液両画像ゲーティン 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Ｇ　ｄ／ｋｇで）を時刻ゼロにおいて、スブ ラグーーダウレ−？　（Ｓ　ｐｒａｇｕｅ　−Ｄ　ａｗｌｅｙ）　・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、Ｇ ｄ−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・ペシジッ ク（Ｒ、ｐ　ｅｓｈｏｃｋ）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原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１Ｏ 静脈注射したＧｄ−ＤＴＰＡ−デキストランＴ７０のＣＢＡマウスによるＬＤｓ ｏは、１２．３ｇ／Ｋｇであった。これは、天然デキストランのＬＤ、。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ミリモルーＧｄ／Ｋｇに相当した。毒性量 ／有効量比は、９０（＝２．２６１０．０２５ミリモルーＧ　ｄ／　Ｋ　ｇ）で あった。また、Ｇｄ−ＤＴＰＡ−デキストランＴ７０のＬＤ、。は、ＧｄＣｌ２ ｓのＬ　Ｄ　ｓ。

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、。は、＞　１２５０　ｔａｇ／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、Ｌ　Ｄ 　ｔ。の１１５〜ｌ／Ｉ　Ｉ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（ ２５０ＪＩｇ／ｋｇ：　０．０６ミリモルーＧｄ／ｋｇ）でＧｄ：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（Ｓ ＧＯＴ）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ｌ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！！ 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（０，４ ｘＩ２．０．５５ミリモル）を乾燥Ｎ、Ｎ−ジメチルホルムアミド０．４ｒｘＱ に（超音波処理により）懸濁させたＤＴＰＡ環状ジアンヒドリド（２９６１９） 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　Ｓ ｙｓｔｅｍ）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 ０３１１２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（Ｗａｒｉ ｎｇ）　＊ブレンダーにより２０分間剪断した。ＧｄＣｆｆ３−７．０５ＨｚＯ （３２７１ｇ）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 、２５０　Ｘｇ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ｔ　ｏｏｏ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％カリ１，０００〜１ ０，０００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ＴＩ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。）： ＴＩを５０％減少させる投与量 全重量（μｇ／１１２）　Ｇｄ（Ｍ／　１０−’）Ｇｄ：ＤＴＰＡ−グリ　３２ 　５．０ セロールコポリマー 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、ｌ　ＯＯ／（ｍＭ　・秒）以上であッに０ＣＢＡマウスにＧｄ：Ｄ ＴＰＡ−グリセロール１３０ｒｒｇ／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ＴＩ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ＴＩ　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、Ｍ Ｒ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：Ｄ　Ｔ 　Ｐ　Ａ−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、（Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ−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５０ηまたは粒子１５０ｚ９を０．０５ＭＮ ａＣｌ２を含む蒸留水に懸濁させた。過ヨウ素酸ナトリウム（０，０５Ｍ、３０ ０μＱ）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、１５靜 の蒸留水または塩水に入れた。過ヨウ素酸塩−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１〜３Ｊ！９を加えた。この混合物を再度３０分間撹拌して、次にＮ ａＢＨ４（８Ｑ）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。ｌ）Ｈ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７７．０を含有する０　、　１５　Ｍ、Ｎ ａＣ１２中で０．０２Ｍリン酸塩緩衝液１１１２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ＩＩＪ−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Ｐｃ部分を結合するプロティン（Ｐ　ｒｏｔｅｉｎ）Ａ　（ファー マシア・ケミカルズ（Ｐ　ｈａｒｍａｃｉａＣｈｅａ＋１ｃａｌｓ））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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ）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Ｇｄ：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ（シ ェリング（Ｓ　ｃｈｅｒｉｎｇ）社、西ドイツ／バーレックス・ラボラトリーズ （Ｂ　ｅｒｌｅｘ　Ｌ　ａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ）社、アメリカ合衆国）の０． ９５Ｍ溶液を蒸留水（０，２５ｉＯ中のヒト血清アルブミン（１２５１９、シグ マ・ケミカル（Ｓｈｉｇｍａ　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　５ｃｉｅｎｔｉｆｉｃ））３ ０ｘＱ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（０，１〜０．６μｇ）にした。このエマルジョンを予備加熱（１ ４０℃）して高速で撹拌している１００ｉ１２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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ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２２ ０℃に冷却し−・サイエンティフィック（Ｆｉｓｈｅｒ　５ｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ）社）６０ｊＩＣ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． １〜０．５μＩ（直径）の範囲に有り、平均値は、０．３μｌであった。

微細球（Ｇｄ：ＤＴＰＡニジメグルミン：アルブミン）は、生理食塩水（０，０ ２Ｍリン酸塩緩衝、０．１５ＭＮａＣのの水プロトンのＴＩ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（ＩＤｓｏ）として、活性を表現した。微細球は 、Ｉｘｇ／ｍ（ｌ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　ＩＤ、。（全重量） 未洗浄微細球懸濁液　０．２５２！ｇ／吋速解放上澄み　０　、３０　ｘ９／ｚ Ｑ洗浄微細球　３　、８　ｘｇ／１ｉ（ＩＧｄ：ＤＴＰＡジメグルミン　０　、 ０８４　ｚ９／＊（１微細球（Ｇｄ：ＤＴＰＡニジメグルミン：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、肝臓クツペ 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、Ｉ ｔＪ−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。

”Ｊカウ７）：　”！カウント： ３０分において回収さ　目標器官の７当たり器官　れた全体に対する％ 血液　７．２　１０．８ 胛臓　０．８　３２．８ 肝臓　５７，６　１１９．０ 肺　３１．５　３６９．１ 腎臓　２．９　２６．２ 全体　１００．０ （穏やかな急性の肺隔離を伴う）肝臓および牌臓による吸収パターンは、小さい （く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Ｔｌｆｌ和時間を測定することにより定量した。

注入物質　肝臓ＴＩ（ミリ秒）　対照に対する％塩水（０，１５Ｍ）　３３２　 対照 アルブミン微細球　３１４　９４．５ Ｃ４５ｕ／ｘＱ、全重量； ０．１ミリモル／ｋｇＧｄ） Ｇｄ：ＤＴＰＡジメグルミン　３２７　９８．５（０，１ミリモル／ｋｇＧｄ） （インビトロＴＩ効果に対して標準化した）同等の投与量では、Ｇｄ：ＤＴＰＡ ニジメダ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ＴＩ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の非常にゆりく りとした解放（８時間でｌ／２）により必要となる。

実施例１４ （Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ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ニジエチルアミノエ チル微細球およびＧｄ：ＤＴＰＡニ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ニジエチルアミノエチ ル−デキストラン微細球の調溶液１．ジエチレントリアミン五酢酸（Ｄ　Ｔ　Ｐ 　Ａ、シグマ・ケミカル社）０．７２ｙを蒸留水２．５順に溶解し、ＮａＯＨに よりｐＨを７゜２に調節し、ＧｄＣｌ２ｓ・６ＨｔＯＯ，３４９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、■正電荷基を有する分子！５００゜０００のもの、シグマ・ケ ミカル社）を蒸留水２　、５　ｘ（ｌに１９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ｌおよび２を混合した：ｐ）（を７．２に調節し、混 合物を蒸留水で２回洗浄して（１回の洗浄光たり２０村）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（Ａ　ｍ１ｅ ｏｎ）社、ＸＭｌｏｏ）による分子濾過により溶解性ポリマーを５０〜１００ｘ ９／ｙ（ｌ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、ＤＥ ＡＥ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） ３０ｘ（！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ｌ をＩｘＱ滴加した。水相を０．２〜０．４μ肩の微滴にするために、３ｘｚのマ イクロデツプ（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、（醇化防止剤を含む）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）６０ｚＱにより３回で除き、試料を１６時 間凍結乾燥した。０．１〜０．３μ次の範囲にあり、平均直径が０，２μ裏の微 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、ＤＴＰＡを溶解 し、ｐ）（を７．２に調節し、ＤＥＡＥデキストラン１２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”およびＦｅ“３のＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキａ、　Ｇｄ ＋３のキレート化。蒸留水２１１Ｑ、にＧｄＣｌ２ｓ”　６ＨｔＯ２８０Ｒ９を 溶解したものに、実施例１３のＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキストラン微細球１００ ｍｇを加えて３０分間撹拌した。加圧窒素下、分離限界３００．０００、直径４ ３ｘｘのフィルター（アミコン社、ＸＭ３００）を使用して、蒸留水（ｐＨ５， ５）２０ｍ（ｌ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２峠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、 ０．１〜０．５μＩ（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１００１ｇをＦｅＣＱｓ　−６ＨｔＯ３５０ｘ９に加え、実施例１５．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． １５〜０．６μｌであった。

実施例１６ 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２０ＭＨｚパルスＮＭＲスペクトロメーターを使用して 、プロトンＴＩ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。ｔａｇ。濃度は以下のよ うであったよ 物　質　ＩＤＳ。（全重量） Ｇｄ：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキストラン　０．１２５Ｒ９／ヌρ＊）溶解性ポ リマー Ｇｄ：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキストラン　０．１６０ｘｇ／ｘ（１微細球 後でＧｄ充填されたＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ　ｏ、ｔ　７５η／ｊｌｆｆ−デキスト ラン微細球 Ｇｄ：ＤＴＰＡジメグルミン　０．０８４１１９／酎＊）＊）Ｇｄのモル濃度＝ ４．６Ｘ１０−’Ｍ（Ｇｄ：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキストラン溶解性ポリマー の場合） ＝９．Ｏｘｌ　Ｏ−１ｓ０−１ｓ：ＤＴＰＡジメグルミンの場合） 溶解性Ｇｄ：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキストランポリマーは、Ｇｄ：ＤＴＰＡジ メグルミンより１．９６倍有効であった。この向上しｆ二緩和性は、Ｇｄ：Ｄ　 Ｔ　Ｐ　Ａ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Ｄ ＥＡＥ置換基への強い非共有結合によるしのであった。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：Ｄ ＴＰＡ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畦 Ｆｅ：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキストラン微細球を７０％エタノール−水溶液中 にｌｘｇ／ｘＱで懸濁させ、ｌＯ〜５０μａ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７５０Ｘｇ、１２分で沈降させて、スライドガラ スを乾燥した微細球二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Ｆ　 ｅ″’は、染色溶液の酸性ｐＨ１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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　ＡポリマーおよびＧ ｄ：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ微細球のインビボ試験ａ、マウス器官のプロトンＴＩ緩和時 間２５ｇのＣＢＡマウスに試験物質を静脈注射した。３０分でマウスは所領（全 採血）し、肝臓および腎臓を切除して、プロトンＴＩ緩和時間（２０ＭＨｚＳＩ 　Ｒパルス・シークウエンス）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（ｈＤｓ。分析）に基づいて同等量にした。

（ミリモル／ｋｇ）　肝臓　腎臓 Ｇｄ：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥデキスト　０．２３　６９　２８ラン溶解性ポリマー Ｇｄ　：　ＤＴＰＡ　：　ＤＥＡＥデキスト　０．２３　８１　７８ラン微細球 Ｇｄ：ＤＴＰＡジメグルミン　０，４７　８３　２４＊）対照器官のＴ１の値は 、肝臓については３３０ミリ秒、腎臓については３８５ミリ秒であった。

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：Ｄ ＴＰＡ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ＴＩの減少には比較的効果がなかった。（フェイズ■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。） 試験物質を５００９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（ダイアソエックス社）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ＴＨにおけるスピンエコー・ パルス・シークウエンスならびにインバージョン・リカバリー・シークウエンス の双方を使用して）肝臓および腎臓の厚さ０　、５　ｃｍの切断画像についてＴ Ｉ加重画像を得た。ＴＩ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、ラットは所領（全採血）した。肝臓、腎臓および牌臓を切除し、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：Ｇｄ（ミリモル／　ｋｇ） Ｇｄ：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥデキストラン溶解性ポリマー　０．３０Ｇｄ：ＤＴＰ Ａ：ＤＥＡＥデキストラン微細球　０．１５Ｇｄ：ＤＴＰＡジメグルミン　０． ３０ＴＩ（対照に対する％） 試験物質　器官　インビトロ　インビトロ＊）溶解性ポリマー　肝臓　６５　６ ４ 胛臓　ＮＴＨ）　４８ 腎臓　７７　８ 微細球　肝臓　６３　５３ 牌臓　ＮＴ　４３ 腎臓　６３　２３ ジメグルミン　肝臓　８３　８８ 牌臓　ＮＴ　８６ 腎臓　５７　２５ ＊）対照プロトンＴｌ値：肝臓２７５ミリ秒、牌臓４６４秒、腎臓４９２秒 ＊＊）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 ラットの肝臓の画゛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ＴＩ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、ＴＩ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：Ｄ　 Ｔ　Ｐ　Ａ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 （実施例１４と同様に調製した）Ｆｅ”：ＤＴＰＡ：ＤＥＡＥ−デキストラン微 細球を１４０　ｘ９／　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、肝臓および牌臓を切除した。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（酸性フエローフヱリ 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、肝臓のクツペル細胞および牌臓の洞様毛細血管の大食細 胞に、鉄−正粒子の０．１〜０．６μ友（直径）のヘビー・コンセントレージョ ン（ｈｅａｖｙ　ｃｏｎｃｅｎｔｒａｔｉｏｎ）（３＋／４＋）が存在した。肝 臓および牌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”：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Ｄ ＥＡＥデキストランに（非共有的に）結合し、肝臓および肝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内向上よび（先の）牌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 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種マウマウスのホ ルマリン固定器官（脳、心臓、肺、肝臓、牌臓および腎臓）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 ＴＩ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分後に起こつたことが重要であ る。従って、合わせて考えると、実施例１６および１８は、肝臓、胛臓および骨 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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ 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、Ｉ）Ｈ１０に調節し、綿実油１００ｘＱに１，８ｘＣ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（０，２〜０．５μ ス）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、 牛膝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と同様にした微細球は、直径が０．１〜０，４μスであった。インビトロ ＮＭＲＴｌ活性は以下のようであった： 物質　ＩＤｓ。

Ｇｄ：ＤＴＰＡニジメグルミン：　０．０４５ｘ９／ｘ（１ヘパリン微細球 Ｇｄ：ＤＴＰＡニジメグルミン　０　、０８４　ｘ９／ｘ（ＩＧｄ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ニ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Ｔ ＩＩＩＥ和の減少割合は、以下のようであった： 肝臓　６％ 従って、これらの微細球は、（約１５分必要とする）肝臓邦よび脛臓によるクリ アランスに対して十分長い間そΦ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察されなかった。

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 （分子量１１０００の溶解性ポリマー）に加え、ＴＩ　ＩＤｓ。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−デキストラン分　Ｉ８子量１１０００溶解性ポリマー Ｆｅ：デスフェリオキサミン　１１３ Ｆｅ：ＤＴＰＡ　３７ 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ＢＲ Ｏ黒色腫のインビボ撮像 スイス（Ｓ　ｗｉｓｓ）種ヌード・マウスの腋の柔らかい組織で２．０〜６．０ ｇ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、３０ｃｘｒｆコイルおよびＴｌ加重ス ピン−エコー・パルス・シークウエンス（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、ベンドパルビタールをマウスに使用 する。ＴＩ緩和は、新しく切除した器官について行９た。一般に、これらのＴｌ 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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　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：Ｄ　Ｔ　Ｐ　ＡジメグルミンよりＧｄ：ＤＴ ＰＡ＊）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王国 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、ＤＴＰＡ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（ｄｅｃｙ ｌｉｚｅ）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ー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、簡単なりＴ ＰＡキレートは、Ｇ（Ｉ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、酵素化半反応／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・ニッ 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 ニア０４）； （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 ィシイン（Ｊ　、　Ｎｕｃ、　Ｍｅｄ、　）　！　９８１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Ｄ　Ｔ　Ｐ　Ａ、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・ラッカー（Ｋ　、　Ｌ　、　Ｔ　ｕｃ ｋｅｒ）、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（Ｂ　ｉｏｃｈｅｍ、　Ｂ　１ｏｐｈｙＳ。

Ｒｅｓ、　Ｃｏｍｍ、　）１９７７年、７７：５８１）。　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ｌ５３ｃｄを使用し、パドマーカー・クルカーニ（Ｐａｄｍａｋｅｒ　Ｋｕ ｌｋａｒｎｉ）博士（ユニヴアーシティ・オブ・テキサス・ヘルス・サイエンス ・センター（Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ　ｏｒＴｅｘａｓ　Ｈｅａｌｔｈ　５ｃｉｅ ｎｃｅ　Ｃｅｎｔｅｒ）、イメージング・センター（Ｉ　ｎａｇｉｎｇ　Ｃｅｎ ｔｅｒ）、ラジオロジー（Ｒａｄｉｏｌｏｇｙ）、ダラス（Ｄａｌｌａｓ）（Ｕ ＴＨ３ＣＤ））と共同研究で行った；また、磁気共鳴撮像は、ＴＩ加重スピン− エコーおよびインバージョン−リカバリー・パルス・シークウエンスを使用して 、３０ｃｘｒｆヘツ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（Ｊ　ｅｆｆｒｅｙ　Ｗｅｉｎｒｅｂ）博士、ウィリア ム・ニードマン（Ｗｉｌｌｉａｍ　Ｅｒｄｍａｎ）博士およびジェセ・ニーエン （Ｊ　ｅｓｓｅ　Ｃｏｈｅｎ）博士（ユニヴアーシティ・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８センターーラジオロジー（Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍａｇｎｅｔｉｃ　Ｒｅｓ ｏｎａｎｃｅＩｍａｇｉｎｇ　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。

１Ｒ１ｕ＋＋１１１．７゜１，９゜、４゜、、１゜６．。：’ＣＴ／ＵＳ　８６ １０２４７９Ａ−’Ｊ）ＩＥＸＴｏＴＨＥＩＮＴＥＲＮＡＴＩＣＮＡＬＳＥＡ： （ＣＨＲＥ？ＣＲＴＯＮＩＮＴＥＲＮＡＴ：０ＮＡＬ　Ａ？？”−ＩＣ，”ｓＴ ：ＯＮ　Ｎｏ、　ＰＣＴ／ＩＪＳ　８６１０２４７９　（ＳＡ　１５２２０）

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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 る生体内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、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又は 腸の微生物によって、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体内分解される 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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．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．キレート剤は、正に帯電した、ＥＤＴＡ、ＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ又はＤＯＴ Ａ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．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．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．抗体に、又は天然もしくは誘導抗体に二次的に結合する物質に結合してい る第１〜４項のいずれかに記載の画像向上剤。 ３２．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．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．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．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．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．結合キレート剤を有するポリマーは親水性微細物理的形状を有し、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．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 １００ｎｍである請求の範囲第３５項記載の画像向上剤。 ３９．生体内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体内分解される向上剤。 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．常磁性金屑イオンは、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．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．キレート剤は、ＥＤＴＡ、ＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ又はＤＯＴＡである請求の 範囲第３９項記載の画像向上剤。 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，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．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．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．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．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．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．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．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．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３９項記載の画 像向上剤。 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．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．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．親水性徴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３９項記載の画像向上剤。 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 成る生体内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体内分解性である向上剤。 ５９．金属イオンは、５１クロム、８８ガリウム、８８ｍ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．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．キレート剤は、ＥＤＴＡ、ＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ又はＤＯＴＡである請求の 範囲第５９項記載の画像向上剤。 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．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．微細球物理的形状の平均直径は約０．１μｍ〜約２５０μｍである請求の 範囲第６３項記載の画像向上剤。 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．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２ ５０μｍである請求の範囲第６５項記載の画像向上剤。 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．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．キレート剤は、ＥＤＴＡ、ＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ又はＤＯＴＡである請求の 範囲第６７項記載の画像向上剤。 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．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．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．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．直径約０．１μｍ〜約２５０μｍを有し、合成によりまたは天然に誘導さ れた生体内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の形成定数を有する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；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．マトリックスはデキストランであり、水溶性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 細球の油槽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．ポリマーマトリックスはヘパリンであり、水溶性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．患者から得られるＮＭＲ画像を向上させる方法であって、ａ）画像向上剤 又はスペクトル向上剤を供給し、該向上剤は、 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有してなる、 生体内分解性水溶性親水性ポリマー：ポリマーに結合しており、生理的な温度及 びｐＨにおいて二価又は三価の金属イ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 を含んで成り、画像向上剤は、低毒性の、中間代謝産物、排出可能なキレート、 オリゴマー、モノマー又はそれらの組み合わせへと生体内分解され、及び ｂ）該画像向上剤を患者に投与する ということを含んで成る方法。 ７８．キレート剤は非共有のイオン結合により結合している請求の範囲第７７項 記載の方法。 ７９．キレート剤は、ポリマーのモノマー単位にそれら自体共有結合しているイ オン化基の正味の帯電と、キレート剤の正味の負（又は正）帯電との間の対イオ ン結合により結合している請求の範囲第７７項記載の方法。 ８０．ポリマーがデキストランであり、キレート剤がＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ、 ＥＤＴＡ又はＤＯＴＡであり、対イオン結合は、デキストランの正帯電第４級ア ンモニウム結合である請求の範囲第７９項記載の方法。 ８１．ポリマーがＤＥＡＥ−デキストランであり、対イオン結合が、ＤＥＡＥ− デキストランの正帯電第４級アンモニウム基への負帯電ＤＴＰＡの結合である請 求の範囲第８０項記載の方法。 ８２．ポリマーが多糖類であり、対イオン結合が、多糖類に共有的に共役した負 帯電スルフェート又はスルホニウム基へのＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ、 ＥＤＴＡ又はＤＯＴＡの正帯電第４級アンモニウム誘導体の結合である請求の範 囲第７９項記載の方法。 ８３．ポリマーがデキストランであり、対イオン結合が、デキストランに共有結 合した負帯電スルフェート又はスルホニウム基へのＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ、ＥＤＴ Ａ又はＤＯＴＡの正帯電第４級アンモニウム誘導体の結合である請求の範囲第７ ９項記載の方法。 ８４．ポリマーがデキストランであり、対イオン結合が、デキストランに共有結 合した負帯電スルフェート又はスルホニウム基へのＤＴＰＡの正帯電第４級アン モニウム誘導体の結合である請求の範囲第７９項記載の方法。 ８５．ポリマーがデキストラン−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、ヘパリン、又はそれらのオリゴフラグメントであり、 対イオン結合が、デキストラン−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、ヘパリン、又はそれら のオリゴフラグメントのモノマー単位に共有結合した負帯電化学基への、ＤＴＰ Ａ、ＴＴＨＡ、ＥＤＴＡ又はＤＯＴＡから成る群から選択されたキレート剤の正 帯電第４級アンモニウム誘導体の結合である請求の範囲第７９項記載の方法。 ８６．ポリマーがデキストラン−スルフェートであり、対イオン結合が、デキス トラン−スルフェートの負帯電スルフェート基へのＤＴＰＡの正帯電第４級アン モニウム誘導体の結合である請求の範囲第７９項記載の方法。 ８７．ポリマーがヘパリンであり、キレート剤がＤＴＰＡであり、対イオン結合 が、ヘパリンの負帯電スルフェート基へのＤＴＰＡの正帯電第４級アンモニウム 誘導体の結合である請求の範囲第７９項記載の方法。 ８８．金属イオンが非放射活性であり、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７９項記載の方法。 ８９．キレート化剤が、ポリマーに共有的に共役しており、キレート化剤の、ポ リマーの親水性モノマー単位へのキレート化剤の結合が共有的であり、該結合が 水性プロトン溶媒中で形成され、ここで、キレート化剤前駆体が激しい撹拌下で 徐々に連続的に又は段階的に添加される場合に、ポリマーは分子間の共有架橋を 防止するように充分に希釈され、溶液のｐＨは、形成される、初めに溶解性のポ リマー／キレート結合を、金属イオンのキレート化の前後において完全に水溶性 に保つように制御されている請求の範囲第７７項記載の方法。 ９０．キレート化剤はＤＴＰＡであり、ポリマーはデキストランであり、デキス トランへのＤＴＰＡの結合において、デキストランは蒸留水に対して１００ｍｌ 当たり約１．７〜２．０ｇ溶解し、ビスサイクリックＤＴＰＡ無水物約６〜８ｇ を約０．３ｇずつ加え、それぞれにおいてｐＨを約６．０〜８．０の間に保ちな がら激しく撹拌し、かつ化学量論的量でガドリニウムをキレート化する前後の両 方において最終ｐＨを８．０またはそれ以下に保ち、生成ガドリニウム−ＤＴＰ Ａ−デキストラン生成物の約９７％（重量）が、薬理的に適合性の水溶液に溶解 する場合に、約３ｎｍよりも少ない直径を有する請求の範囲第８９項記載の方法 。 ９１．画像向上剤は、安定化された親水性の微細球物理的形状を有し、微細球は 、初期の水溶性の油相乳化により画像向上の油相乳化により形成され；約０．１ μｍ〜約０．３μｍ及び約０．１〜２５０μｍの所望微細球直径は、超音波処理 、高速撹拌、又は相当する別の超乳化により行なわれ；水性溶媒への所望微細球 溶解速度は、熱安定化、化学的架橋、イオン（対イオン）結合、又はこれら物理 的もしくは化学的方法の組み合わせにより得られ；油は、抽出され、製剤はエー テル、ヘキサン又は同様の揮発性の有機溶媒を使用して滅菌され；生成微細球は 乾燥貯蔵のために凍結乾燥される請求の範囲第７７項記載の方法。 ９２．金属イオンが常磁性であってガドリニウムであり、キレート化剤がＤＴＰ Ａであり、ポリマーがデキストランであり；画像向上剤が、安定化親水性微細球 物理的形状を有し、微細球が初期に水溶性の金属画像向上剤の油相乳化によって 形成され、強撹拌の下で超音波処理することによって得られる約０．１μｍ〜２ ５０μｍの所望直径を有しており；水性溶媒への所望微細球溶解速度が約１１５ ℃〜１３５℃で約２０〜４０分間の熱安定化により得られ；油が抽出され、製剤 をヘキサンで滅菌し；生成微細球が凍結乾燥され乾燥状態で保存される請求の範 囲第７７項記載の方法。 ９３．画像向上剤が、親水性微細凝集物理的形状を有し、初期に水溶性の剤のイ オン（対イオン）結合によって形成され；微細凝集が、剤水溶液のｐＨを或る値 に調節することによって形成され、これは、ある時間間隔で剤の単位ポリマーの 最大電荷相互作用を形成し、薬理的に許容し得る条件下で静脈注射に対して適合 性であり；生成微細凝集物が、約３ｎｍ〜約１００ｎｍの直径を有し、少なくと も約１５重量％の画像向上剤を含んで成る請求の範囲第７７項記載の方法。 ９４．画像向上剤が、蒸留水又は生理食塩水に溶解し、ｐＨを８．５〜９．０に 調節し、及び２２℃で約８〜２４時間インキュベートすることによって、水溶性 の画像向上剤から形成された微細凝集形態のガドリニウム−ＤＴＰＡ−デキスト ランを含んで成り；該微細凝集物が平均直径約３ｎｍ〜約１００ｎｍを有し、少 なくとも約１５重量％の画像向上剤を含んで成る請求の範囲第７７項記載の方法 。 ９５．画像向上剤が親水性微細凝集物であり；微細凝集物が、キレート化剤前駆 体の親水性ポリマーへの結合に基づく分子間架橋によって初めから形成されてお り、前駆体又はポリマー又はこれら両方のいずれかは、結合反応に参加しうる、 分子当たり１つよりも多い反応性基を有し：共役が、そのような分子間架橋を一 般に促進する又は許容する非プロトン性溶媒中において行なわれ； 生成微細凝集物が約３ｎｍ〜約１００ｎｍの直径を有し、約１５重量％の画像向 上剤を含んで成る請求の範囲第７７項記載の方法。 ９６．面像向上剤が、親水性微細形態のガドリニウム−ＤＴＰＡ−デキストラン を含んで成り； 微細凝集物が、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミド又はジメチルスルホキシド中での 結合を行うことによってデキストランへのビス−サイクリックＤＴＰＡ無水物結 合の間に初めから形成され；デキストランが、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミドに 懸濁し又は１００ｍｌ当たり約２．６ｇでジメチルスルホキシドに溶解し、ビス サイクリックＤＴＰＡ無水物が、Ｎ，Ｎ−ジメチルホルムアミドに懸濁し、又は １００ｍｌ当たり約５．７ｇでジメチルスルホキシドに溶解し、等容のデキスト ラン及びキレート化前駆体がそれぞれの有機溶媒中で混合され、撹拌下４℃又は ２２℃で約１２〜１６時間インキュベートされ、あるいは４℃又は２２℃で約１ ５〜３０分間超音波処理及び強撹拌され次いで１０容の蒸留水を徐々に添加され ｐＨを約６．０に保持され；並びに 生成微細凝集物が約３ｎｍ〜約１００ｎｍの平均直径を有し、少なくとも約１５ 重量％の画像向上剤を含んで成る請求の範囲第７７項記載の方法。 ９７．ポリマーが多糖類である請求の範囲第７７項記載の方法。 ９８．ポリマーがデキストランである請求の範囲第７７項記載の方法。 ９９．ポリマーの分子量が約１，０００ダルトン〜約２，０００，０００ダルト ンである請求の範囲第７７項記載の方法。 １００．ポリマーの分子量が約４０，０００ダルトン〜約７５，０００ダルトン である請求の範囲第７７項記載の方法。 １０１．キレート化剤がＥＤＴＡ、ＤＴＰＡ、ＴＴＨＡ又はＤＯＴＡである請求 の範囲第７７項記載の方法。 １０２．キレート化剤がＤＴＰＡである請求の範囲第７７項記載の方法。 １０３．キレート化剤が共有結合によってポリマー単位に結合している請求の範 囲第７７項記載の方法。 １０４．キレート化剤がエステル結合によってポリマーに結合している請求の範 囲第７７項記載の方法。 １０５．金属イオンがガドリニウム、鉄、クロム又はマンガンのイオンである請 求の範囲第７７項記載の方法。 １０６．金属イオンがガドリニウムのイオンである請求の範囲第７７項記載の方 法。 １０７．キレート化剤がＤＴＰＡであり、金属イオンがガドリニウムのイオンで ある請求の範囲第７７項記載の方法。 １０８．キレート化剤がＤＴＰＡであり、金属イオンがガドリニウムのイオンで あり、ポリマーがデキストランである請求の範囲第７７項記載の方法。 １０９．結合キレート化剤を有するポリマーが、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項記載の方法。 １１０．結合キレート化剤を有するポリマーが、寸法約０．１μｍ〜約３μｍの 親水性微細物理的形状を有する請求の範囲第７７項記載の方法。 １１１．投与が、経口により、直腸により、又は静脈内、動脈内、腹腔内、くも 膜下、のう管内、ちつ内、管内、皮下もしくは筋内注射により行なわれる請求の 範囲第７７項記載の方法。 １１２．画像向上剤が、粘度変更もしくは浸透圧変更物質、香味剤又は着色剤な どの他の添加剤をも含んでよい薬理的に許容可能な溶媒中に含まれている請求の 範囲第７７項記載の方法。 １１３．画像向上剤が、直径約０．１μｍ〜約２５０μｍの被覆微細球、又は２ ５０μｍよりも大きい直径の被覆錠剤として処方されており、非静脈内経路より に投与されたときに剤の安定性を向上させ、あるいは胃の酸性環境中での金属イ オンのキレート解離に対して保護する請求の範囲第７７項記載の方法。 １１４．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。 １１５．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１１４項記載の画像向上剤。 １１６．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１１４項記載の画像向上剤。 １１７．キレート化剤がＤＴＰＡである第１１４項記載の画像向上剤。 １１８．ガドリニウムを含んで成る請求の範囲第１１４項記載の画像向上剤。 １１９．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１１４項記載の画像向上剤。 １２０．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。 １２１．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 レート化剤と、多価アルコールもしくは炭水化物との間で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。 １２２．キレート化剤がＤＴＰＡである請求の範囲第１２１項記載の画像向上剤 。 １２３．キレート化剤がＴＴＨＡである請求の範囲第１２１項記載の画像向上剤 。 １２４．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１２１項 記載の画像向上剤。 １２５．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、該剤が生体内分解性多糖類を含んで成 り、キレート化剤が、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化 剤に結合している向上剤。 １２６．常磁性金属イオンがガドリニウムである請求の範囲第１２５項記載の画 像向上剤。 １２７．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 １２５項又は第１２６項記載の画像向上剤。 １２８．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１２５項又は第１２６項記載の画像向上剤。 １２９．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１ ２５項又は第１２６項記載の画像向上剤。 １３０．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１２５ 項又は第１２６項記載の画像向上剤。 １３１．剤が、約３ｎｍよりも小さい分子直径、並びに剤ｋｇ当たり約５０００ ｍＯｓｍ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１２５項又は第 １２６項記載の画像向上剤。