Способ исследования образца методом магнитного резонанса с применением магнитно-резонансного агента визуализации, поляризованного по ядерному спину (варианты)

Способ исследования образца методом магнитного резонанса с применением магнитно-резонансного агента визуализации, поляризованного по ядерному спину (варианты)

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Данное изобретение относится к способам магнитно-резонансной визуализации (МРВ), в частности к методике, включающей перенос поляризации между различными ядрами с различными гиромагнитными соотношениями (Y).

Магнитно-резонансная визуализация является способом диагностики, который стал для врачей особенно привлекательным, поскольку он является неинвазивным и не подвергает исследуемого пациента действию потенциально опасного излучения, например рентгеновских лучей.

Давно известно, что для достижения эффективного контраста между МР изображениями тканей различных типов в объект вводят МР контрастные агенты (например, парамагнитные частицы металлов), которые влияют на времена релаксации в зонах, в которые они введены или в которых они накапливаются. Интенсивность МР сигнала зависит от разности заселенностей состояний ядерных спинов у визуализирующих ядер (ядер, формирующих изображение). Это определяется распределением Больцмана и зависит от температуры и напряженности магнитного поля. Были разработаны методики, включающие ex vivo поляризацию ядерных спинов агентов, содержащих ядра с ненулевым ядерным спином (например, ³He), перед их введением и измерение сигнала МР. Некоторые из таких способов включают использование поляризующих агентов, например обычных OMRI контрастных агентов или гиперполяризованных газов, для достижения ех vivo поляризации ядерного спина ядер с ненулевым спином ядра в пригодном для введения агенте МР визуализации. Под поляризующим агентом подразумевается любой агент, пригодный для осуществления ех vivo поляризации агента МР визуализации.

Способ ех vivo имеет то преимущество, что можно избежать введения всего поляризующего агента или его значительной части в исследуемый образец, при том, что по-прежнему достигается желаемая поляризация ядерного спина в агенте МР визуализации. Таким образом, этот способ в меньшей степени ограничен физиологическими факторами, такими как ограничения, налагаемые пригодностью для введения, способностью к биологическому разложению и токсичностью OMRI контрастных агентов в способах in vivo.

Способы МРВ, включающие ех vivo поляризацию ядерного спина, могут быть усовершенствованы при использовании агентов МР визуализации с поляризованным ядерным спином, содержащих в своей молекулярной структуре ядра, способные давать МР сигналы в однородном магнитном поле (например, такие ядра МР визуализации, как ядра ¹³С или ¹⁵N), и способные проявлять длительное время релаксации T₁, и предпочтительно, кроме того, длительное время релаксации Т₂. Такие агенты в дальнейшем именуются "агентами с высоким T₁". Агент с высоким T₁ (термин, который не включает ¹H₂О) обычно является водорастворимым и имеет значение Т₁ по меньшей мере 6 секунд в D₂O при 37°С и при величине поля 7 Тл, предпочтительно 8 с или более, более предпочтительно 10 с или более, особенно предпочтительно 15 с или более, еще более предпочтительно 30 с или более, еще более особенно предпочтительно 70 с или более, и еще более особенно предпочтительно 100 с или более. Если МР визуализирующие ядра не являются наиболее распространенным в природе изотопом, то молекулы агента с высоким Т₁ предпочтительно содержат МР визуализирующие ядра в количестве большем, чем в его естественном изотопном составе (то есть этот агент "обогащен" указанными ядрами).

Применение гиперполяризованных МР контрастных агентов при МР исследованиях, таких как МР визуализация, имеет то преимущество перед обычными МР технологиями, что поляризация ядра, которой пропорциональна величина сигнала МР, по существу не зависит от напряженности магнитного поля в МР аппарате. В настоящее время наивысшая напряженность поля, которую можно получить в аппаратах МР визуализации, составляет около 8 Тл, в то время как имеются клинические аппараты МР визуализации с напряженностью поля примерно от 0,2 до 1,5 Тл. Так как для магнитов с большой полостью и высокой напряженностью поля требуются сверхпроводящие магниты и сложная конструкция магнитов, то они дороги. При использовании гиперполяризованного контрастного агента, поскольку напряженность поля является менее критической, возможно получать изображения при всех интенсивностях поля от величины поля земли (40-50 мкТ) до наивысших значений, которые можно получить. Однако не имеется особых преимуществ в том, чтобы использовать очень высокие напряженности поля, когда шумы, исходящие от пациента, начинают преобладать над электронным шумом (обычно при напряженностях поля, когда резонансная частота формирующих изображение ядер составляет от 1 до 20 МГц), и, соответственно, применение гиперполяризованных контрастных агентов открывает возможность получения высококачественного изображения с использованием недорогих магнитов с низкой напряженностью поля.

Как было показано ранее (см., например, более раннюю международную публикацию данного заявителя № WO-A-99/35508, описание которой включено сюда путем ссылки), можно осуществить гиперполяризацию соединений, содержащих ядра с продолжительным T₁, например ядра ¹³С или ¹⁵N, чтобы получить пригодные для введения контрастные агенты. Например, можно использовать "параводородный способ" - см. более раннюю международную публикацию данного заявителя № WO-A-99/24080 - или динамическую поляризацию ядер (ДПЯ) - см. WO-A-99/35508.

Одной из проблем в случае этих описанных ранее методов является то, что при значении гиромагнитного соотношения Y для водорода, составляющем 42,6 МГц/Тл, для углерода и азота оно значительно ниже - 10,7 МГц/Тл и 4,3 МГц/Тл, соответственно. Однако соотношение сигнал/шум для изображений, полученных способом МРВ, в первом приближении линейно зависит от величины гиромагнитного соотношения формирующих изображение ядер. Следовательно, предполагая, что концентрация контрастной среды и степень поляризации равны, изображения, полученные с использованием контрастной среды на основе ядер ¹³С, или, более характерно, на основе ¹⁵N, будут иметь значительно более низкие соотношения сигнал-шум, чем изображения, полученные с использованием контрастной среды на основе ¹Н.

Еще один недостаток при использовании контрастной среды на основе ¹³С или ¹⁵N, особенно при ангиографии, связан с величиной градиента, необходимой для МРВ. Это является результатом того факта, что необходимый градиент имеет обратную зависимость от значения гиромагнитного соотношения изображаемого ядра. Таким образом, в случае контрастных сред с относительно низкими значениями гиромагнитного соотношения на основе ¹³С или ¹⁵N, соответственно необходимы высокие градиенты. Такая обратная пропорциональность между градиентом и значением гиромагнитного соотношения изображаемых ядер означает, что изображение на основе ¹³С должно получаться с использованием градиентов, примерно в четыре раза превышающих те, которые требуются для данной последовательности импульсов при получении изображения на основе ¹Н. Более того, если необходимо получить изображение на основе ¹⁵N, градиент должен быть примерно в 10 раз выше того, который необходим для получения изображения на основе ¹H.

В настоящее время в ангиографии на основе ¹H применяются максимально возможные амплитуды градиента, чтобы подавить фазовые искажения.

Таким образом, если гиперполяризованные контрастные среды, содержащие непротонные визуализирующие ядра, особенно ядра ¹³С или ¹⁵N, применяют в сочетании с быстрыми визуализирующими последовательностями, качество изображения будет ниже оптимального из-за более низких значений гиромагнитного соотношения непротонных визуализирующих ядер.

Кроме того, при использовании ядер с относительно высокими гиромагнитными соотношениями в способах поляризации ex vivo проблема заключается в том, что такие ядра имеют сравнительно короткие значения T₁. Следовательно, можно смягчить такие проблемы путем использования ядер с относительно низкими гиромагнитными соотношениями на стадии ех vivo поляризации и используя последовательность импульсов для переноса поляризации от ядер с относительно низкими гиромагнитными соотношениями к ядрам с относительно высокими гиромагнитными соотношениями. В US-A-5283525 описан способ переноса поляризации от одного ядра ко второму находящемуся вблизи ядру, а в US-A-4922203 описан перенос поляризации между двумя элементами, которые связаны спин-спиновым взаимодействием и ковалентно связаны друг с другом.

Таким образом, данное изобретение в одном из аспектов относится к способу, направленному на устранение вышеупомянутых недостатков, путем использования методики, в которой после получения контрастной среды, содержащей гиперполяризованные ядра, предпочтительно ядра ¹³С или ¹⁵N, эту среду вводят в пациента, а затем пациента подвергают воздействию последовательности импульсов, которая переносит поляризацию от гиперполяризованных ядер, например ядер ¹³С или ¹⁵N, к ядрам, имеющим более высокое значение гиромагнитного соотношения, например ядрам ¹H, ¹⁹F или ³¹P, которые затем служат визуализирующими ядрами при получении изображения.

Таким образом, с точки зрения одного из аспектов данного изобретения, оно обеспечивает способ исследования методом магнитного резонанса образца, предпочтительно тела человека или животного (например, тела млекопитающего, рептилии или птицы), причем указанный способ включает:

i) получение МР визуализирующего агента, содержащего в своей молекулярной структуре по меньшей мере одно ядро накопления и одно ядро детектирования с ненулевым ядерным спином с различными значениями гиромагнитного соотношения, где указанные ядра накопления и ядра детектирования находятся в одной и той же молекуле, и где указанные ядра накопления и детектирования разделены 2-5 химическими связями;

ii) поляризацию ядерного спина указанных ядер накопления в указанном МР визуализирующем агенте;

iii) введение поляризованного МР визуализирующего агента в указанный образец;

iv) воздействие на указанный образец последовательности импульсов, которая вызывает перенос поляризации от указанных ядер накопления, например ядер ¹³С или ¹⁵N, по меньшей мере к одному из ядер детектирования с ненулевым ядерным спином, например ядру ¹H, ¹⁹F или ³¹P, причем гиромагнитное соотношение указанных ядер детектирования больше, чем гиромагнитное соотношение указанных ядер накопления;

v) воздействие на указанный образец излучения с частотой, выбранной таким образом, чтобы возбудить переходы ядерного спина в выбранных ядрах детектирования;

vi) детектирование сигналов магнитного резонанса этого образца; и

vii) возможно, получение изображения, данных по динамическому потоку, данных по диффузии, данных по перфузии, физиологических данных (например, рН, pO₂, pCO₂, температуры или концентрации ионов) или метаболических данных из указанных детектируемых сигналов.

Предпочтительно способ по данному изобретению применяется для ангиографии. Предпочтительным также является то, что этот способ можно применять для любых исследований динамики жидкостей сосудистой системы, включая перфузию и т.д.

Предпочтительно, эффективность поляризационного переноса, описанного на указанной выше стадии iv), должна зависеть от рН, парциального давления кислорода, температуры или какого-либо другого физиологического параметра, позволяя, таким образом, построить схемы распределения указанных параметров с помощью методов данного изобретения.

Таким образом, данное изобретение может включать последовательные стадии поляризации ядерного спина (иначе называемой здесь "гиперполяризацией") МР визуализирующего агента, содержащего в своей молекулярной структуре ядро с ненулевым ядерным спином, например ядро ³Li, ¹³С, ¹⁵N, ²⁹Si или ⁷⁷Se, введение этого гиперполяризованного визуализирующего МР агента (предпочтительно в растворе, но возможно в виде тонкоизмельченных частиц, и предпочтительно в отсутствие части, или более предпочтительно при по существу полном отсутствии соединений, вовлекаемых в перенос поляризации на МР визуализирующий агент), воздействие на образец последовательности импульсов, при этом поляризация переносится от гиперполяризованных ядер, например ³Li, ¹³С, ¹⁵N, ²⁹Si или ⁷⁷Se, предпочтительно ядер ¹³С, ¹⁵N, ²⁹Si или ⁷⁷Se, более предпочтительно ядер ¹³С или ¹⁵N, к ядрам, отделенным 2-5 химическими связями и имеющими более высокое значение гиромагнитного соотношения, предпочтительно по меньшей мере на 25% выше, более предпочтительно по меньшей мере на 50% выше, особенно предпочтительно по меньшей мере на 100% выше, и наиболее предпочтительно по меньшей мере в десять раз выше, например, к ядрам ¹H, ¹⁹F или ³¹P, предпочтительно к ядрам ¹⁹F, с высокой эффективностью, предпочтительно по меньшей мере с 75% эффективностью, более предпочтительно по меньшей мере с 90% эффективностью, и наиболее предпочтительно с эффективностью около 100%, и обычное in vivo получение МР сигнала и его измерение. Однако в некоторых ситуациях могут быть предпочтительны ядра ¹Н, например, если фоновые сигналы низки. Полученные таким путем МР сигналы могут быть удобным образом преобразованы в 2-, 3- или 4-мерные данные, включая данные по потокам, диффузии, физиологические или метаболические данные.

В способе согласно данному изобретению образец может быть неодушевленным или одушевленным, например человеком или животным, культурой клеток, культурой, не содержащей мембран, средой химической реакции и т.д.

Таким образом, после того, как визуализирующий МР агент был поляризован и введен, например путем инъекции в пациента, начальное возбуждение, часто 90° импульс по обычным методикам МР, визуализирующей МР последовательности импульсов заменяется серией импульсов, которая дает эффект перенесения поляризации от ядер с низким гиромагнитным соотношением к ядрам с высоким гиромагнитным соотношением. Под "последовательностью импульсов" подразумевается последовательность импульсов электромагнитного излучения, например высокочастотных (rf) импульсов. Хотя имеется несколько последовательностей импульсов, которые можно использовать, например, для переноса поляризации от ядер ¹³С к ¹H, можно использовать стандартные DEPT и INEPT/рефокусированные INEPT последовательности импульсов, что обычно можно найти в стандартной литературе, или любые другие усовершенствования этих методик. За последовательностью, применяемой для переноса поляризации, далее следует обычная визуализирующая последовательность, например последовательность RARE. Возможно перед последовательностью переноса поляризации использовать последовательность насыщения, чтобы убрать или по меньшей мере снизить фоновые сигналы, например фоновые сигналы протонов.

Возможно подавить фоновый сигнал в сочетании с современной техникой "банка спинов" ("spin bank"). Для того чтобы достичь этого, перед проведением переноса поляризации фоновый сигнал насыщается. Так как время восстановления (T₁) фонового сигнала намного больше, чем длительность последовательности переноса поляризации, то в принципе во время получения основного сигнала фоновый сигнал отсутствует. В таких случаях предпочтительны ядра ¹H. Действительно, только когда ядра ¹H применяются в качестве ядер с высоким гиромагнитным соотношением, требуется импульс насыщения.

В терминологии данного изобретения последовательность импульсов по существу вызывает удаление из банка спинов, где поляризация сохранялась в ядрах ¹³С.

Хотя банк спинов может содержать поляризацию, сохраняющуюся в любых подходящих ядрах с низким гиромагнитным соотношением, например ³Li, ¹³С, ¹⁵N, ²⁹Si или ⁷⁷Se, наиболее предпочтительными являются ядра с самыми низкими гиромагнитными соотношениями, например ¹³С или ¹⁵N, наиболее предпочтительно ¹⁵N. В качестве ядер с высоким гиромагнитным соотношением могут применяться ядра ¹Н, ¹⁹F или ³¹P, предпочтительно ядра ¹⁹F или ³¹P, для которых полученные таким образом МР изображения свободны от фона.

Наиболее особо предпочтительными в качестве сочетания могут быть ¹⁹N как ядра "накопления" с низким гиромагнитным соотношением и ¹⁹F как ядра "детектирования" с высоким гиромагнитным соотношением. Это сочетание могло бы иметь несколько преимуществ: очень продолжительные времена T₁, высокая чувствительность, отсутствие естественного фона, и то, что резонансная частота ¹⁹F достаточно близка к ¹H, так что могут потребоваться только очень малые модификации стандартных установок для получения изображения, например, может быть достаточно обычного приспособленного для спектроскопии изображающего устройства.

Особенно предпочтительно, что ядра с низким и высоким гиромагнитным соотношением должны находиться на расстоянии 2-4 связей, особенно 3 связей. Любыми промежуточными ядрами являются предпочтительно ядра с I=0 и в нормальной изотопной форме существования; а если они замещены, то предпочтительно, также, чтобы они были замещены ядрами с I≠1/2, например ядрами с I=0 или ядрами дейтерия, чтобы избежать расщепления частоты ядерного магнитного резонанса ядер с низким и высоким гиромагнитным соотношением. Визуализирующим МР агентом предпочтительно также является агент с высоким Т₁ (для ядра с низким гиромагнитным соотношением), а также он предпочтительно является водорастворимым.

Применение МР визуализирующих агентов, таких как описанные выше, и сами по себе некоторые из МР визуализирующих агентов являются новыми и формируют другие аспекты данного изобретения.

С точки зрения первого из этих аспектов в данном изобретении предложено репортерное соединение, изображенное ниже:

где каждое Me обозначает метильную группу.

Эта молекула (I) содержит сочетание ядер ¹⁵N - ¹⁹F, которое, как отмечено, является особенно предпочтительным. Кроме того, эта молекула имеет высокое значение T₁ (около 3 минут), имеет хорошую растворимость в воде и константу взаимодействия ¹⁵N - ¹⁹F около 5 Гц. В указанных положениях предпочтительны атомы дейтерия, чтобы избежать расщепления сигнала фтора.

С точки зрения другого аспекта в данном изобретении предложен физиологически переносимый МР визуализирующий контрастный агент, включающий соединение, описанное выше, совместно с одним или более физиологически переносимыми носителями или эксципиентами.

С позиции еще одного аспекта в данном изобретении предложено применение описанного выше соединения для получения визуализирующего МР агента для применения в способе диагностики, включающем получение МР изображения путем МР визуализации тела человека или другого существа.

С позиции следующего аспекта в данном изобретении предложено применение соединения, описанного выше, для магнитно-резонансной визуализации образца, не относящегося к человеку или животному.

На фиг.1 изображен типичный ¹⁹F спектр молекулы (I) после переноса поляризации ¹⁵N - ¹⁹F. В этом случае перенос поляризации составлял 100%, применяемая последовательность импульсов представляла собой рефокусированную INERT, а определяемое магнитное поле имело индукцию 1,5 Тл.

Под "физиологически переносимым растворителем" авторы подразумевают любой растворитель, смесь растворителей или раствор, который переносится телом человека или животного, например вода, водные растворы, такие как солевой раствор или водные алканольные растворы, перфторуглероды и т.д.

Для визуализации in vivo визуализирующий МР агент должен, конечно, быть физиологически переносимым, или должен обладать способностью находиться в физиологически переносимой форме.

Визуализирующий МР агент предпочтительно должен обладать сильной поляризуемостью ядерного спина (например, до уровня выше 5%, предпочтительно более 10%, более предпочтительно более чем 25%) и иметь ядра с низким гиромагнитным соотношением и с длительными временем релаксации Т₁ в физиологических условиях, например ¹³С или ¹⁵N. Под длительным временем релаксации T₁ подразумевается, что T₁ таково, что при поляризации ядерного спина визуализирующий МР агент будет оставаться таким в течение достаточно длительного периода, чтобы позволить осуществить процедуру визуализации за удобный промежуток времени. Таким образом, достаточная поляризация должна удерживаться в течение по меньшей мере 5 с, предпочтительно в течение по меньшей мере 10 с, более предпочтительно в течение по меньшей мере 30 с, особенно предпочтительно в течение по меньшей мере 70 с, наиболее предпочтительно в течение 100 с или более.

Визуализирующий МР агент должен предпочтительно быть относительно малым (например, молекулярный вес менее 500 Да, более предпочтительно менее 300 Да (например, 50-300 Да) и более предпочтительно от 100 до 200 Да), а также предпочтительно должен быть растворимым в жидком растворителе или смеси растворителей, наиболее предпочтительно в воде или другом физиологически переносимом растворителе или смеси растворителей. Кроме того, химический сдвиг или, еще лучше, константа взаимодействия сигнала ЯМР визуализирующего ядра в МР визуализирующем агенте должна предпочтительно зависеть от физиологических параметров (например, морфологии, рН, метаболизма, температуры, давления кислорода, концентрации кальция и т.д.). Например, зависимость от рН можно использовать как общий индикатор заболевания, в то время как зависимость от метаболизма может быть индикатором рака. В альтернативном случае МР визуализирующий агент может преимущественно быть материалом, который в объекте исследования превращается (например, с такой скоростью, чтобы его время полураспада составляло не более чем 10×T₁ репортерного ядра, предпочтительно - не более чем 1×T₁) в материал, в котором МР визуализирующее ядро имеет другие константу взаимодействия или химический сдвиг. В этом случае объект может быть неодушевленным или одушевленным, например, человеком или животным, культурой клеток, культурой, не содержащей мембран, химической реакционной средой и т.д. Таким образом, например, репортерное ядро может обеспечить информацию о работе биохимического механизма в организме, где этот механизм преобразует МР визуализирующий агент и при этом изменяет химический сдвиг или константу взаимодействия репортерного ядра. Можно понять, что используемый в этом случае процесс получения изображения может быть ЯМР спектроскопической процедурой, а не процессом получения изображения (или в дополнение к нему), который дает морфологическое изображение.

Предпочтительные МР визуализирующие агенты проявляют также свойство низкой токсичности.

Там, где МР визуализирующие ядра не являются протоном, в существенной степени будет отсутствовать помеха от фоновых сигналов, если природное распространение МР визуализирующих ядер является пренебрежимо малым, и контрастность изображения будет преимущественно высокой. Это особенно справедливо, если МР визуализирующий агент сам по себе обогащен МР визуализирующими ядрами, то есть ядрами с более высоким гиромагнитным соотношением, выше уровня их природного содержания. Таким образом, способ согласно данному изобретению имеет то преимущество, что он способен в значительной степени придать взвешенное пространственное распределение полученному изображению. Действительно, введение поляризованного МР визуализирующего агента в выбранную область образца (например, путем инъекции) означает, что эффект контраста может быть локализован в этой области. Точный эффект, конечно, зависит от степени биологического распределения в период, когда МР визуализирующий агент остается в существенной степени поляризованным. В общем, можно определить конкретные объемы тела (то есть рассматриваемые области, например, сосудистую систему, в частности, сердце, или конкретные органы, такие как мозг, почки или печень), в который вводится агент, с получением в этих объемах улучшенных свойств полученных изображений в отношении соотношения сигнал-шум (и особенно соотношения контраст-шум).

В одном из вариантов выполнения может быть получено "естественное изображение" образца (например, тела) (то есть изображение, полученное до введения МР визуализирующего агента, или изображение, полученное для введенного МР визуализирующего агента без предшествующего поляризационного переноса, как в обычном МР эксперименте) для получения структурной (например, анатомической) информации, на которое может быть наложено изображение, полученное способом согласно данному изобретению.

Удобно то, что визуализирующий МР агент после поляризации будет оставаться в этом состоянии в течение периода, достаточно длительного, чтобы позволить провести процедуру получения изображения в течение удобного промежутка времени. Обычно считается, что МР визуализирующий агент будет сохранять достаточную поляризацию в своей пригодной для введения форме (например, в виде раствора для инъекции), если он имеет значение Т₁ (при индукции поля 0,01-5 Тл и температуре в пределах 20-40°С) в течение по меньшей мере 5 с, более предпочтительно по меньшей мере 10 с, особенно предпочтительно 30 с или дольше, еще более предпочтительно 70 с или более, и еще более предпочтительно 100 с или более (например, при 37°С в воде при 1 Тл и концентрации по меньшей мере 1 мМ). МР визуализирующий агент может быть преимущественно агентом с длительным временем релаксации T₂.

Предполагая, что способ согласно данному изобретению должен осуществляться в течение времени, когда МР визуализирующий агент остается в значительной степени поляризованным, после того как проведены поляризация ядерного спина и растворение, желательно, чтобы введение МР визуализирующего агента было проведено быстро, и чтобы МР измерение было проведено сразу после этого. Это означает, что образец (например, тело или орган) должен быть размещен вблизи того места, в котором была осуществлена поляризация. Если это невозможно, материал должен быть перемещен в соответствующую область, предпочтительно при низкой температуре.

Длительное время релаксации T₁ некоторых ядер ¹³С и ¹⁵N является особенно предпочтительным и, таким образом, некоторые МР визуализирующие агенты, содержащие ядра ¹³С и ¹⁵N в качестве ядер с низким гиромагнитным соотношением, являются особенно предпочтительными для использования в данном способе. Предпочтительно поляризованный МР визуализирующий агент имеет эффективную поляризацию ядра ¹³С более 0,1%, более предпочтительно - более 1%, еще более предпочтительно - более 10%, особенно предпочтительно - более 25%, чрезвычайно предпочтительно более 50% и наиболее предпочтительно более 95%.

Для применения in vivo поляризованный твердый МР визуализирующий агент можно растворить в пригодной для введения среде (например, воде или солевом растворе), ввести в предмет исследования и провести обычное получение МР изображения. Таким образом, предпочтительно, чтобы твердые МР визуализирующие агенты были быстрорастворимыми (например, растворимыми в воде), чтобы способствовать формированию пригодной для введения среды. Предпочтительно МР визуализирующий агент должен растворяться в физиологически переносимом носителе (например в воде или растворе Рингера) до концентрации по меньшей мере 1 мМ со скоростью 1 мМ/3Т₁ или более, особенно предпочтительно 1 мМ/2Т₁ или более, чрезвычайно предпочтительно 1 Мм/T₁ или более. Если твердый МР визуализирующий агент заморожен, то пригодную для введения среду можно нагреть, предпочтительно до такой степени, чтобы температура этой среды после смешивания была близка к 37°С.

Если поляризованный МР визуализирующий агент не хранится (и/или переносится) при низкой температуре и в приложенном поле, поскольку способ согласно данному изобретению должен быть осуществлен в пределах времени, пока поляризованный раствор МР визуализирующего агента остается в значительной степени поляризованным, для введения поляризованного МР визуализирующего агента желательно, чтобы оно осуществлялось быстро, и чтобы сразу за этим следовало измерение МР. Предпочтительным путем введения поляризованного МР визуализирующего агента является парентеральный, например, путем инъекции болюса, внутривенной, внутриартериальной или пероральной инъекции. Время введения должно быть эквивалентно 5T₁ или менее, предпочтительно 3T₁ или менее, более предпочтительно T₁ или менее, особенно предпочтительно 0,1T₁ или менее. Изображение легких может быть получено с помощью распыления, например аэрозольного распыления.

Как указывалось ранее, МР визуализирующий агент должен предпочтительно быть обогащен ядрами (например, ядрами ¹⁵N или ¹³С), имеющими длительное время релаксации T₁. Предпочтительным являются обогащенные ¹³С визуализирующие МР изображение агенты, имеющие ¹³С в одном конкретном положении (или более чем в одном конкретном положении) в количестве, превышающем их природное содержание, то есть примерно выше 1%. Предпочтительно в таком конкретном положении углерода будет находиться 5% или более ¹³С, более предпочтительно 10% или более, особенно предпочтительно 25% или более, еще более предпочтительно 50% или более, и еще предпочтительнее свыше 99% (например, 99,9%). Ядра ¹³С предпочтительно должны составлять до величины > 2% всех атомов углерода в соединении. МР визуализирующий агент предпочтительно обогащен ¹³С в одном или более положениях карбонильной группы или четвертичного атома углерода, при условии того, что ядро ¹³С в карбонильной группе или в некоторых четвертичных атомах углерода может иметь время релаксации T₁ обычно более 2 с, предпочтительно более 5 с, особенно предпочтительно более 30 с. Предпочтительно обогащенное ¹³С соединение должно быть помечено дейтерием, особенно примыкающим к ядру ¹³С.

Предпочтительными соединениями, обогащенными ¹³С, являются соединения, в которых ядро ¹³С окружено одним или более неактивными в отношении МР ядрами, например, О, S, С или двойная связь.

Также предпочтительными являются следующие типы соединений (более подробные сведения можно найти в WO 99/35508 и WO 96/09282, включенных сюда путем ссылок):

(1) карбоксильные соединения, содержащие от 1 до 4 карбоксильных групп;

(2) замещенные моно- и биарильные соединения;

(3) сахара;

(4) кетоны;

(5) мочевины;

(6)амиды;

(7) аминокислоты;

(8) карбонаты;

(9) нуклеотиды; и

(10) трасеры.

МР визуализирующий агент должен, конечно, быть переносимым в физиологическом отношении или обеспечивать возможность получения в физиологически переносимой, удобной для введения форме в том случае, если образец является одушевленным. Предпочтительные МР визуализирующие агенты являются растворимыми в водных средах (например, в воде) и, конечно, являются нетоксичными в случае, если предполагается конечное применение in vivo.

МР визуализирующий агент может для удобства входить в состав совместно с обычными фармацевтическими или ветеринарными носителями или эксципиентами. Рецептуры МР визуализирующего агента, изготовленные или используемые в соответствии с данным изобретением, могут содержать, наряду с самим МР визуализирующим агентом, вспомогательные компоненты, обычные для терапевтических и диагностических составов в медицине или ветеринарии, которые должны быть чистыми, стерильными и свободными от парамагнитных, сверхпарамагнитных, ферромагнитных и ферримагнитных примесей. Таким образом, состав может, например, включать стабилизаторы, антиоксиданты, агенты, регулирующие осмотическое давление, агенты, способствующие растворению (солюбилизирующие агенты), эмульгаторы, агенты, повышающие вязкость, буферные добавки и т.д. Предпочтительно ни один из таких вспомогательных компонентов не должен быть парамагнитным, сверхпарамагнитным, ферромагнитным или ферримагнитным. Этот состав может находиться в форме, пригодной для парентерального (например, внутривенного или внутриартериального) или энтерального (например, орального или ректального) применения, например для применения непосредственно в полостях тела, имеющих пустотелые каналы с внешним входом (такие, как легкие, желудочно-кишечный тракт, мочевой пузырь и матка), или для инъекции или инфузии в сердечно-сосудистую систему. Однако обычно предпочтительными являются растворы, суспензии и дисперсии в физиологически переносимых носителях (например, воде).

Парентерально вводимые формы должны иметь низкую осмоляльность, чтобы свести к минимуму раздражающее воздействие или другие отрицательные эффекты при введении, и, таким образом, состав предпочтительно должен быть изотоническим или слабо гипертоническим. Подходящие носители включают водные носители, обычно применяемые для введения парентеральных растворов, например раствор хлорида натрия, раствор Рингера, раствор декстрозы, раствор декстрозы и хлорида натрия, раствор Рингера с лактозой и другие растворы, описанные, например, в книге Remington's Pharmaceutical Sciences ("Фармацевтические науки" Ремингтона), 15^th ed., Easton: Mack Publishing Co., pp.1405-1412 и 1461-1487 (1975) и в книге "The National Formulary XIV" ("Национальная фармакопея"), 14^th ed., Washington: American Pharmaceutical Association (1975). Эти составы могут содержать консерванты, антимикробные агенты, буферные добавки и антиоксиданты, обычно применяемые для парентеральных растворов, эксципиенты другие добавки, совместимые с МР визуализирующими агентами и не мешающие изготовлению, хранению или использованию этих продуктов.

Когда МР визуализирующий агент должен быть введен путем инъекции, может быть удобно вводить его одновременно в нескольких местах, так, чтобы можно было визуализировать более значительную часть сосудистой системы до того, как поляризация исчезнет из-за релаксации. Для получения ангиограмм полезно внутриартериальное введение, а для получения изображения более крупных артерий и сосудистой системы - внутривенное введение.

При использовании для получения изображения in vivo состав, который предпочтительно может быть в основном изотоническим, обычно вводится в концентрации, достаточной для того, чтобы получить концентрацию МР визуализирующего агента в зоне, где получается изображение, от 1 микромолярной до 1 М; однако точная концентрация и дозировка, конечно, будет зависеть от ряда факторов, таких как токсичность, способность МР визуализирующего агента достигать органа и способ введения. Оптимальная концентрация для МР визуализирующего агента представляет собой компромисс между различными факторами. В общем, оптимальная концентрация в большинстве случаев лежит в пределах от 0,1 мМ до 10 М, лучше от 0,2 мМ до 1 М, еще лучше от 0,5 до 500 мМ. Составы для внутривенного или внутриартериального введения предпочтительно могут содержать МР визуализирующий агент в концентрациях от 10 мМ до 10 М, лучше от 50 мМ до 500 мМ. Для инъекции болюса подходящая концентрация может составлять от 0,1 мМ до 10 М, предпочтительно от 0,2 мМ до 10 мМ, более предпочтительно от 0,5 мМ до 1 М, еще более предпочтительно от 1,0 мМ до 500 мМ, и еще более предпочтительно от 10 мМ до 300 мМ.

Дозировка МР визуализирующего агента, применяемого в способе согласно данному изобретению, может изменяться в зависимости от точной природы МР визуализирующих агентов, исследуемых тканей или органов и от измерительной аппаратуры. Предпочтительно дозировка должна быть как можно более низкой при условии достижения определяемого эффекта контраста. Обычно дозировка может составлять приблизительно 10% от LD₅₀, например в пределах от 1 до 1000 мг/кг, предпочтительно от 2 до 500 мг/кг, особенно от 3 до 300 мг/кг.

Содержание всех публикаций, на которые даются ссылки, включены сюда путем ссылок.

Приведен сопровождающий чертеж, где изображен расчетный спектр ¹⁹F для молекулы (I).

1. Способ исследования образца, предпочтительно тела человека или животного, методом магнитного резона