(57)【要約】【課題】  生体内に存在する重要な核種である13Ｃ、15Ｎや31Ｐなどの低感度の磁気共鳴核を、高磁場のＭＲＩ装置と同等あるいは超える性能で計測可能とする。【解決手段】  計測対象生体に外部から、（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａ、または、（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ及び不対電子を有するラジカル分子Ｃ、を投与する工程（１）と、計測対象生体に対して、電磁波を照射することによって、ターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの有する不対電子の電子スピン共鳴を生じさせた後に、ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核に核磁気共鳴を起こさせて、核磁気共鳴信号を計測する工程（２）とを含み、核磁気共鳴信号が縮重する磁場強度で行う生体計測方法。【選択図】なし【特許請求の範囲】
【請求項１】
計測対象生体に外部から、
（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａ、または、
（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ及び不対電子を有するラジカル分子Ｃ、
を投与する工程（１）と、
前記計測対象生体に対して、オーバーハウザー効果ＭＲＩ装置を用いて、電磁波を照射することによって、前記ターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの有する不対電子の電子スピン共鳴を生じさせた後に、
前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核に核磁気共鳴を起こさせて、核磁気共鳴信号を計測する工程（２）とを含み、
前記工程（２）は、前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核の核磁気共鳴信号が縮重する磁場強度で行うことを特徴とする生体計測方法。
【請求項２】
工程（１）において、計測対象生体に外部から投与する分子が、（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａである請求項１記載の生体計測方法。
【請求項３】
工程（１）において、計測対象生体に外部から投与する分子が、（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ及び不対電子を有するラジカル分子Ｃである請求項１記載の生体計測方法。
【請求項４】
前記磁気共鳴核は、13Ｃ、14Ｎ、15Ｎまたは31Ｐである請求項１から３のいずれかに記載の生体計測方法。
【請求項５】
前記磁気共鳴核は、13Ｃである請求項４記載の生体計測方法。
【請求項６】
工程（２）は、５０ｍＴ以下の磁場強度で行う請求項１から５のいずれかに記載の生体計測方法。
【請求項７】
工程（２）は、磁場強度を変えずに行う請求項１から６のいずれかに記載の生体計測方法。
【請求項８】
前記ターゲット分子Ａまたは前記ターゲット分子Ｂは、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を２以上有する請求項１から７のいずれかに記載の生体計測方法。
【請求項９】
前記ターゲット分子Ａまたは前記ターゲット分子Ｂは、腫瘍に対して集積性を有する請求項１から８のいずれかに記載の生体計測方法。
【請求項１０】
前記ターゲット分子Ａまたは前記ターゲット分子Ｂは、グルコース誘導体である請求項１から９のいずれかに記載の生体計測方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電子スピン共鳴（ＥＳＲ：Ｅｌｅｃｔｒｏｎ  Ｓｐｉｎ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）および核磁気共鳴（ＮＭＲ：Ｎｕｃｌｅａｒ  Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）を利用して生体の機能画像や形態画像などの画像を得るオーバーハウザー効果ＭＲＩ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ  Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  Ｉｍａｇｉｎｇ）（以下、「ＯＭＲＩ」と称す。）装置を用いた生体計測方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
核磁気共鳴（ＮＭＲ）では、核種によって異なる共鳴周波数を有すること、また分子構造により微細構造が現れることを検出することで、分子種を特定することが可能である。その検出感度は核種によって大きく異なり、また存在量にも大きく依存する。従来、ＮＭＲを利用して生体計測を行う場合には、生体分子に含まれる1Ｈを対象とすることがほとんどである。これは、生体内に1Ｈが豊富に存在することと、また核の感度が非常に高いからである。また、19Ｆに関しては、1Ｈと比較してそれなりに感度が高いため、これをＮＭＲにより計測する試みがなされている（非特許文献１参照。）。
【０００３】
これに対して、1Ｈ以外の分子で重要な核種である13Ｃ、15Ｎや31Ｐなどは、1Ｈと比較して核一つ当たりの相対感度が非常に低い。そのため、13Ｃ、15Ｎや31Ｐなどの低感度の磁気共鳴核を測るためには、十数Ｔ以上の極めて高い磁場を形成できるＮＭＲ／ＭＲＩ装置が必要とされる。
【０００４】
一方、核磁気共鳴手法による核スピンの検出感度を上げる方法として、不対電子を有する分子に電子スピン共鳴を生じさせることにより、近傍の磁気共鳴核に対して電子−核相互作用を介して核スピン分布の偏り（動的核偏極（Dynamic Nuclear Polarization；ＤＮＰ））を生じさせる方法が知られている。ＯＭＲＩは、このＤＮＰを利用して、生体内の1Ｈ（水分子）の検出感度を高感度化する手法である。しかしながら、生体への電磁波透過距離は周波数依存性があり、電磁波の周波数が高いほど、生体内への電磁波透過距離は短くなる（非特許文献２参照。）。数十ｍＴ以上の磁場強度では、電子励起周波数が高すぎるため、生体内への電磁波透過距離が短く、生体内の電子スピン共鳴を生じさせることが現実的には不可能である。つまり、ＯＭＲＩに、既存の数十ｍＴ以上のＮＭＲ／ＮＭＲをそのまま転用することはできない。
【０００５】
また、ＤＮＰを利用した手法として、１００Ｋ以下の超低温で核スピンを超偏極させた分子を生体に投与する手法も知られている。しかしながら、この手法は、超低温環境が必要となる。また、核スピンの超偏極の状態が緩和し、熱平衡に戻る前に測定する必要がある。そのため、得られる情報は、核スピンを超偏極させた分子を生体に投与した後の、短時間の情報となる。
【０００６】
ところで、本出願人は、生体内の水分子に対して、電子スピン共鳴や核磁気共鳴などの種々の磁気共鳴を利用して生体の組織画像を得るための生体計測装置を提案している（例えば、特許文献１，２参照。）。この生体計測装置では、所定の大きさの磁場を発生させる第１の磁場発生手段と、この第１の磁場発生手段の磁場よりも大きい磁場を発生させる第２の磁場発生手段との間で、計測対象物を順に移動させると、低磁場の第１の磁場発生手段により電子スピンが励起された後に、高磁場の第２の磁場発生手段によりＯＭＲＩ計測が行われるので、ＯＭＲＩの外部磁場が非常に大きくなり、高感度・高解像度のＯＭＲＩ画像を得ることが可能となっている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００６−２０４５５１号公報
【特許文献２】特許第５５７４３８６号公報
【非特許文献】
【０００８】
【非特許文献１】Ramachandran Murugesan, Sean English, Koen Reijnders, Ken-ichi Yamada, John A. Cook, James B. Mitchell, Snkaran Subramanian, and Murali C. Krishna，Fluorine Electron Double Resonance Imaging for 19F MRI in Low Magnetic Fields,Magnetic Resonance in Medicine, Volume 48, 2002, pp.523-529
【非特許文献２】Roschmann, P., Radiofrequency penetration and absorption the human body: limitations to high-field whole-body nuclear magnetic resonance imaging , Med. Phys., 14(6), 922, 1987
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
前述のように、1Ｈ以外の分子で重要な核種である13Ｃ、15Ｎや31Ｐなどの低感度の磁気共鳴核を測るためには、十数Ｔ以上の極めて高い磁場を必要とする。しかしながら、必要な高磁場を形成できるＮＭＲ／ＭＲＩ装置を確保することが非常に困難である。また、ＯＭＲＩは、生体内への電磁波透過距離の関係から、電子励起周波数には制限があるため、高磁場を形成できるＮＭＲ／ＭＲＩ装置をそのままＯＭＲＩに転用することはできない。このため、当業者にとってはこれらの低感度の磁気共鳴核について生体でのＯＭＲＩは当然不可能であるという認識である。
【００１０】
かかる状況下、本発明は、従来不可能であると考えられてきた生体内に存在する重要な核種である13Ｃ、15Ｎや31Ｐなどの低感度の磁気共鳴核を、高磁場のＮＭＲ／ＭＲＩ装置と同等あるいは超える性能で計測可能な生体計測方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記課題を解決すべく鋭意研究を重ねた結果、生体内に存在する低磁気回転比核であっても、オーバーハウザー効果を利用して超偏極させ、さらに、核磁気共鳴信号を縮重させることで、検出感度を上げることができることを見出した。そして、下記の発明が上記目的に合致することを見出し、本発明に至った。
【００１２】
すなわち、本発明は、以下の発明に係るものである。
＜１＞  計測対象生体に外部から、（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａ、または、（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ及び不対電子を有するラジカル分子Ｃ、を投与する工程（１）と、前記計測対象生体に対して、オーバーハウザー効果ＭＲＩ装置を用いて、電磁波を照射することによって、前記ターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの有する不対電子の電子スピン共鳴を生じさせた後に、前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核に核磁気共鳴を起こさせて、核磁気共鳴信号を計測する工程（２）とを含み、前記工程（２）は、前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核の核磁気共鳴信号が縮重する磁場強度で行うことを特徴とする生体計測方法。
＜２＞  工程（１）において、計測対象生体に外部から投与する分子が、（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａである前記＜１＞に記載の生体計測方法。
＜３＞  工程（１）において、計測対象生体に外部から投与する分子が、（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ及び不対電子を有するラジカル分子Ｃである前記＜１＞に記載の生体計測方法。
＜４＞  前記磁気共鳴核は、13Ｃ、14Ｎ、15Ｎまたは31Ｐである前記＜１＞から＜３＞のいずれかに記載の生体計測方法。
＜５＞  前記磁気共鳴核は、13Ｃである前記＜４＞に記載の生体計測方法。
＜６＞  工程（２）は、５０ｍＴ以下の磁場強度で行う前記＜１＞から＜５＞のいずれかに記載の生体計測方法。
＜７＞  工程（２）は、磁場強度を変えずに行う前記＜１＞から＜６＞のいずれかに記載の生体計測方法。
＜８＞  前記ターゲット分子Ａまたは前記ターゲット分子Ｂは、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を２以上有する前記＜１＞から＜７＞のいずれかに記載の生体計測方法。
＜９＞  前記ターゲット分子Ａまたは前記ターゲット分子Ｂは、腫瘍に対して集積性を有する前記＜１＞から＜８＞のいずれかに記載の生体計測方法。
＜１０＞  前記ターゲット分子Ａまたは前記ターゲット分子Ｂは、グルコース誘導体である前記＜１＞から＜９＞のいずれかに記載の生体計測方法。
【００１３】
＜Ｘ１＞  前記＜１＞から＜１０＞のいずれかに記載の生体計測方法を用いる診断方法。
【発明の効果】
【００１４】
本発明は、従来不可能であると考えられてきた生体に存在する重要な核種である13Ｃ、15Ｎや31Ｐなどの低感度の磁気共鳴核を、高磁場のＮＭＲ／ＭＲＩ装置と同等あるいは超える性能で計測可能な生体計測方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】核磁気共鳴信号の縮重について説明するために用いられる、13Ｃ−ＮＭＲスペクトル（９．４Ｔ、比較）の模式図である。
【図２】核磁気共鳴信号の縮重について説明するために用いられる、13Ｃ−ＮＭＲスペクトル（５０ｍＴ）の模式図である。
【図３】実施形態１および実施形態２における生体計測方法に用いるＯＭＲＩ装置の概要図である。
【図４】Ｄ−グルコース（α、β体混合物）の13Ｃ−ＮＭＲシミュレーションスペクトルである。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下に本発明の実施の形態を詳細に説明するが、以下に記載する構成要件の説明は、本発明の実施態様の一例（代表例）であり、本発明はその要旨を変更しない限り、以下の内容に限定されない。
【００１７】
なお、以下、本明細書において、ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂを、「ターゲット分子」と記載する場合がある。19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を、「低磁気回転比核」と記載する場合がある。また、核磁気共鳴信号を「シグナル」と記載する場合がある。
【００１８】
本発明は、計測対象生体に外部から、（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａ、または、（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ及び不対電子を有するラジカル分子Ｃ、を投与する工程（１）と、前記計測対象生体に対して、オーバーハウザー効果ＭＲＩ装置を用いて、電磁波を照射することによって、前記ターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの有する不対電子の電子スピン共鳴を生じさせた後に、前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核に核磁気共鳴を起こさせて、核磁気共鳴信号を計測する工程（２）とを含み、前記工程（２）は、前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核の核磁気共鳴信号が縮重する磁場強度で行うことを特徴とする生体計測方法（以下、「本発明の生体計測方法」と記載する場合がある。）に関する。
【００１９】
本発明の特徴の一つは、オーバーハウザー効果により、ターゲット分子（ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂ）の低磁気回転比核（19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核）の核スピンを生体内で超偏極させることである。
すなわち、本発明によれば、外部からターゲット分子Ａ、または、ターゲット分子Ｂ及びターゲットＣが投与された計測対象生体に電磁波を照射し、投与されたターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの不対電子の電子スピン共鳴を生じさせる。このとき、励起した電子スピンと、ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核の核スピンのオーバーハウザー効果（電子スピン−核スピン相互作用現象）により、前記磁気共鳴核の核スピンは超偏極される。このため、引き続き、前記磁気共鳴核の核磁気共鳴を計測すると、超偏極させずにターゲット分子の低磁気回転比核を計測した場合に比べて感度が向上する。
【００２０】
また、このようにすることで、工程（１）の後にすぐに工程（２）を実施する必要がない。従来、超偏極技術を利用した手法として、超低温で核スピンを超偏極させた分子を生体に投与する手法が知られているが、この場合、核スピンの超偏極の状態が緩和し、熱平衡に戻る前に測定する必要がある。そのため、核スピンを超偏極させた分子を生体に投与した後の、短時間（１分程度）の情報しか得ることができない。一方、本発明の生体計測方法では、工程（１）から一定の時間が経過した後であっても、電子スピン−核スピン相互作用現象によりターゲット分子の低磁気回転比核の核スピンを超偏極させることができる。
【００２１】
さらに、本発明のもうひとつの特徴は、工程（２）において、磁場強度を、ターゲット分子の低磁気回転比核の核磁気共鳴信号が縮重する磁場強度とすることである。このようにすることで、さらに、信号強度を高めることができ、生体内に存在する低磁気回転比核であっても計測感度が上げる。
【００２２】
なお、「前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核の核磁気共鳴信号が縮重する磁場強度」とは、ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する全ての低磁気回転比核のシグナルが縮重する磁場強度である必要はない。ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂが有する低磁気回転比核のシグナルのうち、少なくとも２本が縮重する磁場強度であればよい。
【００２３】
なお、「核磁気共鳴信号が縮重する」とは、少なくとも２本の核磁気共鳴信号において、２本の核磁気共鳴信号の少なくとも一部が重なる(少なくとも一部の周波数が同じになる)ことを意味する。通常、単独の核磁気共鳴の信号強度よりも、縮重することにより信号強度が増強する。
【００２４】
また、本発明の生体計測方法では、ターゲット分子の定期的な計測も可能である。例えば、ＰＥＴによる診断では、放射線同位体で標識された分子から放出される放射線を検出し診断を行うため、被ばくの影響を考慮して、定期的に計測を行うことが困難である場合が多い。一方、本発明の生体計測方法は、電子スピン共鳴・核磁気共鳴を利用するため、定期的に計測を行っても、生体に対して影響が小さい。
【００２５】
以下、本発明の生体計測方法の各工程について説明する。
【００２６】
［工程（１）］
本発明の生体計測方法の工程（１）は、計測対象生体に外部から、以下の（ｉ）または（ｉｉ）を計測対象生体に投与する工程である。
（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａ
（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ、及び、不対電子を有するラジカル分子Ｃ
【００２７】
本発明の計測対象生体は、ヒトが対象である。なお、ヒト以外のウシ、ウマ、ブタなどの家畜動物や、サル、モルモット、ウサギ、ラット、マウスなどの動物を対象としてもよい。
【００２８】
本発明の計測対象となる磁気共鳴核（核種）は、計測対象生体内のターゲット分子が有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核（低磁気回転比核）である。すなわち、計測対象となる磁気共鳴核の磁気回転比は、19Ｆの磁気回転比よりも小さい。低磁気回転比核は、感度が低く、従来、生体内でこれらの核の磁気共鳴を計測することはできないと認識されていた。
しかしながら、前述のように、本発明の生体計測方法は、生体内でオーバーハウザー効果を利用して、低磁気回転比核の核スピンを超偏極し、さらに、核磁気共鳴信号が縮重するような磁場強度で計測する。このため、計測される信号強度を増強でき感度を高めて観測することができる。
【００２９】
計測対象となる低磁気回転比核は、好適には、13Ｃ、14Ｎ、15Ｎまたは31Ｐの場合である。13Ｃの場合に特に好適に用いられる。
【００３０】
ターゲット分子Ａは、不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有する分子である。すなわち、電子スピン共鳴かつ核磁気共鳴を生じる分子である。そのため、ラジカル分子を投与する必要はないが、ターゲット分子Ａに加えて、ラジカル分子を生体内に投与してもよい。
【００３１】
ターゲット分子Ｂは、不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有する分子である。すなわち、電子スピン共鳴（ＥＳＲ）は生じないが、核磁気共鳴は生じる分子である。このため、ＥＳＲを生じる不対電子を有するラジカル分子Ｃと併用して通常は使用される。
【００３２】
ターゲット分子の構造は、本発明の目的を達成できる範囲で、その目的に応じて、適宜選択される。なお、ターゲット分子は、構成原子として、複数の低磁気回転比核を含んでいてもよい。目的に応じて、複数の低磁気回転比核の中から、計測する低磁気回転比核を選択すればよい。
【００３３】
通常、ターゲット分子は、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を２以上有する。
【００３４】
より信号強度を高めるためには、ターゲット分子が有する低磁気回転比核のそれぞれの化学シフト値が近いことが好ましい。例えば、ターゲット分子が２以上の低磁気回転比核を有する場合、２以上低磁気回転比核の化学シフト値の最大最小差が１ｐｐｍ〜５０ｐｐｍとなるような構造を有する分子などが使用できる。
【００３５】
計測対象の低磁気回転比核が13Ｃの場合、通常、ターゲット分子を構成する炭素原子のうち２以上の炭素原子が13Ｃにより標識されている。13Ｃ標識数は、ターゲット分子の構造や目的により適宜変更でき、３個であっても、４個であっても、５個であっても、６個であってもよい。計測される信号強度は13Ｃ標識数に比例して増大するため、信号強度をより増大させるためには、より多くの炭素原子が13Ｃにより標識されていることが好ましい。
【００３６】
ターゲット分子は、その目的に応じて適宜変更でき、例えば、臓器や腫瘍に対して集積性を有する分子を使用することができる。癌などの悪性腫瘍に対して集積性を有する分子を用いれば、生体内での癌の有無や分布が判断できる。このような分子としては、例えば、グルコースやグルコース誘導体などが用いられる。
このようなターゲット分子を使用することにより、腫瘍の造影剤として使用でき、本発明の生体計測方法を癌診断などに応用することができる。
【００３７】
ラジカル分子Ｃは、不対電子を有し、電子スピン共鳴を生じる分子である。ラジカル分子Ｃとしては、従来ラジカルプローブとして使用される化合物等の中から、ターゲット分子Ｂに応じて適宜選択し、使用される。また、ラジカル分子Ｃの電子スピンと、ターゲット分子Ｂの低磁気回転比核の核スピンとが相互作用できる程度の距離に存在しているほど、ターゲット分子Ｂは超偏極されやすくなる。したがって、ターゲット分子Ｂとラジカル分子Ｃとは、同様の生体内分布を示す分子であることが好ましい。
【００３８】
ターゲット分子およびラジカル分子Ｃの投与方法は、特に限定されず、動脈内又は静脈内の血管内投与の他に、経口投与など目的に応じて適宜選択すればよい。
【００３９】
工程（１）の態様のひとつは、計測対象生体に外部から投与する分子が、（ｉ）不対電子を有し、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ａの場合である。
このような場合、電子スピン共鳴（ＥＳＲ）により励起した電子スピンと、磁気共鳴核が近傍に存在しやすいため、電子スピン−核スピン相互作用現象（オーバーハウザー効果）により核スピンを超偏極させやすい。
【００４０】
工程（１）の別の態様は、計測対象生体に外部から投与する分子が、（ｉｉ）不対電子を有さず、かつ、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核を有するターゲット分子Ｂ、及び、不対電子を有するラジカル分子Ｃの場合である。
【００４１】
このように、電子スピン共鳴を生じる分子と核磁気共鳴を生じる分子を別々の分子とすることで、緩和時間が長くなり計測可能時間が延長し、感度を上げることができる。
【００４２】
なお、生体内に投与されるターゲット分子Ａ、ターゲット分子Ｂおよびラジカル分子Ｃは、それぞれ１種類である必要はなく、それぞれ複数の分子を一度に生体内に投与してよい。また、ターゲット分子Ａと、ターゲット分子Ｂ及びラジカル分子Ｃは併用してもよい。
【００４３】
［工程（２）］
工程（２）は、前記計測対象生体に対して、オーバーハウザー効果ＭＲＩ装置を用いて、電磁波を照射することによって、前記ターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの有する不対電子の電子スピン共鳴を生じさせた後に、前記ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核に核磁気共鳴を起こさせて、核磁気共鳴信号を計測する工程であり、測定対象となるターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する、19Ｆよりも磁気回転比が小さい磁気共鳴核の核磁気共鳴が縮重する磁場強度で測定を行う工程である。
【００４４】
工程（２）では、まず、外部から（ｉ）ターゲット分子Ａ、または、（ｉｉ）ターゲット分子Ｂ及びターゲットＣが投与された計測対象生体に電磁波（マイクロ波）を照射して、投与されたターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの不対電子に電子スピン共鳴を生じさせる。すなわち、計測対象生体に電磁波を照射することにより、投与されたターゲット分子Ａまたはラジカル分子Ｃの不対電子の電子スピンを励起する。励起された電子スピンのエネルギーは、オーバーハウザー効果（電子スピン−核スピン相互作用現象）により、ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの低磁気回転比核の核スピンに遷移する。これにより、ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの低磁気回転比核の核スピンが超偏極する。
【００４５】
次いで、ターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの有する低磁気回転比核に核磁気共鳴を起こさせて、核磁気共鳴信号を計測する。この核磁気共鳴を計測するときの磁場は、計測対象となるターゲット分子Ａまたはターゲット分子Ｂの低磁気回転比核のシグナルが重なる磁場強度とする。
【００４６】
なお、前述のように、工程（２）の磁場強度は、ターゲット分子の有する全ての低磁気回転比核のシグナルが縮重する磁場強度である必要はない。ターゲット分子が有する低磁気回転比核のシグナルのうち、少なくとも２本が縮重する磁場強度であればよい。
【００４７】
本発明の目的を達成できる範囲で、電子スピン共鳴を生じさせるための磁場強度と、核磁気共鳴を生じさせるための磁場強度は、それぞれ任意に設定可能である。工程（２）の磁場強度は、使用するターゲット分子などに応じて適宜変更できる。
例えば、ターゲット分子が有する、２以上（好ましくは３以上）の低磁気回転比核のそれぞれの核磁気共鳴信号が、５Ｈｚの周波数帯域に圧縮される磁場強度であっても、１０Ｈｚの周波数帯域に圧縮される磁場強度度であっても、１５Ｈｚの周波数帯域に圧縮される磁場強度であっても、２０Ｈｚの周波数帯域に圧縮される磁場強度であってもよい。
【００４８】
通常、工程（２）は、磁場強度を変えずに行う。すなわち、電子スピン共鳴を生じさせるための磁場強度と、核磁気共鳴を生じさせるための磁場強度は、実質的に同一である。
工程（２）において磁場強度を変更しないことで、電子スピン共鳴と核磁気共鳴とを同一の磁石を用いて計測が可能である。さらに、電子スピン共鳴と核磁気共鳴で磁石を別にする必要がないので、電子スピン共鳴後すぐに核磁気共鳴の計測が可能であり、緩和の影響を受けにくい。また、装置が大きくなったり、計測対象生体を移動させる必要がない点も利点である。
【００４９】
工程（２）は、具体的には、５０ｍＴ以下の磁場強度で行うことが好ましい。このような磁場強度とすることにより、核磁気共鳴信号がより縮重しやすい。
【００５０】
磁場強度の下限値についは、本発明の目的を損なわない範囲で特に制限はない。例えば、１０ｍＴ以上であっても、２０ｍＴ以上であってもよい。
【００５１】
一方で、電子スピン共鳴を生じさせるための磁場強度と、核磁気共鳴を生じさせるための磁場強度は、異なる磁場強度であってもよい。電子スピン共鳴を生じさせるための磁場強度と、核磁気共鳴を生じさせるための磁場強度が異なる場合、電子スピン共鳴を生じさせるための磁場強度は、５０ｍＴ以下であることが好ましい。また、核磁気共鳴を生じさせるための磁場強度は、５０ｍＴ以下であることが好ましい。
【００５２】
電子スピンを励起した後、核磁気共鳴を行うまでの時間は、超偏極させた核スピンが熱平衡に戻り、磁化増幅が失われる前までであれば特に制限されない。この超偏極した核スピンが熱平衡に戻り増幅が失われるまでの速度は、低磁気回転比核の種類やターゲット分子の測定環境（溶媒等）により異なるものである。したがって、電子スピンを励起した後、核磁気共鳴を行うまでの時間は、低磁気回転比核の種類やターゲット分子の測定環境（溶媒等）により適宜決定される。
【００５３】
例えば、ターゲット分子の有する低磁気回転比核が13Ｃである場合は、超偏極させた核スピンが熱平衡に戻り、磁化増幅が失われる前までの時間は、数秒〜数百秒である。このため、低磁気回転比核が13Ｃである場合は、電子スピンを励起した後、核磁気共鳴を行うまでの時間を数十秒以内（例えば、１０秒以内）とすることで磁化損失はほとんど無視できる。
【００５４】
本発明の生体計測方法では、電子スピン共鳴及び核磁気共鳴を同一の磁場強度で行えるため、通常は、電子スピンを励起した後、ただちに（例えば、１秒以内に）核磁気共鳴が実施される。
【００５５】
なお、工程（２）は、工程（１）の後であれば、すぐに実施しても、一定時間を空けて実施してもよい。工程（１）の後、工程（２）を行うまでの時間は、計測の目的に応じて適宜決定される。
【００５６】
例えば、臓器や腫瘍に集積したターゲット分子を計測する場合は、工程（１）の後に、ターゲット分子が生体内の臓器や腫瘍に集積できるように十分な時間（例えば、１時間以上）をおいてから、工程（２）を実施することが好ましい。
【００５７】
このような本発明の生体計測方法は、診断方法に転用することができる。例えば、本発明の生体計測方法は、ＭＲＩ画像診断などの診断に用いることができる。より具体的な例として、癌などの悪性腫瘍の画像診断に用いることができる。
【００５８】
以下、本発明の生体計測方法について、表１、図１および図２を用いてより具体的に説明する。
【００５９】
まず、核スピンの超偏極について説明する。核スピン−電子スピン間の核偏極の程度は、電子スピンと核スピンの磁気回転比の比に応じて変化するものである。最大値は、ｅ-の磁気回転比が２８ＧＨｚ／Ｔであり、13Ｃの磁気回転比が１０．７ＭＨｚ／Ｔであるため、２８ＧＨｚ／Ｔ÷１０．７ＭＨｚ／Ｔ＝約２６００倍となる。
【００６０】
次に、核磁気共鳴信号が縮重する磁場強度で計測することによるシグナル増強につい、13Ｃ−ＮＭＲスペクトルの模式図を用いて説明する。
【００６１】
図１（ａ）は、９．４Ｔの磁場強度で計測された13Ｃ−ＮＭＲスペクトルの模式図である。図１（ｂ）は、図１（ａ）の横軸を１００倍に拡大したスペクトルの模式図である。図１（ａ）では、１０ｐｐｍ離れた２本のスペクトル吸収線が観察された場合の13Ｃ−ＮＭＲスペクトルの模式図である。各スペクトル吸収線の吸収線幅は数〜数十Ｈｚであるが、２本のスペクトル吸収線の周波数の差は１ｋＨｚであり、重なり合わない。すなわち、それぞれのシグナルの信号強度を１とした場合、異なる周波数で、信号強度１のシグナルが計測されている。
【００６２】
図２（ａ）は、図１と同じサンプルを、５０ｍＴの磁場強度で計測された13Ｃ−ＮＭＲスペクトルの模式図である。図２（ｂ）は、図２（ａ）の横軸を１００倍に拡大したスペクトルの模式図である。５０ｍＴの磁場強度で13Ｃの核磁気共鳴を測定した場合も、９．４Ｔの磁場強度で測定した場合と同様に、吸収線幅が数〜数十Ｈｚであるシグナルが２本、１０ｐｐｍ離れて検出される。一方、２本のシグナルの周波数の差は５Ｈｚであるため、２本のシグナルが重なり１本のシグナルとなる。このため、得られるスペクトルは、スペクトル吸収線が１本のスペクトルとなる。それぞれのシグナルの信号強度を１とした場合、２本のシグナルが１本に重なるため、ある周波数で信号強度が約２倍のシグナルが計測される。
【００６３】
このように、各スペクトル吸収線の吸収線幅は数Ｈｚ〜数十Ｈｚに対して、磁場強度を低くするほど、２本のスペクトル吸収線の周波数の差は小さくなり、スペクトル吸収線が圧縮されていくため、スペクトル吸収線が重なっていく。すなわち、ある周波数において信号強度が増大していく。
【００６４】
また、数Ｈｚ〜数十Ｈｚの周波数帯域にｎ本のスペクトル吸収線が検出されるよう磁場強度を設定することで、ｎ本のスペクトル吸収線が縮重して観測される。このため、２本の場合と比較して、さらに信号強度がさらに増強する。
【００６５】
表１は、本発明の生体計測方法により計測対象生体内の低磁気回転比核である13Ｃを計測した場合とその他の測定系で計測した場合との感度を比較したものである。表１から分かるように、５０ｍＴのＮＭＲに対する相対感度は、約２６００倍となる。さらに、計測される信号強度は13Ｃ標識数に比例して増大するため、実験的計測感度は比例して増加する。そのため、９．４Ｔ  ＮＭＲ測定以上の相対感度となる。
【００６６】
【表１】
2018146268.tif 000002
【００６７】
以下、本発明の生体計測方法について、実施形態を用いて具体的に説明する。
【００６８】
（実施形態１）
実施形態１の工程（１）は、計測対象生体に外部から、ターゲット分子Ａ１を投与する工程である。まず、ヒトやマウスなどの計測対象生体に、注射によってターゲット分子Ａ１を投与する。
【００６９】
ターゲット分子Ａ１は、グルコースにラジカル分子が結合したグルコース誘導体を使用する。ターゲット分子Ａ１はグルコース部位の６つの炭素原子が、13Ｃにより標識されており、癌細胞への集積性を有するものである。後述する工程（２）において、ターゲット分子Ａ１の13Ｃ−ＮＭＲ／ＭＲＩを計測することで、ターゲット分子Ａ１の生体内での集積の分布が評価できる。
【００７０】
工程（２）は、前記計測対象生体に対して、オーバーハウザー効果ＭＲＩ装置を用いて計測を行う工程である。本実施形態では、図３に示すＯＭＲＩ装置１０を使用する。
【００７１】
まず、図３に示すＯＭＲＩ装置の構成を、図面に基づいて説明する。
図３に示すＯＭＲＩ装置１０は、計測対象物としての生体を計測するものであって、計測対象物である生体（図示例ではマウスＭ）を載置する本体部１１と、本体部１１の各部の動作制御を行う制御部１２と、制御部１２からの処理結果などを表示する表示部１３と、から構成される。
【００７２】
本体部１１は、磁場発生手段としての５０ｍＴ以下の低磁場を発生する外部磁場発生装置１１１と、計測対象生体が内部に保持されるＲＦコイル（共振器）１１２と、ＲＦコイル１１２を固定する固定台１１３とを備える。
【００７３】
本実施形態における外部磁場発生装置１１１は、永久磁石１１１ｘと、磁場勾配コイル１１１ｙと、磁場掃引コイル１１１ｚと、を有している。この外部磁場発生装置１１１は、ＯＭＲＩ用の励起磁場および計測磁場を提供するものである。
【００７４】
外部磁場発生装置１１１は、静磁場発生ドライバ１１４を介して、制御部１２に接続されている。この静磁場発生ドライバ１１４には、磁場勾配コイル１１１ｙと、磁場掃引コイル１１１ｚとに給電するために、図示しない電源が接続されている。静磁場発生ドライバ１１４は、制御部１２からの指令によって、磁場勾配コイル１１１ｙと、磁場掃引コイル１１１ｚとを制御する。本実施形態における外部磁場発生装置１１１の磁場強度は２０ｍＴであるが、この磁場強度は、０超５０ｍＴ以下の範囲で任意の値に設定することが可能である。また、永久磁石１１１ｘに代えて電磁石を用いることも可能である。
【００７５】
計測対象物である生体はＲＦコイル１１２内に保持される。ＲＦコイル１１２は、外部磁場発生装置１１１の静磁場に直交する方向に電磁波磁界を形成する。
ＲＦコイル１１２は、ＲＦコイルドライバ１１５及び検出信号受信部１１６を介して、制御部１２に接続されている。
【００７６】
ＲＦコイルドライバ１１５には、ＲＦコイル１１２に給電するための図示しない電源が接続されている。
【００７７】
ＲＦコイルドライバ１１５は、制御部１２から指令されるシーケンスに従って、ＲＦコイル１１２を駆動する。ＲＦコイル１１２に高周波パルスが印加されると、ＲＦコイル１１２に高周波磁場が発生し、内部の計測対象物である生体が高周波磁場にさらされる。
【００７８】
このとき、外部磁場発生装置１１１において、５０ｍＴ以下の磁場下（磁場強度）で、ＲＦコイル１１２から高周波を照射する。これにより、計測対象生体に投与したターゲット分子Ａ１のラジカル（不対電子）が高周波を吸収し、電子スピンが共鳴励起され、電子−核相互作用を通じて電子スピンエネルギーが核スピンに遷移する。すなわち、核スピンが超偏極する。
【００７９】
制御部１２には、計測シーケンスに従って計測対象生体の電子スピン共鳴信号および磁気共鳴信号を得る計測シーケンス処理部１２１と、ＯＭＲＩ計測処理部１２２とが設けられている。
計測シーケンス制御部１２１は、外部磁場発生装置１１１およびＲＦコイル１１２に対する給電シーケンスと、ＲＦコイル１１２における計測シーケンスとを有し、外部磁場発生装置１１１およびＲＦコイル１１２を制御するものである。制御部１２は、実際にはコンピュータシステムからなり、ハードディスクなどの記録媒体に格納されたコンピュータプログラムを実行することによって上述のように機能する。
【００８０】
ＯＭＲＩ計測処理部１２２は、計測シーケンスに従って得られた電子スピン共鳴信号および磁気共鳴信号に基づいて画像処理を行い、計測画像信号を得る計測手段である。計測信号補正部１２４は、ＯＭＲＩ計測処理部１２２により得られた計測画像信号を補正して移動の影響を補正した補正画像信号を得る補正手段である。この計測信号補正部１２４により得られた補正画像信号が表示装置１３上に表示される。
【００８１】
以上のように構成された本発明の実施の形態に係るＯＭＲＩ装置１０を使用した、工程（２）について説明する。
【００８２】
工程（１）おいて、ターゲット分子Ａ１を投与された計測対象生体、例えば、マウスＭを図３のＯＭＲＩ装置１０のＲＦコイル１２内に配置する。
なお、本実施形態では、計測対象生体に、ターゲット分子Ａ１を投与する工程（１）の後に、ターゲット分Ａ１が生体内の癌に集積できるように１時間以上おいてから、工程（２）を実施する。
【００８３】
次いで、外部磁場発生装置１１１において、２０ｍＴの磁場下（磁場強度）で、ＲＦコイル１１２から高周波を照射するとともに、磁場掃引コイル１１１ｚを駆動することによって、静磁場を高速掃引する。これにより、計測対象生体に投与されたターゲット分子Ａ１の不対電子が高周波を吸収し、電子スピンが共鳴励起される。このとき、共鳴励起された電子スピンが、ターゲット分子Ａ１の13Ｃ原子の核スピンエネルギーに遷移し、核スピンが超偏極する。次いで、ＲＦコイル１１２を用い、高周波照射により計測対象生体から得られる信号を検出信号受信部１１６で受信する。このとき、ターゲット分子Ａ１の化学シフト位置の最大最小差が５０ｐｐｍの領域に検出される信号が、１０Ｈｚの周波数帯域に圧縮して観察されるため、受信する信号の強度が増大する。
【００８４】
このようにして検出信号受信部１１６で受信された信号は制御部１２で受け取られ、ＯＭＲＩ計測処理部１２２で処理され、ＭＲＩ画像や核スピン分布を示す画像を合成する。
【００８５】
（実施形態２）
実施形態２では、ターゲット分子Ｂ１として、６つの炭素原子が13Ｃにより標識されており、かつ、分子内にラジカルを有さないＤ−グルコース（α、β体混合物）を使用する。ラジカル分子Ｃは、ターゲット分子Ｂ１と同様の集積性を有するものである。
【００８６】
まず、工程（１）では、計測対象生体に対して、ターゲット分子Ｂ１とラジカル分子Ｃとを注射により投与する。
次に、工程（２）では、実施形態１と同様に図３に示すＯＭＲＩ装置を使用して、磁場強度は５０ｍＴとし、ターゲット分子Ｂ１の核磁気共鳴信号を計測する。このとき、ターゲット分子Ｂ１の13Ｃのシグナルは重なりあうため、シグナル強度が増強されて計測される。
【００８７】
以下、ターゲット分子Ｂ１のシグナル強度の増強について、Ｄ−グルコース（α、β体混合物）の13Ｃ−ＮＭＲシミュレーションスペクトルを用いて説明する。図４は、Ｄ−グルコース（α、β体混合物）の13Ｃ−ＮＭＲシミュレーションスペクトルである。α、β体の各６個の炭素に由来する13Ｃ−ＮＭＲスペクトルを示している。横軸ラベルは、相対値表現（ｐｐｍ）と絶対値表現（Ｈｚ、９．４Ｔ  ＮＭＲ、５０ｍＴ  ＯＭＲＩの場合）を示した。各スペクトルの吸収線の吸収線幅は考慮していない。
【００８８】
Ｄ−グルコース（α、β体混合物）の13Ｃ−ＮＭＲスペクトルをシミュレーションすると、化学シフト位置の最大最小間差は３５ｐｐｍである。
標準的な分析用９．４Ｔ  ＮＭＲ（13Ｃの場合電磁波周波数１００ＭＨｚ）を用いて得られる実験スペクトルを考えると、１ｐｐｍが１００Ｈｚであり、最大最小間差は３．５ｋＨｚ（周波数表現、１００Ｈｚ／ｐｐｍ×３５ｐｐｍ）である。各スペクトル吸収線の吸収線幅は、数〜数十Ｈｚ程度であり、最大最小間差は３．５ｋＨｚに対して小さいため、各シグナルは分裂する。
【００８９】
５０ｍＴ（13Ｃの場合電磁波周波数０．５ＭＨｚ）の磁場で計測した場合を考えると、１ｐｐｍが０．５Ｈｚであり、最大最小間差は約１５ｋＨｚ（周波数表現、０．５Ｈｚ／ｐｐｍ×３５ｐｐｍ）である。最大最小間差は約１５Ｈｚの周波数帯域に圧縮して観察される。各スペクトル吸収線の吸収線幅は数〜数十Ｈｚ程度であり、Ｄ−グルコースの各13Ｃ  ＮＭＲスペクトルは重なり合って計測される。
【００９０】
以上のように、本発明の実施の形態における生体計測方法では、生体で重要な核種である13Ｃ、15Ｎや31Ｐ等の低感度の磁気共鳴核を、高磁場のＮＭＲ装置と同等あるいは超える性能で直接計測することが可能である。
【産業上の利用可能性】
【００９１】
本発明の生体計測方法は、生体内の重要な核種である13Ｃや15Ｎの標識物など分子プローブとして用いることで分子動態イメージングなどが可能である。従って、本発明の生体計測方法および生体計測装置を用いて、生体物質分布、代謝計測・イメージングを行うことは生理機能や薬物動態分析に有用である。
【符号の説明】
【００９２】
１０  ＯＭＲＩ装置
１１  本体部
１１１  外部磁場発生装置
１１１ｘ  永久磁石
１１１ｙ  磁場勾配コイル
１１１ｚ  磁場掃引コイル
１１２  ＲＦコイル（共振器）
１１３  固定台
１１４  静磁場発生ドライバ
１１５  ＲＦコイルドライバ
１１６  検出信号受信部
１２  制御部
１２１  計測シーケンス処理部
１２２  ＯＭＲＩ計測処理部
１２４  計測信号補正部
１３  表示部
Ｍ  マウス
【図１】
2018146268.tif 000003
【図２】
2018146268.tif 000004
【図３】
2018146268.tif 000005
【図４】
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