"MRT機器において使用するための、特に、MRT機器において生体14に投与するための過分極された液体造影剤の提供方法であって、前記MRT機器の磁場に配設されたMW共振器16の長手軸に沿って延びる導管34に前記液体造影剤を通過させるステップと、前記液体造影剤がDNPを使用して前記MW共振器16内の前記導管34を通過する際に、前記液体造影剤の分極に適した少なくとも40GHzの周波数を有するマイクロ波を前記MW共振器16に結合するステップと、を含み、前記造影剤が、少なくとも時折、連続して通過している間に前記MW共振器16において分極化され、すぐに投与され、前記MW共振器16において、前記共振器の前記長手軸の少なくとも主要部分に沿って、磁場強度に腹を有し、電場強度に節を有するMWモードが形成され、前記導入マイクロ波の出力と、前記共振器16への前記マイクロ波の結合が、前記導管の少なくとも一部分の領域において、MW磁場強度の振幅式中、T1,eはDNP活性化電子の緩和時間が得られるように調節される、方法。少なくとも1つの常磁性体が、前記造影剤に溶解され、または前記造影剤の流れに配設された少なくとも1つの固定化された常磁性体が設けられ、前記常磁性体が、特に、安定ラジカル、特に、TEMPOLおよびその誘導体、トリチル、ニトロソジスルホン酸カリウム、常磁性遷移金属イオン、電離放射線によって発生したラジカルおよび三重項状態の分子の1つ以上によって形成される、請求項1に記載の方法。請求項4から24のいずれか一項に記載の装置が使用される、請求項1または2に記載の方法。液体NMR造影剤の過分極装置であって、MW共振器16が長手軸を有するマイクロ波共振構造体と、前記MW共振器16の前記長手軸に沿って延びる前記液体NMR造影剤の導管34と、少なくとも41GHzの周波数を有するマイクロ波を発生するマイクロ波発生源20と、前記マイクロ波発生源20で発生したマイクロ波を前記MW共振器16に結合する手段と、前記MW共振器16内の前記導管34を通って前記造影剤を継続的に輸送し、前記造影剤を生体に投与するのに適したポンプ28と、を備え、前記MW共振器16の幾何学的形状、前記マイクロ波を前記MW共振器16に結合する前記手段、前記導管34の断面、前記MW発生源20の出力および周波数が、‐前記MW共振器16において、前記MW共振器の前記長手軸の少なくとも主要部分に沿って、磁場強度に腹を有し、電場強度に節を有するMWモードが形成され得て、‐前記導管34の少なくとも一部分の領域において、少なくとも110-5T、好ましくは、少なくとも310-5TのMW磁場が発生され得るように、互いに対して調節される装置。前記MW共振器16が、MRT機器の開口12に配設されるとき、前記MRT機器の前記開口12の外側にあるリザーバ26から前記MW共振器16に前記造影剤を輸送するのに適した第1の導管30と、および/または、前記共振器16および前記生体14が、MRT機器の開口12に配置されるとき、前記共振器16から前記生体14に前記過分極された造影剤を輸送するのに適した第2の導管36とを備える、請求項4に記載の装置。前記第2の導管36の断面が、前記MW共振器16内の前記導管34の断面より小さい、請求項5に記載の装置。前記MW共振器16が、共振周波数を設定するために互いに対して調節可能である部分40を有し、前記共振器部分48を互いに対して調節する手段50、52であって、好ましくは、前記MW共振器16が前記開口12に配設されるとき、前記MRT機器の前記開口12の外側からのアクセスが可能である手段50、52を含む、請求項4から6のいずれか一項に記載の装置。前記共振器の前記長手軸に対して高調波を表す前記共振器16のMWモードにMW周波数が対応するように、前記MW共振器16の寸法が、前記MW発生源20によって発生可能な周波数に調整される、請求項4から7のいずれか一項に記載の装置。前記MW共振器16が、MW場に対向する表面において導電性である、請求項4から8のいずれか一項に記載の装置。前記MW共振器16が、少なくとも部分的に、キャリア材料42、48からなり、前記キャリア材料が、前記MW場に対向する表面において、導電層、特に、銀層が被覆される、請求項9に記載の装置。前記導電層の厚さが、少なくとも0.5μm、好ましくは、少なくとも1μm、特に好ましくは、少なくとも2μmである、請求項10に記載の装置。前記キャリア材料が、青銅、真鍮または丹銅合金、アルミニウム、銅またはニッケルシルバー、または水素を含まないプラスチック、特に、PCTFE、VespelまたはPTFEの任意のものによって形成される、請求項10または11に記載の装置。造影剤が並行に流れる複数の共振器16を備える、請求項4から12のいずれか一項に記載の装置。前記造影剤の流れ方向に見たとき、前記MW共振器16の上流に配置された、前記造影剤の温度調節用、特に、冷却用の装置32、および/または、前記造影剤の流れ方向に見たとき、前記MW共振器16の下流に配設された、前記造影剤の温度調節用、特に、冷却用の装置を備える、請求項4から13のいずれか一項に記載の装置。前記共振器16が円筒型共振器である、請求項4から14のいずれか一項に記載の装置。前記モードが、TE011、TE012またはTE01nモード2<n<100である、請求項15に記載の装置。前記MW共振器16が、円筒型共振器部分を有し、前記共振器部分が、少なくとも1つの長手方向の端部において、前記共振器の前記長手軸に沿って調節可能なピストン48またはプロップによって終端される、請求項16に記載の装置。前記少なくとも1つの調節可能ピストン48またはプロップが、前記円筒型共振器16の前記長手軸に平行な方向に、前記長手軸を中心に回転することによってそれぞれ調節可能であるように、前記MW共振器16に設けられた雌ねじと係合する雄ねじを有する、請求項17に記載の装置。前記円筒型共振器16の内径が、8.4~15mm、好ましくは、8.7~11mm、特に好ましくは、9.0~9.4mmである、請求項15から18のいずれか一項に記載の装置。前記円筒型共振器16が、11~12mm、22~24mm、または11nmm~12nmmnは整数、2<n<100の長さに調節可能である、請求項15~19のいずれか一項に記載の装置。前記マイクロ波を前記MW共振器16に結合する絞り58が設けられる、請求項15から20のいずれか一項に記載の装置。前記絞りが、スリット絞り58であり、好ましくは、0.01~1.00mm、特に好ましくは、0.2~0.4mmのスリット幅、および/または、1~10mm、好ましくは、5~7mmの長さを有するスリット絞り58である、請求項21に記載の装置。前記絞り58のサイズが調節可能である、請求項21に記載の装置。前記マイクロ波の磁気成分を前記共振器に結合する手段が設けられる、請求項15から20のいずれか一項に記載の装置。図1において、MRT機器の磁石10が略図的に示されている。磁石10は、1.49552Tの強度の静磁場が発生する開口12を有する。さらに、MRT機器において、慣例では、原子核スピンを共振励起するために高周波場を発生する手段、ならびにイメージング用の勾配磁場を発生する手段が設けられるが、これらは図面には示されていない。図1にさらに示すように、被検生体14、図示した例ではマウスが、磁石10の開口12に配置されている。しかしながら、本発明の装置および方法は、ヒトの医療の応用にも特に使用可能である。さらに、磁石10の開口12には、導波路18を介してマイクロ波発生源20に接続されたMW共振器16が配置される。図示した実施形態において、マイクロ波発生源20は、41GHz~43GHzの範囲にある周波数を有するマイクロ波を発生するのに適している。MW共振器16は、DNPを使用して共振器を流れるNMR造影剤を分極することを意図したものである。図1には、造影剤の供給導管は示していない。図2は、液体NMR造影剤の過分極装置のさらなる構成要素のブロック図を示す。図2において、図1に示すように、磁石10の開口12、マイクロ波発生源20および導波路18は、略図的に示されている。さらに、共振導管を検出し、共振器の共振周波数を設定するように働くMW循環器22および受信ダイオード24が示されている。さらに、図2には、過分極可能な液体用のリザーバ26が示されており、簡潔にするために、ここでは、X線診断法の用語と同様にNMR造影剤と呼ぶ。過分極された造影剤の機能は、所与の条件下でボルツマン分布に従う分極度をはるかに上回る分極度によってNMR信号を増幅することである。厳密に言えば、液体は、過分極の後にのみ造影剤になるが、簡潔にするために、ここにおいては未分極液体および過分極液体をNMR造影剤と呼ぶことにすることを理解されたい。さらに、図2には、リザーバ26から第1の導管30を通って開口12にあるMW共振器16にNMR造影剤を継続的に輸送するのに適したポンプ28が示されている。第1の導管30に沿ったNMR造影剤の流路に、造影剤を温度調節するための装置32が設けられる。このような装置32を使用して、例えば、液体造影剤は、MW共振器16における回避できない加熱の後に、生体14の体温に近くなる温度まで冷却され得る。図2に示していないが、共振器16と生体14との間に、他の温度調整装置が設けられてもよい。MW共振器16において、以下に詳細に記載するように、造影剤が導管34を通って流れる。MW共振器16の下流には、生体14図2に全体として図示せずにつながる第2の導管36がある。好ましい実施形態において、第2の導管36の断面は、MW共振器1内の導管34の断面より小さいため、同じ流量の場合、流速が増大する。すなわち、MW共振器34と生体14との間の流れ時間が、短縮され、分極損失を可能な限り低く保つ。最後に、図2には、制御機器38が設けられ、マイクロ波発生源20を制御するために、ポンプ28および温度調節装置32が、制御ライン40を介して制御機器38に接続される。次に、図1および図2の装置の機能について説明する。図1および図2の装置の1つの特殊性は、NMR造影剤が、MRTも実行される磁場と同じ磁場でDNPを使用して分極される点と、生体14への投与とともに継続的に、少なくとも時々、過分極が起こる点である。これにより、従来技術において一般的に採用されていたような過分極装置からMRT機器への過分極造影剤の輸送を省くことができる。これは、一方では、取り扱いや手順の無駄の無さという点で利点を有する。さらなる重要な利点は、造影剤が過分極の直後に投与されるため、過分極と投与との間で生じる分極損失が比較的少ないことである。これらの分極損失は、過分極と投与との間で造影剤を輸送する必要があり、かつ、多くの場合に溶融される必要がある従来技術においては重大な問題である。造影剤が導管34において共振器16を通る間、MW共振器16において過分極が起こる。造影剤は、磁場に整列され得る核スピンをもつ原子核を有する。最も単純な場合、原子核は、例えば、水の水素原子であり得るが、他の原子核、例えば、13Cも使用され得る。さらなる重要な造影剤は、例えば、代謝マーカーとして使用され得るピルビン酸塩および乳酸塩である。さらに、DNPを使用した過分極には、常磁性中心または不対電子の存在が必要である。これらは、溶液または固体内の常磁性遷移金属イオンによって、例えば、TEMPOLまたはその誘導体、フレミー塩Fremy’ssaltなどとして安定ラジカルによって形成され得る。常磁性中心のさらなる例は、三重項状態の分子またはイオン化によって発生した結晶状態のラジカルである。ラジカルは、造影剤自体に溶解され得、および/または、分子、特に、標的分子に結合され得る。あるいは、常磁性中心は、固定化され得て、例えば、ゲルに結合され得て、MW共振器16内の導管34内に配設される。また、投与前に溶液からラジカルまたはキャリアをそれぞれ分離することも可能である。応用および使用するNMR造影剤に依存して、MW共振器16内の造影剤の異なる滞留時間が有益であり得る。好ましい滞留時間は、数秒~100ミリ秒である。流速は、イメージング対象で、最大の分極が達成されるように選択されることが好ましい。これは、流動系の幾何学的形状および分極形成の速度に依存し、一方で、使用するラジカルまたはそれらの濃度に依存する。達成される分極は、ある程度まで、出力依存である。流速の正確な選択は、過分極された核の緩和速度にも依存する。好ましい流速は、1mm/s~1m/sであり、実施形態において使用される導管に関して、1.8ml/h~1800ml/hの流れに対応する。好ましい流量は、6~12ml/hである。流速および滞留時間が分極結果に対して最適化でき、望ましい投与量に対して追加的な制約がないことは有益である。これは、特に、より多くの投与量が要求される場合に適用される。このような場合、マイクロ波共振器16のQ因子が、導管の直径が大きいほど低下するため、導管34の断面積を単純に大きくして達成することはできない。その代わり、小さな断面積の導管を並行にして図示せず、いくつかの共振器を動作させることが有益であり得る。図3は、円筒型共振器であるMW共振器16の一例を示す。円筒型共振器は、共振器内壁の導電性を増大させるために内面側に銀層が被覆された丹銅シリンダ42を備える。導電層の厚さは、マイクロ波の表皮厚さの数倍である必要がある。この実施例において、マイクロ波の表皮厚さは数百nmであり、銀層の厚さは2μmである。丹銅シリンダ42の内部には、円筒型共振器空洞44が形成される。共振器空洞44は、シリンダの端面において真鍮ピストン48の前面46によって制限または終端され、真鍮ピストン48も同様に前面46において銀で被覆される。左側の真鍮ピストン48は、シリンダ空洞44の長手軸に沿って調節され得る。ピストン48には、丹銅シリンダ42にある雌ねじと係合される雄ねじが、その外面に形成される。ピストン48を回転することで、円筒型共振器空洞44の軸方向の長さが高精度に設定可能である。断面図B-Bに示すように、ピストン48は、ねじ50を介して調節するために回転され得て、ねじ50は、ピストン48の外周部でねじ山図示せずと係合し、ウォーム歯車のようにピストン48を駆動する。ねじ50は細長いシャフト52を有し、細長いシャフト52を介して、MRT磁石の開口12の外側からねじを使用できる。これにより、開口12内にあるMW共振器16は調整可能になっている。MW共振器16は、水素を含まないプラスチック製、図示した実施形態では、Vespel製の多部品固定具を有する。固定具の個々の部分54はねじ56で締め付けられる。図3にさらに示されているように、マイクロ波は、導波路18およびスリット絞り58を介して共振器空洞44に結合される。図示した実施形態において、スリット絞り58の長さは5.5mmであり、したがって、5.6mmである導波路直径よりわずかに短い。絞りの幅は、0.01~1mmであり、特定の実施形態において、0.29mmである。本願発明者らは、効率的な結合の点で絞りの構造には、より長い波長、例えば、Xバンドに要求されるものより実質的に高い精度が要求されることに気が付いた。要求された精度を保証するために、侵食erosion方法で絞り58を製造することが好適であることが分かった。最後に、図3には、密封ピストン60において第1の導管30または第2の導管36のそれぞれに接続される導管34が示されている。導管の部分の間の移行部を密封するために、密封ピストン60が固定具54図3の左側またはピストン48図3の右側のそれぞれに締め付けられるときに圧縮されるテフロン登録商標シール62が設けられる。図4および図5は、図3の共振器16を使用して発生した約66kHzの周波数シフトを有する水のプロトン信号のNMRスペクトルを示す。実線は、共振器16内にマイクロ波が放射されていない比較例をそれぞれ示し、点線は、2WのMW放射を用いた場合をそれぞれ示す。図4は、造影剤が共振器16内の導管34において静止した場合のNMR信号を示し、図5は、造影剤が8ml/hの流量で共振器16を通って流れる場合を示す。ここでは、TEMPOLの12mmol/lを有する水を造影剤として使用した。図4において、静止造影剤の場合、通常のNMR信号64が、DNPを使用した過分極の結果として、-98倍に高められ得ることが分かる信号66と比較。これは、非常に驚くべき結果であり、このような高磁場強度およびそれぞれ高いマイクロ波周波数の液体造影剤では予測不可能なことであった。図5から、造影剤が流れている間でも、過分極の結果として、-14倍の増大因子が得られることが分かる。これは、本発明による方法および本発明による過分極装置が、実際、NMR感度の増大に非常に適したものであり、特に、MRTでは、従来技術と比較して著しい改良が見込まれることを示す。被検対象における造影剤の過分極の強度に関して、マイクロ波共振器を通る造影剤の流速が重要である。一方で、流量が少ないと、共振器における滞留時間が長くなり、これにより、過分極が強くなる。他方で、MW共振器と被検対象との間の流れ時間が長いほど、流量が少なくなる。MW共振器と被検対象との間の移行中、過分極された核スピンの部分は熱平衡状態に緩和され、これにより、過分極は全体として低減する。したがって、実際には、MW共振器と被検対象との間の短い移行時間すなわち、高流速とMW共振器における十分な滞留時間すなわち、低流速との間で妥協を見出さなければならない。この妥協は、さまざまな実験によって決定され得る。例えば、図6は、流量に依存したNMR信号の増幅を示す。同図から分かるように、この幾何学形状に対して、流量が6~12ml/hのとき、増幅の絶対値は最大である。上述した妥協は、MW共振器と被検対象との間に造影剤が輸送されて通る導管の断面が、MW共振器内の導管の断面より小さく、MW共振器から被検対象への移行の間に、造影剤がMW共振器内より速く流れることによって、部分的に解決され得る。図7は、本発明の装置のテスト応用の結果を示す。同図において、MW共振器からの放出後の造影剤は、0.15mm直径のガラス毛細管を通って輸送された。このような毛細管は、微小血管と同様のサイズのものである。図7aは、DNPを用いていない場合、すなわち、MW共振器が動作状態にない場合のMRI画像を示す。図7aの場合、毛細管の内部を可視化するには、8回のスキャンが要求された。図7bは、MW共振器がオンに切り換えられ、造影剤がDNPを使用して過分極される場合を示す。図7bから分かるように、毛細管は、1回のMRIスキャンで可視化され得る。両方の画像において、信号がイメージングコイルの長さスケールで低下するため図示したケースでは約20mm、イメージングコイルの感度分布が認められる。図8は、熱分極した試料が配置されたフラットセルflatcellを通して、過分極された造影剤が輸送された例示的な測定を示す。図8aは12ml/hの流量の場合、図8bは20ml/hの流量の場合、図8cは30ml/hの流量の場合のNMR信号を示す。すべての場合において、分散および過分極の減衰が認められる。セルの厚さが均質であるため、図8a~8cの画像には体積効果は示されず、すなわち、二次元画像の各ピクセルは、同じ体積の造影剤を表す。この限りにおいて、図示したNMR強度は、それぞれのボクセルの正味の磁化を表す。図8bおよび図8cの比較から、流速が大きいほど過分極化された噴射が大きくなるが、同時に、図8bの流量が低いほど信号強度が増大し、すなわち、分極移行が良好になることが明らかである。これはまた、用途に応じて、流量は基礎となる形状に合わせて調節されるべきであることを示す。図8をさらに詳細に考察すると、フラットセルに入った直後に、造影剤がわずかに拡散され低速化するとき、過分極された造影剤の噴射のNMR強度がわずかに下流の位置ほど高くないことが分かる。この理由は、過分極された造影剤が勾配場を通って移動する速度が比較的大きいことであり、これにより位相の散逸dephasingが起こり、信号が弱くなる。この影響は、イメージングシーケンスが使用されるときに強くなり、この種の位相の散逸、例えば、スピンエコーシーケンスに特に感度が高い。この影響は、高速移動した造影剤の信号を能動的に抑制するために利用され得るが、低速での造影剤の信号はより顕著である。図9にこの1つの例が示されており、造影剤がゆっくりと移動する領域の強度は、図8に類似している。対照的に、流速が大きい領域は、過分極にもかかわらず、ほぼ消滅信号になる。図示した実施形態において、過分極は、TE011モードによって達成される。このモードは、シリンダ空洞44の長手軸に沿った電場強度、すなわち、導管34の領域に節を有し、この領域において、磁場強度に腹を有する。この例において、円筒型共振器が使用されているが、本発明は、これに制約されるものではない。特に、閉鎖型、すなわち、図示した円筒型共振器のような空洞共振器の代わりとして、ファブリーペロー共振器などの開放型共振器も適切であり、このタイプの共振器は、この種の構造により、マイクロ波場によって造影剤に発生した熱を放散させるのに有利である。したがって、本発明の教示は、他のタイプの共振器にも適用され得る。重要なことは、共振器の幾何学形状、マイクロ波をMW共振器に結合する手段、導管の断面、MW発生源の出力および周波数は、共振器の長手軸の少なくとも主要部分に沿って、磁場強度に腹を有し、電場強度に節を有するMWモードがMW共振器に形成可能であるように互いに対して調節または調整されることであり、導管の少なくとも一部分の領域において、好ましくは、少なくとも、のMW磁場が発生され、好ましくは、110-5T、特に好ましくは、少なくとも310-5TのMW磁場が発生され得る。"