JP7224642B2

JP7224642B2 - Measuring method and measuring device

Info

Publication number: JP7224642B2
Application number: JP2019130425A
Authority: JP
Inventors: 和洋市川
Original assignee: KYUSHU BUNKA GAKUEN FOUNDATION
Current assignee: KYUSHU BUNKA GAKUEN FOUNDATION
Priority date: 2018-07-17
Filing date: 2019-07-12
Publication date: 2023-02-20
Anticipated expiration: 2039-07-12
Also published as: JP2020016649A

Description

本発明は、神経伝達の状態を計測する計測方法および神経伝達の状態を計測する計測装置に関する。 The present invention relates to a measuring method for measuring the state of nerve transmission and a measuring device for measuring the state of nerve transmission.

神経細胞は、電気信号を受け取ると、膜電位を変化させてナトリウムチャネルやナトリウムチャネルの開閉を制御することにより、軸索の末端まで信号を伝える。軸索の末端まで電気信号が伝わると、神経伝達物質が放出され、この神経伝達物質が次の神経細胞を刺激することで、次の神経細胞が電気信号を受け取る。このように電気信号を伝えていくことで、神経伝達が行われる。 When a nerve cell receives an electrical signal, it transmits the signal to the end of the axon by changing the membrane potential and controlling the opening and closing of the sodium channel and the sodium channel. When the electrical signal reaches the end of the axon, a neurotransmitter is released that stimulates the next nerve cell to receive the electrical signal. Nerve transmission is performed by transmitting electrical signals in this way.

膜電位の変化の一例を挙げると、ヤリイカの神経軸索を用いた研究がある（例えば、非特許文献１）。図８は膜電位変化の例、図９は、神経活動に伴う電位伝搬を示す図で、ヤリイカの巨大軸索における時空間変化である。チャネル開閉等に伴う膜電位変化は、数ミリ秒の時間枠で１００ｍＶ程度であることが明らかになっている。 As an example of changes in membrane potential, there is research using nerve axons of spear squid (for example, Non-Patent Document 1). FIG. 8 is an example of changes in membrane potential, and FIG. 9 is a diagram showing potential propagation accompanying nerve activity, showing spatiotemporal changes in giant axons of a squid. It has been clarified that the membrane potential change associated with channel gating and the like is about 100 mV in a time frame of several milliseconds.

膜電位の計測方法としては、微小電極を細胞に結合させて電位を計測する方法が知られている（例えば、特許文献１）。 As a method of measuring membrane potential, a method of measuring potential by binding microelectrodes to cells is known (for example, Patent Document 1).

特開平０９－０２４０３１号公報JP-A-09-024031

ＲａｙｍｏｎｄＣｈａｎｇ著，化学・生命科学系のための物理化学，東京化学同人Raymond Chang, Physical Chemistry for Chemistry and Life Sciences, Tokyo Kagaku Doujin ａｎａｌｙｔｉｃａｌｃｈｅｍｉｓｔｒｙ，（米），２０１４，ｖｏｌ．８６，Ｎｏ．２，ｐ．１０４５－１０５２analytical chemistry, (US), 2014, vol. 86, No. 2, p. 1045-1052 ＪｏｒｎａｌｏｆＭａｇｎｅｔｉｃＲｅｓｏｎａｎｃｅ，（蘭）,２０１０，ｖｏｌ．２０２，Ｎｏ．２，ｐ．２６７－２７３Journal of Magnetic Resonance, (Ran), 2010, vol. 202, No. 2, p. 267-273

神経伝達の状態を計測することで、痛みの伝達可視化や鎮痛作用の薬効評価等に応用することができる。
しかしながら、既存の電位計測法は、電極挿入による侵襲性、プローブ設置部位の計測のみなど応用制限を有する。また、プローブ設置部位の計測を行う既存の電位計測法は、生体の深部の電位は困難であるという問題がある。
本発明は、非侵襲性であり、生体の深部であっても計測ができ、神経伝達の状態を計測できる計測方法および計測装置を提供することを目的とする。 By measuring the state of nerve transmission, it can be applied to visualization of pain transmission and efficacy evaluation of analgesic action.
However, the existing potential measurement methods have application limitations such as invasiveness due to electrode insertion and measurement only at the probe installation site. In addition, the existing potential measuring method for measuring the site where the probe is installed has a problem that it is difficult to measure the potential in the deep part of the living body.
SUMMARY OF THE INVENTION It is an object of the present invention to provide a measuring method and a measuring device which are non-invasive, can measure even deep inside a living body, and can measure the state of nerve transmission.

本発明者は、上記課題を解決すべく鋭意研究を重ねた結果、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。 As a result of earnest research to solve the above problems, the inventors of the present invention have found that the following inventions meet the above objects, and have completed the present invention.

すなわち、本発明は、以下の発明に係るものである。
＜１＞電子スピンを用いた磁気共鳴法により計測対象における神経伝達の状態を計測する計測方法であって、電位応答性分子を含む造影剤を含む前記計測対象に磁気共鳴法を適用して磁気共鳴信号を得る第１ステップと、前記第１ステップで得られた磁気共鳴信号から前記計測対象における神経伝達の状態を得る第２ステップとを含む、計測方法。
＜２＞前記第２ステップは、前記第１ステップで得られた磁気共鳴信号を画像化するステップを含む、前記＜１＞に記載の計測方法。
＜３＞前記磁気共鳴法が、電子スピン共鳴法またはオーバーハウザーＭＲＩである、前記＜１＞または＜２＞に記載の計測方法。
＜４＞前記電位応答性分子が、下記一般式（１）で表される分子である、前記＜１＞から＜３＞のいずれかに記載の計測方法。

一般式（１）において、Ｒ¹は、アルキル基、フェニル基、アミノ基、およびアザシクロアルキル基からなる群から選択されるいずれかを表し、Ｒ²、Ｒ³は、それぞれ独立に、アルキル基を表し、Ｒ⁴、Ｒ⁵は、それぞれ独立に、アルキル基、フェニル基、およびアルキルカルボキシル基からなる群から選択されるいずれかを表す。
＜５＞電子スピンを用いた磁気共鳴法により計測対象における神経伝達の状態を計測する計測装置であって、電位応答性分子を含む造影剤を含む前記計測対象に磁気共鳴法を適用して磁気共鳴信号を得る信号取得手段と、前記信号取得手段で得られた磁気共鳴信号から前記計測対象における神経伝達の状態を得る神経伝達状態取得手段とを含む、計測装置。 That is, the present invention relates to the following inventions.
<1> A measurement method for measuring the state of nerve transmission in a measurement target by a magnetic resonance method using electron spins, wherein the magnetic resonance method is applied to the measurement target containing a contrast agent containing a voltage-responsive molecule A measurement method, comprising: a first step of obtaining a resonance signal; and a second step of obtaining a neurotransmission state in the measurement object from the magnetic resonance signal obtained in the first step.
<2> The measurement method according to <1>, wherein the second step includes imaging the magnetic resonance signals obtained in the first step.
<3> The measurement method according to <1> or <2>, wherein the magnetic resonance method is electron spin resonance method or Overhauser MRI.
<4> The measuring method according to any one of <1> to <3>, wherein the voltage-responsive molecule is a molecule represented by the following general formula (1).

In general formula (1), R ¹ represents any one selected from the group consisting of an alkyl group, a phenyl group, an amino group, and an azacycloalkyl group; R ² and R ³ each independently represent an alkyl group; and R ⁴ and R ⁵ each independently represent one selected from the group consisting of an alkyl group, a phenyl group and an alkylcarboxyl group.
<5> A measuring device for measuring the state of neurotransmission in a measurement target by a magnetic resonance method using electron spins, wherein the magnetic resonance method is applied to the measurement target containing a contrast agent containing a voltage-responsive molecule A measuring apparatus comprising: a signal acquisition means for obtaining a resonance signal; and a nerve transmission state acquisition means for obtaining a state of nerve transmission in the measurement target from the magnetic resonance signal obtained by the signal acquisition means.

本発明によれば、非侵襲性であり、生体の深部であっても計測ができ、神経伝達の状態を計測できる計測方法および計測装置が提供される。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the measuring method and measuring device which are non-invasive and can measure even the deep part of living bodies, and can measure the state of nerve transmission are provided.

本発明の計測方法の概念図を示す。The conceptual diagram of the measuring method of this invention is shown. 電位変化に伴う積分形ＥＰＲスペクトル移動と画像強度の変化の模式図である。FIG. 4 is a schematic diagram of integral EPR spectral shift and change in image intensity with potential change. 電位変化に伴う微分型ＥＰＲスペクトルを示す図である。FIG. 4 is a diagram showing a differential EPR spectrum with potential change; 平衡電位におけるＯＭＲＩ画像である。OMRI image at equilibrium potential. 電子応答性分子溶液の電位変動による電子スピン共鳴スペクトル強度の時間変化を示した図である。FIG. 4 is a diagram showing temporal changes in electron spin resonance spectrum intensity due to potential fluctuations of an electron-responsive molecule solution. 本発明に係る計測装置１を示す図である。It is a figure which shows the measuring device 1 which concerns on this invention. 本発明に係る計測装置２を示す図である。It is a figure which shows the measuring device 2 which concerns on this invention. 膜電位変化の例を示す図である。It is a figure which shows the example of a membrane potential change. 軸索における時空間変化を示す図である。FIG. 4 is a diagram showing spatio-temporal changes in axons;

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。 Embodiments of the present invention will be described in detail below. is not limited to the contents of

本発明の計測方法は、電子スピンを用いた磁気共鳴法により計測対象における神経伝達の状態を計測する計測方法であって、電位応答性分子を含む造影剤を含む前記計測対象に磁気共鳴法を適用して磁気共鳴信号を得る第１ステップと、前記第１ステップで得られた磁気共鳴信号から前記計測対象における神経伝達の状態を得る第２ステップとを含む計測方法である。 The measurement method of the present invention is a measurement method for measuring the state of neurotransmission in an object to be measured by magnetic resonance using electron spin, wherein the object to be measured contains a contrast agent containing a voltage-responsive molecule. The measurement method includes a first step of obtaining a magnetic resonance signal by application, and a second step of obtaining a neurotransmission state in the measurement target from the magnetic resonance signal obtained in the first step.

本発明の計測方法の特徴は以下である。
（１）磁気共鳴手法によること。
（２）電位変化を検出する造影剤を用いること。
（３）電位変化を、スペクトル変化を利用して検出すること。
（４）電位変化の対象内伝搬を計測、または可視化する手法であること。 The features of the measuring method of the present invention are as follows.
(1) By magnetic resonance technique.
(2) using a contrast agent that detects potential changes;
(3) Detect potential changes by using spectral changes.
(4) It should be a technique for measuring or visualizing the intra-target propagation of potential change.

電位応答性分子を含む造影剤を用いることで、神経伝達における信号伝達のために生じる膜電位の変化に追従し、電位応答性分子の状態が変化する。このような電位応答性分子を含む造影剤を含む計測対象に対して磁気共鳴法を適用することで、膜電位の変化に応じた電位応答性分子の状態によって、異なる磁気共鳴信号が検出され、この磁気共鳴信号を神経伝達の状態として捉えることができる。 By using a contrast agent containing voltage-responsive molecules, changes in membrane potential caused by signal transmission in nerve transmission are followed, and the state of the voltage-responsive molecules changes. By applying the magnetic resonance method to a measurement target containing a contrast agent containing such voltage-responsive molecules, different magnetic resonance signals are detected depending on the state of the voltage-responsive molecules in response to changes in membrane potential. This magnetic resonance signal can be understood as a state of nerve transmission.

本発明の計測方法は、磁気共鳴法と電位応答性分子を含む造影剤を用いるもので、原理的に生体全身、生体深部の神経伝達マッピングを実現しうる手法である。したがって、その応用範囲は、痛みの伝達可視化や鎮痛作用の薬効評価のみならず、触覚や随時運動全般に関わる。期待される波及効果は非常に大きい。 The measurement method of the present invention uses a magnetic resonance method and a contrast agent containing voltage-responsive molecules, and is a technique that can theoretically realize neurotransmission mapping of the entire body and deep parts of the body. Therefore, its application range is not limited to visualization of pain transmission and efficacy evaluation of analgesic action, but also relates to tactile sensation and random movement in general. The expected ripple effect is very large.

本発明の計測方法は、第２ステップが、前記第１ステップで得られた磁気共鳴信号を画像化するステップを含むことが好ましい。神経伝達の状態を画像化することで、計測対象の空間的な神経伝達の状態が把握しやすいものとできる。 Preferably, in the measuring method of the present invention, the second step includes imaging the magnetic resonance signals obtained in the first step. By imaging the state of nerve transmission, it is possible to easily grasp the state of spatial nerve transmission of the measurement target.

本発明の計測方法は、生体における末端刺激の神経伝達についてリアルタイム可視化を実現する方法とすることができる。本発明は、電子スピンを用いた磁気共鳴法により、生物個体における末端刺激の神経伝達についてリアルタイム可視化を実現する全く新しい計測法を創成する。予想される対象は痛みの伝達可視化、鎮痛作用の薬効評価である。また、発明の計測方法および計測装置は、生体深部の神経伝達活動全般を、原理的に生体まるごと計測可能であり、幅広い波及効果が期待できる。 The measurement method of the present invention can be used as a method for realizing real-time visualization of neurotransmission of terminal stimulation in a living body. The present invention creates a completely new measurement method that realizes real-time visualization of neurotransmission of terminal stimuli in living organisms by magnetic resonance using electron spins. Expected targets are visualization of pain transmission and efficacy evaluation of analgesic action. In addition, the measuring method and the measuring device of the invention can in principle measure the entire neural transmission activity in the deep part of the living body, and a wide range of ripple effects can be expected.

本発明の計測方法は、磁気共鳴法が、電子スピン共鳴法またはオーバーハウザーＭＲＩであることが好ましい。これらの磁気共鳴法を用いることで、より正確な計測画像を得ることができる。 In the measuring method of the present invention, the magnetic resonance method is preferably electron spin resonance method or Overhauser MRI. By using these magnetic resonance methods, more accurate measurement images can be obtained.

より好ましくは、電子スピン共鳴法（ＥＳＲまたはＥＰＲ）である。磁場の範囲は２０ｍＴ以下であることが好ましい。 Electron spin resonance (ESR or EPR) is more preferred. Preferably, the range of the magnetic field is 20 mT or less.

磁気共鳴法は、パルス法が好ましい。パルス法は数百μ秒～１ｍ秒程度の時間内で計測可能であり、動的な活動転移変化を計測しうる。 The magnetic resonance method is preferably a pulse method. The pulse method can be measured within a time of about several hundred microseconds to 1 millisecond, and can measure dynamic activity transition changes.

本発明の計測方法は、電位応答性分子が、下記一般式（１）で表される分子であることが好ましい。一般式（１）で表される分子は、電位変化に追従した変化がミリ秒レベルで生じやすく、本発明の計測方法に用いられる電位応答性分子として好ましい。 In the measuring method of the present invention, the voltage-responsive molecule is preferably a molecule represented by the following general formula (1). The molecule represented by the general formula (1) is preferable as the voltage-responsive molecule used in the measurement method of the present invention because it easily changes in milliseconds following the change in potential.

一般式（１）において、Ｒ¹は、アルキル基、フェニル基、アミノ基、およびアザシクロアルキル基からなる群から選択されるいずれかを表し、Ｒ²、Ｒ³は、それぞれ独立に、アルキル基を表し、Ｒ⁴、Ｒ⁵は、それぞれ独立に、アルキル基、フェニル基、およびアルキルカルボキシル基からなる群から選択されるいずれかを表す。 In general formula (1), R ¹ represents any one selected from the group consisting of an alkyl group, a phenyl group, an amino group, and an azacycloalkyl group; R ² and R ³ each independently represent an alkyl group; and R ⁴ and R ⁵ each independently represent one selected from the group consisting of an alkyl group, a phenyl group and an alkylcarboxyl group.

また、本発明の計測装置は、電子スピンを用いた磁気共鳴法により計測対象における神経伝達の状態を計測する計測装置であって、電位応答性分子を含む造影剤を含む前記計測対象に磁気共鳴法を適用して磁気共鳴信号を得る信号取得手段と、前記信号取得手段で得られた磁気共鳴信号から前記計測対象における神経伝達の状態を得る神経伝達状態取得手段とを含む。
また、本発明の計測装置は、生体における末端刺激の神経伝達についてリアルタイム可視化を実現する装置にできる。
本発明の計測装置は、本発明の計測方法を実施するために好適である。 Further, the measuring device of the present invention is a measuring device for measuring the state of neurotransmission in a measurement target by a magnetic resonance method using electron spins, wherein the measurement target contains a contrast agent containing a voltage-responsive molecule. and a neural transmission state obtaining means for obtaining a state of neural transmission in the object to be measured from the magnetic resonance signals obtained by the signal obtaining means.
Moreover, the measuring device of the present invention can be used as a device that realizes real-time visualization of neurotransmission of terminal stimulation in a living body.
The measuring device of the present invention is suitable for carrying out the measuring method of the present invention.

［本発明の計測方法］
図１に、本発明の計測方法の概念図を示す。本発明の計測方法は、生体における電位応答性分子「分子電極」プローブの膜電位応答を用いて、マイクロ秒～ミリ秒程度の時間スケールで計測・イメージング可能な磁気共鳴法（例えば、パルスＥＳＲ技術やＯＭＲＩ装置）を適用し、神経活動・伝達プロセスの計測やイメージングを実現する手法である。また、本発明の計測方法を利用して、疾患モデルにおける薬効評価、分子電極誘導体開発等を実施することができる。電位のミリ秒程度でのイメージングは感度の点で実現が極めて困難であり発明者が有する高速化技術を用いて初めて実現できるもので、本発明は他者が容易に想起・実現できるものではない。本発明の計測方法は、計測系高速化により、高速動的電位計測を実現することで神経活動イメージングに展開するものである。 [Measurement method of the present invention]
FIG. 1 shows a conceptual diagram of the measuring method of the present invention. The measurement method of the present invention uses the membrane potential response of a potential-responsive molecule "molecular electrode" probe in a living body, and uses a magnetic resonance method (for example, pulse ESR technology) that enables measurement and imaging on a time scale of about microseconds to milliseconds. and OMRI equipment) to realize measurement and imaging of neural activity and transmission processes. In addition, the measurement method of the present invention can be used to evaluate drug efficacy in disease models, develop molecular electrode derivatives, and the like. Imaging potential in milliseconds is extremely difficult to realize in terms of sensitivity, and can only be realized using the high-speed technology possessed by the inventor. . The measurement method of the present invention is developed for neural activity imaging by realizing high-speed dynamic potential measurement by speeding up the measurement system.

本発明の計測方法では、電位応答性分子と磁気共鳴法を利用して、計測対象の膜電位の変化に応じた磁気共鳴信号の変化を取得することで、神経伝達の状態を計測する。
膜電位とは、細胞内外に存在する電位差であり、上述のように、神経細胞は、膜電位を変化させてナトリウムチャネルやナトリウムチャネルの開閉を制御することにより、軸索の末端まで信号を伝える。上記のように、神経活動に伴う電位伝搬では、１２０ｍＶ程度の電位変動が５ｍｓ程度のタイムフレームで生じる。本現象を生体深部で計測・可視化するためには、１ｓ以下（好ましくはｍｓオーダー）の反応速度を有する電位応答性分子、計測・可視化技術を要する。 In the measuring method of the present invention, the state of nerve transmission is measured by acquiring changes in magnetic resonance signals according to changes in the membrane potential of the object to be measured, using voltage-responsive molecules and the magnetic resonance method.
Membrane potential is the potential difference that exists inside and outside the cell, and as described above, nerve cells transmit signals to axon terminals by changing the membrane potential and controlling the opening and closing of sodium channels and sodium channels. . As described above, in potential propagation accompanying nerve activity, potential fluctuations of about 120 mV occur in a time frame of about 5 ms. In order to measure and visualize this phenomenon deep inside the body, voltage-responsive molecules with a reaction speed of 1 s or less (preferably on the order of ms) and measurement/visualization techniques are required.

（計測対象）
本発明の計測対象における計測対象は、試料あるいは生体を対象とする（マウス等に限定されない。）。具体的には、ヒト、ウシ、ウマ、ブタ、サル、モルモット、ウサギ、ラット、マウスなどの生体を対象とすることができる。ヒトを除く、ウシ、ウマ、ブタ、サル、モルモット、ウサギ、ラット、マウスなどの生体を対象としてもよい。また、細胞や臓器などの生体以外を計測対象とすることもできる。これらの計測対象に、電子応答性分子を含む造影剤を投与または滴下して含ませた後、本発明の計測方法が行われる。例えば、計測対象が生体である場合、造影剤の投与方法（投与経路）は特に限定されないが、好ましくは、造影剤投与経路が、静脈注射、皮膚塗布、腹腔内投与、皮下投与である。 (measurement target)
The measurement target in the measurement target of the present invention is a sample or a living body (not limited to a mouse or the like). Specifically, living organisms such as humans, cows, horses, pigs, monkeys, guinea pigs, rabbits, rats, and mice can be targeted. Living bodies other than humans, such as cows, horses, pigs, monkeys, guinea pigs, rabbits, rats, and mice, may also be used. In addition, objects other than living organisms, such as cells and organs, can also be measured. The measurement method of the present invention is performed after administering or dripping a contrast agent containing electron-responsive molecules to these measurement objects. For example, when the measurement target is a living body, the administration method (administration route) of the contrast medium is not particularly limited, but the preferred contrast medium administration route is intravenous injection, skin application, intraperitoneal administration, or subcutaneous administration.

（造影剤）
本発明の計測対象に含まれる造影剤は、電子応答性分子を含む。電位応答性分子とは、その構造が電位変化により可逆的に変化できる分子のことである。
本発明で用いられる電子応答性分子は、「分子電極」プローブとして用いられるものであり、不対電子を有し、計測対象の膜電位の変化に追随して分子構造が変化し不対電子の電子状態が変化する分子である。
具体的には、電位応答性分子は、１ｓ以下の電位スイッチング速度を有する分子が好ましい。なお、電位スイッチング速度とは、電位変化により引き起こされる分子の構造変化の速さである。電位スイッチング速度は、磁気共鳴法などの公知の手法で計測できる。 (contrast agent)
The contrast agent included in the measurement target of the present invention includes electron-responsive molecules. A voltage-responsive molecule is a molecule whose structure can be reversibly changed by a change in electric potential.
The electron-responsive molecule used in the present invention is used as a "molecular electrode" probe, has unpaired electrons, and changes in molecular structure following changes in the membrane potential of the measurement target, resulting in the generation of unpaired electrons. It is a molecule whose electronic state changes.
Specifically, the potential responsive molecule is preferably a molecule having a potential switching speed of 1 s or less. Note that the potential switching speed is the speed of molecular structural change caused by a potential change. The potential switching speed can be measured by a known method such as magnetic resonance method.

神経伝達の状態をより正確に計測するためには、電位スイッチング速度はミリ秒（ｍ秒）レベル以下とすることが好ましく、５００ｍ秒以下が好ましい。電位スイッチング速度は、３００ｍ秒以下や、２００ｍ秒以下、１００ｍ秒以下、８０ｍ秒以下、５０ｍ秒以下、３０ｍ秒以下、１０ｍ秒以下、５ｍ秒以下、１ｍ秒以下などとしてもよい。また、電位スイッチング速度は、マイクロ秒（μ秒）レベルとしてもよく、５０μ秒以上、１００μ秒以上、５００μ秒以上などとすることもできる。 In order to measure the state of nerve transmission more accurately, the potential switching speed is preferably at the level of milliseconds (msec) or less, preferably 500 msec or less. The potential switching speed may be 300 ms or less, 200 ms or less, 100 ms or less, 80 ms or less, 50 ms or less, 30 ms or less, 10 ms or less, 5 ms or less, 1 ms or less, and the like. Also, the potential switching speed may be in the microsecond (μsec) level, and may be 50 μsec or more, 100 μsec or more, 500 μsec or more, and the like.

図２は、電位変化に伴う積分形ＥＰＲスペクトル移動と画像強度の変化の模式図である。例えば、陽イオンの結合前の試料Ａ（例えば、下記式（２）の構造Ａの分子）は、電位１を持つとする。陽イオンの結合後の試料Ｂ（例えば、下記式（２）の構造Ｂの分子）は電位２を持つとする。電位１を持つ試料のＥＰＲスペクトル（図２中のｓａｍｐｌｅ１のスペクトル１）は、電位変化に伴い、電位２を持つ試料のＥＰＲスペクトル（図２中のｓａｍｐｌｅ２のスペクトル２）に変化する。このとき、スペクトルの最大吸収位置（図２中のＣｏｎｄｉｔｉｏｎ１またはＣｏｎｎｄｉｔｉｏｎ２）の条件で計測・撮像をしていたならば、図２の表に示す強度変化を示すので、電位の画像化ができる。電位応答性を含む造影剤を用いることで、電位依存的な電子スピン共鳴（ＥＳＲ）スペクトル位置の変化が得られる。 FIG. 2 is a schematic diagram of integral EPR spectral shift and image intensity change with potential change. For example, it is assumed that a sample A (for example, a molecule of structure A in formula (2) below) has a potential of 1 before binding of cations. Assume that the sample B (for example, the molecule of the structure B in the following formula (2)) has a potential of 2 after binding of the cations. The EPR spectrum of the sample with potential 1 (spectrum 1 of sample 1 in FIG. 2) changes to the EPR spectrum of the sample with potential 2 (spectrum 2 of sample 2 in FIG. 2) as the potential changes. At this time, if the measurement and imaging are performed under the conditions of the maximum absorption position of the spectrum (Condition 1 or Condition 2 in FIG. 2), the intensity change shown in the table of FIG. 2 is shown, so the potential can be imaged. . Voltage-dependent changes in electron spin resonance (ESR) spectral position can be obtained by using contrast agents that contain voltage responsiveness.

本発明の計測方法において、電位応答性分子の構造は特に限定されない。下記一般式（１）で表される分子は、本発明の計測方法に用いられる電位応答性分子として好ましい。下記一般式（１）で表される分子は、電位変化により構造変化し、異なる磁気共鳴挙動を示すことができる。また、電位変化に追従してミリ秒レベル変化しやすく、そのため、膜電位の変化を検出するために好適である。 In the measuring method of the present invention, the structure of the voltage-responsive molecule is not particularly limited. A molecule represented by the following general formula (1) is preferable as the voltage-responsive molecule used in the measurement method of the present invention. A molecule represented by the following general formula (1) undergoes a structural change due to a change in electric potential, and can exhibit different magnetic resonance behavior. In addition, it is easy to change in millisecond level following changes in potential, and is therefore suitable for detecting changes in membrane potential.

アルキル基は、直鎖であっても分岐であっても環状であってもよい。アルキル基は、炭素数１～８や炭素数１～５のアルキル基を挙げることができる。具体的には、メチル基やエチル基等が挙げられる。 Alkyl groups may be straight chain, branched or cyclic. Examples of alkyl groups include alkyl groups having 1 to 8 carbon atoms and 1 to 5 carbon atoms. Specific examples include a methyl group and an ethyl group.

フェニル基は、無置換でも置換基を有するものであってもよい。 The phenyl group may be unsubstituted or substituted.

アミノ基は、「－ＮＲ⁶Ｒ⁷」で表される官能基であり、Ｒ⁶、Ｒ⁷は、それぞれ独立に、炭素数１～８や炭素数１～５のアルキル基が挙げられる。具体的には、アミノ基、ジメチルアミノ基、ジエチルアミノ基、メチルエチルアミノ基等が挙げられる。 An amino group is a functional group represented by "-NR ⁶ R ⁷ ", and R ⁶ and R ⁷ each independently include an alkyl group having 1 to 8 carbon atoms or 1 to 5 carbon atoms. Specific examples include an amino group, a dimethylamino group, a diethylamino group, a methylethylamino group and the like.

アザシクロアルキル基は、シクロアルキル基の１つの炭素原子が窒素原子で置換された官能基である。アザシクロアルキル基は、４～１０員環や５～８員環とすることができる。アザシクロアルキル基は、窒素原子でイミダゾリン骨格の炭素原子に結合していることが好ましい。具体的には、ピロリジル基、ピペリジル基、アゼパニル基、アゾカニル基等が挙げられる。 Azacycloalkyl groups are functional groups in which one carbon atom of a cycloalkyl group has been replaced with a nitrogen atom. Azacycloalkyl groups can be 4- to 10- or 5- to 8-membered rings. The azacycloalkyl group is preferably attached to a carbon atom of the imidazoline skeleton via the nitrogen atom. Specific examples include pyrrolidyl group, piperidyl group, azepanyl group, azocanyl group and the like.

アルキルカルボキシル基は、「－Ｒ⁸－ＣＯＯＨ」で表されるアルキル基とカルボキシル基とが結合した官能基である。Ｒ⁸は、炭素数１～８や炭素数１～５のアルキル基が挙げられる。 An alkylcarboxyl group is a functional group in which an alkyl group represented by "--R ⁸ --COOH" and a carboxyl group are bonded. Examples of R ⁸ include alkyl groups having 1 to 8 carbon atoms and 1 to 5 carbon atoms.

一般式（１）において、Ｒ¹は、アルキル基、フェニル基、およびアザシクロアルキル基からなる群から選択されるいずれかであることが好ましく、アザシクロアルキル基がより好ましい。
一般式（１）において、Ｒ⁴、Ｒ⁵は、それぞれ独立に、アルキル基またはフェニル基が好ましく、アルキル基がより好ましい。 In general formula (1), R ¹ is preferably any one selected from the group consisting of an alkyl group, a phenyl group and an azacycloalkyl group, more preferably an azacycloalkyl group.
In general formula (1), R ⁴ and R ⁵ are each independently preferably an alkyl group or a phenyl group, more preferably an alkyl group.

一般式（１）で表される分子は、以下の式（２）に示すように、イミダゾリン環の３位の窒素原子に陽イオン（Ｘ⁺）が化学結合または配位結合することができる分子である。イミダゾリン環の３位の窒素原子への陽イオンの脱着により、酸素ラジカルが結合する１位の窒素原子の電子密度が変化し（式（２）中の点線）、その結果、窒素核に由来する３本の電子スピン共鳴吸収位置が変化する。この現象を利用して電位を計測することができる。 The molecule represented by the general formula (1) is a molecule in which a cation (X ⁺ ) can be chemically or coordinately bonded to the nitrogen atom at the 3-position of the imidazoline ring as shown in the following formula (2). is. Desorption of the cation to the nitrogen atom at the 3-position of the imidazoline ring changes the electron density of the nitrogen atom at the 1-position to which the oxygen radical binds (dotted line in formula (2)), resulting in Three electron spin resonance absorption positions change. This phenomenon can be used to measure potential.

一般式（１）で表される分子としては、（４－アミノ－２，２，５，５－テトラエチル－２－イミダゾリン－１－イルオキシル）ラジカル、（４－（ピロリジン－１－イル）－２，２，５，５－テトラエチル－２－イミダゾリン－１－イルオキシル）ラジカル、（４－（アゼパン－１－イル）－２，２，５，５－テトラエチル－２－イミダゾリン－１－イルオキシル）ラジカルや、非特許文献２、３に挙げられる分子を用いることができる。 Molecules represented by the general formula (1) include (4-amino-2,2,5,5-tetraethyl-2-imidazolin-1-yloxyl) radical, (4-(pyrrolidin-1-yl)-2 , 2,5,5-tetraethyl-2-imidazolin-1-yloxyl) radical, (4-(azepan-1-yl)-2,2,5,5-tetraethyl-2-imidazolin-1-yloxyl) radical and , Non-Patent Documents 2 and 3 can be used.

図３、図４は、本発明につながる実験結果である。 3 and 4 are experimental results leading to the present invention.

図３は、電位の異なる２つの試料を、それぞれの静的状態で計測した微分型ＥＰＲスペクトルを重ねたものであり、電位変化に伴う微分型ＥＰＲスペクトルである。計測は以下の条件で行った。 FIG. 3 is a stack of differential EPR spectra obtained by measuring two samples with different potentials in their static states, and is a differential EPR spectrum accompanying potential change. Measurement was performed under the following conditions.

試料の調製：
一般式（１）で表される電位応答性分子として、４－ａｍｉｎｏ－２，２，５，５－ｔｅｔｒａｍｅｔｈｙｌ－３－ｉｍｉｄａｚｏｌｉｎｅ－１－ｙｌｏｘｙｌ・ｒａｄｉｃａｌを用いた。４－ａｍｉｎｏ－２，２，５，５－ｔｅｔｒａｍｅｔｈｙｌ－３－ｉｍｉｄａｚｏｌｉｎｅ－１－ｙｌｏｘｙｌ・ｒａｄｉｃａｌをリン酸緩衝液に最終濃度１００μＭとなるよう溶解し、塩酸溶液及び水酸化ナトリウム溶液でｐＨ６あるいはｐＨ８．０に調製した。これにより、電位の異なる試料として、４－ａｍｉｎｏ－２，２，５，５－ｔｅｔｒａｍｅｔｈｙｌ－３－ｉｍｉｄａｚｏｌｉｎｅ－１－ｙｌｏｘｙｌ・ｒａｄｉｃａｌ（上記式（２）の構造Ａに対応）と、４－ａｍｉｎｏ－２，２，５，５－ｔｅｔｒａｍｅｔｈｙｌ－ｉｍｉｄａｚｏｌｉｄｉｎｅ－１－ｙｌｏｘｙｌ・ｒａｄｉｃａｌ（上記式（２）の構造Ｂに対応）の試料を得た。
・Ｘ－ｂａｎｄ測定条件：
ＪＥＯＬＸ－ｂａｎｄＥＳＲＪＥＳ－ＲＥ１Ｘ、磁場強度３，３３０Ｇａｕｓｓ、掃引幅＋／－５ｍＴ、掃引時間１０秒、磁場変調１００ｋＨｚ，０．０５ｍＴ、マイクロ波９．４５ＧＨｚ，１ｍＷ
・スペクトルの磁場位置：
磁場掃引モードでスペクトル取得しているため、周波数一定。 Sample preparation:
4-amino-2,2,5,5-tetramethyl-3-imidazoline-1-yloxyl radical was used as the voltage-responsive molecule represented by general formula (1). 4-amino-2,2,5,5-tetramethyl-3-imidazoline-1-yloxyl radical was dissolved in phosphate buffer to a final concentration of 100 μM, and diluted with hydrochloric acid solution and sodium hydroxide solution to pH 6 or pH 8.0. 0. As a result, as samples with different potentials, 4-amino-2,2,5,5-tetramethyl-3-imidazoline-1-yloxyl radical (corresponding to structure A in the above formula (2)) and 4-amino- A sample of 2,2,5,5-tetramethyl-imidazolidine-1-yloxyl radical (corresponding to structure B in formula (2) above) was obtained.
・X-band measurement conditions:
JEOL X- band ESR JES-RE1X, magnetic field strength 3,330 Gauss, sweep width +/- 5 mT, sweep time 10 seconds, magnetic field modulation 100 kHz, 0.05 mT, microwave 9.45 GHz, 1 mW
・Magnetic field position in the spectrum:
The frequency is constant because the spectrum is acquired in magnetic field sweep mode.

図３に示すように、電位変化に伴い、Ｘ－ｂａｎｄＥＰＲスペクトルは、スペクトルＡからスペクトルＢへ変化している。スペクトルＡの右側の磁場位置は３，３４５ＧＨｚ、スペクトルＢの右側の磁場位置は３，３４５．７ＧＨｚである。 As shown in FIG. 3, the X-band EPR spectrum changes from spectrum A to spectrum B as the potential changes. The magnetic field position on the right side of spectrum A is 3,345 GHz and the magnetic field position on the right side of spectrum B is 3,345.7 GHz.

図４は、電位応答性分子の溶液のスペクトルイメージングの実験結果を示す図である。異なる電位を有する、電位応答性分子の溶液のスペクトルイメージングを行うことで、数秒程度の（静的）現象に対して、電位をイメージングした。図４に示す平衡電位におけるＯＭＲＩ画像において、各溶液の電位差は上部から反時計回りに０、９０、２５０ｍＶである。 FIG. 4 is a diagram showing experimental results of spectral imaging of a solution of voltage-responsive molecules. By performing spectral imaging of a solution of voltage-responsive molecules having different potentials, the potential was imaged for a (static) phenomenon of several seconds. In the OMRI image at the equilibrium potential shown in FIG. 4, the potential difference of each solution is 0, 90, 250 mV counterclockwise from the top.

図５は、電子応答性分子溶液の電位変動による電子スピン共鳴スペクトル強度の時間変化を示したものである。計測は、以下の条件で行った。 FIG. 5 shows temporal changes in electron spin resonance spectrum intensity due to potential fluctuations of the electron-responsive molecule solution. Measurement was performed under the following conditions.

・試料の調製：
一般式（１）で表される電位応答性分子として、４－ａｍｉｎｏ－２，２，５，５－ｔｅｔｒａｍｅｔｈｙｌ－２－ｉｍｉｄａｚｏｌｉｎｅ－１－ｙｌｏｘｙｌ・ｒａｄｉｃａｌを用いた。４－ａｍｉｎｏ－２，２，５，５－ｔｅｔｒａｍｅｔｈｙｌ－２－ｉｍｉｄａｚｏｌｉｎｅ－１－ｙｌｏｘｙｌ・ｒａｄｉｃａｌをリン酸緩衝液に最終濃度１００μＭとなるよう溶解し、塩酸溶液及び水酸化ナトリウム溶液でｐＨ６に調製した。
・Ｘ－ｂａｎｄ測定条件：
ＪＥＯＬＸ－ｂａｎｄＥＳＲＪＥＳ－ＲＥ１Ｘ、磁場強度３，３４５Ｇａｕｓｓ固定、磁場変調１００ｋＨｚ，０．０５ｍＴ、マイクロ波９．４５ＧＨｚ、１ｍＷ
・実験操作：
Ｘ－ｂａｎｄ用溶液セルに接続した電極より、周期約６０Ｈｚでピーク／ピーク電圧１Ｖの正弦波電圧を外部発振源（ＮＦＷＦ１９７３）より入力し、溶液電位を変調させた。変調に合わせてＥＳＲ出力データをサンプリングレート約５０ｋＨｚで得た。
ΔｐＨ１は約５０ｍＶに相当する。溶液ｐＨ６において、初期位置である最大スペクトル吸収位置から１Ｖ印加すると、本分子で電位応答がプラトーに達し変化しなくなるｐＨ９程度を十分超えたところまで変調させデータ変化を計測した。・Sample preparation:
4-amino-2,2,5,5-tetramethyl-2-imidazoline-1-yloxyl radical was used as the voltage-responsive molecule represented by general formula (1). 4-amino-2,2,5,5-tetramethyl-2-imidazoline-1-yloxyl radical was dissolved in phosphate buffer to a final concentration of 100 μM, and adjusted to pH 6 with hydrochloric acid solution and sodium hydroxide solution. .
・X-band measurement conditions:
JEOL X- band ESR JES-RE1X, magnetic field strength 3,345 Gauss fixed, magnetic field modulation 100 kHz, 0.05 mT, microwave 9.45 GHz, 1 mW
・Experimental operation:
A sinusoidal voltage having a period of about 60 Hz and a peak/peak voltage of 1 V was input from an external oscillation source (NF WF1973) to the electrodes connected to the X-band solution cell to modulate the solution potential. ESR output data were acquired at a sampling rate of about 50 kHz in time with the modulation.
ΔpH1 corresponds to about 50 mV. In a solution of pH 6, when 1 V was applied from the maximum spectral absorption position, which is the initial position, the potential response reached a plateau with this molecule, and the data change was measured by modulating it sufficiently beyond about pH 9 where it did not change.

図５に示すように、溶液電位を変化させると、対応して信号強度が低下（最大共鳴吸収から非共鳴吸収への移動）または増加（非共鳴吸収から最大共鳴吸収への移動）が観測されることから、電位応答性分子がｍ秒レベルの電位変動に応答し、溶液の電位情報を与えることを示している。本電位応答性分子が電位の高速変動に応答するか、あるいはそれが可視化できるかなどは報告されていなかった。本発明者は、本電位性分子の応答性が高く、ｍ秒レベルで電位変化に追従しスペクトル変化していることを初めて見出した。 As shown in FIG. 5, when the solution potential is changed, a corresponding decrease (move from maximum resonant absorption to non-resonant absorption) or increase (move from non-resonant absorption to maximum resonant absorption) in signal intensity is observed. This indicates that the voltage-responsive molecule responds to potential fluctuations on the order of milliseconds and gives information on the potential of the solution. It has not been reported whether this voltage-responsive molecule responds to fast fluctuations in electric potential or whether it can be visualized. The present inventors have found for the first time that the electrophoretic molecule has high responsiveness, and that the spectrum changes following the potential change at the millisecond level.

電位応答性分子を用いて、ＥＳＲの計測をｍ秒レベルで行い、さらに、連続的なＥＰＲの計測を行うことにより、ｍ秒レベルの電位変動に応答した造影剤の電位情報を得ることができる。 By measuring the ESR at the m-second level using the voltage-responsive molecule and continuously measuring the EPR, it is possible to obtain the electric potential information of the contrast agent in response to the electric potential fluctuation at the m-second level. .

［本発明の計測装置］
本発明の計測装置は、磁気共鳴計測装置と、制御処理部と、表示部と、を備えている。磁気共鳴計測装置が、信号取得手段であり、制御処理部が、神経伝達情報取得手段である。磁気共鳴計測装置で取得した磁気共鳴信号を、制御処理部で解析することで、神経伝達情報を取得することができる。 [Measuring device of the present invention]
A measurement apparatus according to the present invention includes a magnetic resonance measurement apparatus, a control processing section, and a display section. The magnetic resonance measuring device is signal acquisition means, and the control processing unit is nerve transmission information acquisition means. Nerve transmission information can be obtained by analyzing the magnetic resonance signals obtained by the magnetic resonance measuring device by the control processing unit.

磁気共鳴計測装置は、ＥＳＲ装置またはオーバーハウザーＭＲＩ装置とすることができる。ＥＳＲ装置は、ＣＷ型でもパルス型でもどちらであってもよい。計測時間の短縮ができることからパルス型であることが好ましい。ＯＭＲＩ装置としては、例えば国際公開公報ＷＯ２０１０／１１０３８４号に開示されている装置が挙げられる。つまり、「計測対象物の磁気共鳴を励起させるための磁場を発生させる磁場発生手段と、計測対象物または磁場発生手段を移動させることにより計測対象物を磁場発生手段の磁場中を移動させる移動手段と、移動手段による移動中に停止することなく、計測対象物の磁場発生手段に対する移動方向ｙおよびこの移動方向ｙに対して直交する方向ｘのいずれか一方または両方に傾斜磁場を掛けて位相エンコードおよび周波数エンコードのいずれか一方または両方により、計測対象物中の計測画像信号を得る計測手段と、計測画像信号に対し、ｙ方向の移動の影響を補正した補正画像信号を得る補正手段と、を有する装置」を用いることができる。 The magnetic resonance instrument may be an ESR instrument or an Overhauser MRI instrument. ESR devices may be either CW or pulsed. A pulse type is preferable because the measurement time can be shortened. The OMRI apparatus includes, for example, the apparatus disclosed in International Publication WO2010/110384. In other words, "magnetic field generating means for generating a magnetic field for exciting the magnetic resonance of the object to be measured, and moving means for moving the object to be measured or the magnetic field generating means to move the object to be measured in the magnetic field of the magnetic field generating means. Then, a gradient magnetic field is applied to either or both of the moving direction y of the object to be measured with respect to the magnetic field generating means and the direction x perpendicular to the moving direction y without stopping during movement by the moving means to phase-encode the object. and frequency encoding, a measurement means for obtaining a measurement image signal in the measurement object; "equipment having" can be used.

制御処理部は、磁気共鳴計測装置で取得した磁気共鳴信号に基づいたデータに対してフーリエ変換等の処理を行ったり、画像化処理を行うことで、神経伝達の状態を得る。制御処理部には、取得したデータを記憶させることもでき、解析時などに必要なデータを読み出すこともできる。
また、制御処理部は、磁気共鳴計測装置の計測条件等を制御する制御プログラム等が格納されている。制御処理部では、制御プログラムを出力し、磁気共鳴計測装置の計測条件等を制御することができる。 The control processing unit obtains the state of nerve transmission by performing processing such as Fourier transform on data based on magnetic resonance signals acquired by the magnetic resonance measurement device, or by performing imaging processing. Acquired data can be stored in the control processing unit, and data necessary for analysis can be read out.
Also, the control processing unit stores a control program and the like for controlling the measurement conditions and the like of the magnetic resonance measurement apparatus. The control processor can output a control program to control the measurement conditions and the like of the magnetic resonance measurement apparatus.

表示部は、制御処理部で処理することで得られたＥＳＲスペクトルやＮＭＲスペクトル、解析画像等を表示させることができる。 The display unit can display an ESR spectrum, an NMR spectrum, an analysis image, and the like obtained by processing in the control processing unit.

［計測方法１］
本発明に係る計測方法１は、パルス型のＥＳＲ装置１００と、制御処理部２００と、表示部３００とを備えた計測装置１（図６参照）を用いた計測方法の一例である。 [Measurement method 1]
A measurement method 1 according to the present invention is an example of a measurement method using a measurement device 1 (see FIG. 6) that includes a pulse-type ESR device 100, a control processing unit 200, and a display unit 300. FIG.

パルス型のＥＳＲ装置１００は、永久磁石１０ａ、磁場掃引コイル１０ｂ、および磁場勾配コイル１０ｃを有する外部磁場発生装置１０と、ＲＦコイル（共振器）２０と、パルス発生器３０と、ＲＦパルス発生器４０と、検出部５０とを備える。 A pulse-type ESR device 100 includes an external magnetic field generator 10 having a permanent magnet 10a, a magnetic field sweep coil 10b, and a magnetic field gradient coil 10c, an RF coil (resonator) 20, a pulse generator 30, and an RF pulse generator. 40 and a detection unit 50 .

磁場掃引コイル１０ｂおよび検出部５０は、それぞれ制御処理部に接続されており、制御処理部２００の指令によって制御することができる。また、パルス発生器３０は、制御処理部２００、磁場勾配コイル１０ｃ、およびＲＦパルス発生器４０に接続されている。制御処理部２００からの指令によってパルス発生器３０で生成したパルスシーケンスによって、磁場勾配コイル１０ｃおよびＲＦパルス発生器４０が制御される。表示部３００は、制御処理部２００に接続されており、制御処理部２００で処理された解析データを表示できる。 The magnetic field sweeping coil 10b and the detection unit 50 are each connected to a control processing unit and can be controlled by commands from the control processing unit 200. FIG. The pulse generator 30 is also connected to the control processor 200 , the magnetic field gradient coil 10 c and the RF pulse generator 40 . The magnetic field gradient coil 10c and the RF pulse generator 40 are controlled by the pulse sequence generated by the pulse generator 30 according to the command from the control processor 200. FIG. The display unit 300 is connected to the control processing unit 200 and can display analysis data processed by the control processing unit 200 .

・第１ステップ
磁場掃引コイル１０ｂを調整して、０超５０ｍＴ以下の範囲（例えば、２０ｍＴ）で所定の静磁場に設定する。計測部位やＳ／Ｎ比などを考慮して、計測に用いるパルスシーケンスを設定する。計測時間は、例えば、１ｓ以下（１００百μ秒～１ｍ秒、１ｍ秒～１０ｍ秒、１０～１００ｍ秒など）に設定する。
まず、計測対象であるマウスをＲＦコイル２０の内部に配置する。この計測対象のマウスは、電位応答性分子Ａを含む造影剤が投与されている。なお、頭や尾などマウスの一部のみを計測部位とすることもできる。
次いで、所定のパルスシーケンスで生成したＲＦパルス（周波数５００～６００ＭＨｚ程度）をＲＦコイル２０内のマウスに照射する。また、所定のパルスシーケンスに応じて磁場勾配コイル１０ｃが駆動し、所定規模の傾斜磁場を所定の回数で生成する。電子スピン共鳴によるＥＳＲ信号は検出部５０で検出される。
所定の間隔で連続的に計測を行い、経時的にＥＳＲ信号を取得する。計測間隔は、例えば、１ｓ以下（１０～１００ｍ秒や１０～５００ｍ秒など）に設定する。 - 1st step The magnetic field sweep coil 10b is adjusted to set a predetermined static magnetic field in the range of 0 to 50 mT (for example, 20 mT). The pulse sequence used for measurement is set in consideration of the measurement site, S/N ratio, and the like. The measurement time is set to, for example, 1 s or less (100 μsec to 1 msec, 1 msec to 10 msec, 10 to 100 msec, etc.).
First, a mouse to be measured is placed inside the RF coil 20 . A contrast agent containing the voltage-responsive molecule A is administered to this measurement target mouse. Note that only a part of the mouse such as the head and tail can be used as the measurement site.
Next, the mouse in the RF coil 20 is irradiated with RF pulses (frequency of about 500 to 600 MHz) generated by a predetermined pulse sequence. Further, the magnetic field gradient coil 10c is driven according to a predetermined pulse sequence to generate gradient magnetic fields of a predetermined magnitude at predetermined times. An ESR signal due to electron spin resonance is detected by the detector 50 .
Measurements are continuously taken at predetermined intervals to acquire ESR signals over time. The measurement interval is set to, for example, 1 s or less (10 to 100 ms, 10 to 500 ms, etc.).

・第２ステップ
制御処理部２００で、第１ステップで検出されたＥＳＲ信号は、フーリエ変換等の処理を行い、電位応答性分子Ａの最大スペクトル共鳴吸収位置を含む磁場範囲のデータを抽出し、解析する。電位応答性分子Ａの最大スペクトル共鳴吸収位置の磁場の位置は、例えば、電子応答性分子ＡのＥＳＲスペクトルを事前に計測し、制御処理部２００に保存したデータを用いることができる。
膜電位の電位変化により、電位応答性分子Ａは構造変化し、電位応答性分子Ａの最大スペクトル共鳴吸収位置の吸収強度（信号強度）が減少する。電位応答性分子Ａの吸収強度を経時的に解析することで、電位応答性分子Ａの吸収強度の低い部分を特定でき、痛みの可視化につなげることができる。電位応答性分子Ａの吸収強度の低い部分の移動方向を解析すれば、電位応答性分子Ａの吸収強度の低い部分の移動方向を神経走行方向と判断できる。また、電位応答性分子Ａの吸収強度の減少が観察される部位は、神経伝達が行われていると判断できる。
また、ＥＳＲ信号を処理して画像化してもよい。画像の経時的な変化（信号強度の低い部分の変化）より、神経伝達の状態を可視化することもできる。・Second step In the control processing unit 200, the ESR signal detected in the first step is subjected to processing such as Fourier transform, and data of the magnetic field range including the maximum spectral resonance absorption position of the potential responsive molecule A is extracted, To analyze. For the magnetic field position of the maximum spectral resonance absorption position of the voltage-responsive molecule A, for example, the ESR spectrum of the electron-responsive molecule A is measured in advance and data stored in the control processing unit 200 can be used.
Due to the potential change in the membrane potential, the voltage-responsive molecule A changes its structure, and the absorption intensity (signal intensity) at the maximum spectral resonance absorption position of the voltage-responsive molecule A decreases. By analyzing the absorption intensity of the voltage-responsive molecule A over time, it is possible to identify a portion where the absorption intensity of the voltage-responsive molecule A is low, which leads to visualization of pain. By analyzing the movement direction of the portion of the potential-responsive molecule A having low absorption intensity, the movement direction of the portion of the voltage-responsive molecule A having low absorption intensity can be determined as the nerve running direction. In addition, it can be determined that nerve transmission is occurring at a site where a decrease in the absorption intensity of the voltage-responsive molecule A is observed.
Alternatively, the ESR signal may be processed and imaged. It is also possible to visualize the state of nerve transmission from changes in the image over time (changes in portions with low signal intensity).

計測方法１では、第１ステップは、計測対象における計測部位を変えながら行う（ＲＦコイル２０の場所を変えながらＥＳＲ信号のデータを取得する）こともできる。結果として神経伝達に関する有用な情報が得られる。 In measurement method 1, the first step can also be performed while changing the measurement site in the measurement target (acquiring ESR signal data while changing the location of the RF coil 20). As a result, useful information about neurotransmission can be obtained.

計測方法１において、第１ステップは、神経走行に従って２か所以上の点で同時計測することもできる。このように２か所以上の点で同時計測すれば、そのデータ同調性（一定遅延後に同情報が伝わる）から、結果として神経伝達に関する有用な情報が得られる。 In the measurement method 1, the first step can also be simultaneous measurement at two or more points along nerve runs. Simultaneous measurement at two or more points in this way results in useful information on neurotransmission due to its data synchrony (the same information is transmitted after a certain delay).

計測方法１では、位置情報も取得できる。一方で、計測部位によっては、より短時間での計測時間が必要な場合もある。計測部位や計測目的に応じて、位置情報の取得よりも計測時間の短縮化を優先させる場合には、磁場勾配コイルをオフにして計測を行うことができる。 In measurement method 1, position information can also be acquired. On the other hand, depending on the measurement site, a shorter measurement time may be required. If shortening of the measurement time is prioritized over acquisition of positional information depending on the measurement site and the purpose of measurement, measurement can be performed with the magnetic field gradient coil turned off.

また、位置情報の取得よりも計測時間の短縮化を優先させる場合には、磁場勾配コイルを有さない構成のパルス型のＥＳＲ装置を有する計測装置を用いて本発明の計測方法を行ってもよい。例えば、永久磁石および磁場掃引コイルを有する外部磁場発生装置と、ＲＦコイル（共振器）と、パルス発生器と、ＲＦパルス発生器と、検出部とを備えるＥＳＲ装置と、制御処理部と、表示部とを有する計測装置を用いて計測を行うことができる。計測方法は、磁場勾配コイルによる操作を行わないこと以外は、計測方法１と同じである。 Further, when shortening the measurement time is prioritized over acquisition of position information, the measurement method of the present invention may be performed using a measurement device having a pulse-type ESR device that does not have a magnetic field gradient coil. good. For example, an ESR device comprising an external magnetic field generator having a permanent magnet and a magnetic field sweeping coil, an RF coil (resonator), a pulse generator, an RF pulse generator, a detector, a control processor, and a display Measurement can be performed using a measuring device having a portion. The measurement method is the same as measurement method 1, except that the magnetic field gradient coil is not operated.

磁場勾配コイルをオフにしたり、磁場勾配コイルを有さない装置で計測を行う場合であっても、計測対象の計測部位を変えながら計測を行う（例えば、マウスの頭から尾にかけて数点の部位で計測を行う）ことで、電位応答性分子Ａの吸収強度の変化が観察される部位と観察されない部位を判断できる。
また、２点以上の点で同時計測すれば、そのデータ同調性（一定遅延後に同情報が伝わる）から、神経伝達が評価できる。 Even when the magnetic field gradient coil is turned off or the measurement is performed with an apparatus without a magnetic field gradient coil, measurement is performed while changing the measurement site of the measurement target (for example, several sites from the head to the tail of the mouse ), it is possible to determine the site where the change in the absorption intensity of the potential-responsive molecule A is observed and the site where it is not observed.
In addition, if two or more points are measured simultaneously, neurotransmission can be evaluated from the data synchrony (the same information is transmitted after a certain delay).

［計測方法２］
本発明に係る計測方法２は、ＯＭＲＩ（オーバーハウザーＭＲＩ）装置１０１と、制御処理部２００と、表示部３００とを備えた計測装置２（図７参照）を用いた計測方法の一例である。 [Measurement method 2]
A measurement method 2 according to the present invention is an example of a measurement method using a measurement device 2 (see FIG. 7) including an OMRI (Overhauser MRI) device 101, a control processing unit 200, and a display unit 300. FIG.

ＯＭＲＩ装置１０１は、永久磁石１１ａ、磁場掃引コイル１１ｂ、および磁場勾配コイル１１ｃを有する第１の外部磁場発生装置１１と、永久磁石１２ａ、磁場掃引コイル１２ｂ、および磁場勾配コイル１２ｃを有する第２の外部磁場発生装置１２と、ＲＦコイル（共振器）２１と、パルス発生器３１と、ＲＦパルス発生器４１と、検出部５１と、移動手段６１とを備える。 The OMRI apparatus 101 includes a first external magnetic field generator 11 having a permanent magnet 11a, a magnetic field sweeping coil 11b, and a magnetic field gradient coil 11c, and a second external magnetic field generator 11 having a permanent magnet 12a, a magnetic field sweeping coil 12b, and a magnetic field gradient coil 12c. It comprises an external magnetic field generator 12 , an RF coil (resonator) 21 , a pulse generator 31 , an RF pulse generator 41 , a detector 51 , and moving means 61 .

磁場掃引コイル１１ｂ、磁場掃引コイル１２ｂ、および検出部５１は、それぞれ制御処理部２００に接続されており、制御処理部２００の指令によって制御することができる。
パルス発生器３１は、制御処理部２００、磁場勾配コイル１１ｃ、磁場勾配コイル１２ｃおよびＲＦパルス発生器４１に接続されている。制御処理部２００からの指令によってパルス発生器３１で生成したパルスシーケンスによって、磁場勾配コイル１１ｃ、磁場勾配コイル１２ｃ、およびＲＦパルス発生器４１が制御される。
移動手段６１は、ＲＦコイル２１、または、第１および第２の外部磁場発生装置を移動させることにより、ＲＦコイル２１が、第１および第２の外部磁場発生装置の磁場中を順に移動できる手段である。
表示部３００は、制御処理部２００に接続されており、制御処理部２００で処理された解析データを表示できる。 The magnetic field sweeping coil 11b, the magnetic field sweeping coil 12b, and the detection section 51 are each connected to the control processing section 200 and can be controlled by commands from the control processing section 200. FIG.
The pulse generator 31 is connected to the control processor 200 , the magnetic field gradient coil 11 c, the magnetic field gradient coil 12 c and the RF pulse generator 41 . The magnetic field gradient coil 11c, the magnetic field gradient coil 12c, and the RF pulse generator 41 are controlled by the pulse sequence generated by the pulse generator 31 according to the command from the control processing unit 200. FIG.
The moving means 61 is means for moving the RF coil 21 or the first and second external magnetic field generators so that the RF coil 21 can move in the magnetic field of the first and second external magnetic field generators in order. is.
The display unit 300 is connected to the control processing unit 200 and can display analysis data processed by the control processing unit 200 .

・第１ステップ
第１の外部磁場発生装置１１の磁場強度は、０超５０ｍＴ以下の範囲（例えば、２０ｍＴ）で所定の静磁場に設定する。第２の外部磁場発生装置１２の磁場強度は、０超１１Ｔ以下の範囲で第１の外部磁場発生装置１１の磁場強度よりも大きい値（例えば、１．５Ｔ）に設定する。また、計測部位やＳ／Ｎ比などを考慮して、計測に用いるパルスシーケンスを設定する。例えば、核磁気共鳴（ＮＭＲ）の計測時間が１ｓ以下（１００百μ秒～１ｍ秒、１ｍ秒～１０ｍ秒、１０～１００ｍ秒など）となるように設定する。 - 1st step The magnetic field strength of the 1st external magnetic field generator 11 is set to a predetermined static magnetic field in the range of more than 0 and 50 mT or less (for example, 20 mT). The magnetic field strength of the second external magnetic field generator 12 is set to a value (for example, 1.5 T) greater than the magnetic field strength of the first external magnetic field generator 11 within the range of 0 to 11 T. Also, the pulse sequence used for measurement is set in consideration of the measurement site, the S/N ratio, and the like. For example, the measurement time of nuclear magnetic resonance (NMR) is set to 1 s or less (100 μsec to 1 msec, 1 msec to 10 msec, 10 to 100 msec, etc.).

まず、マウスを内部に配置したＲＦコイル２１を第１の外部磁場発生装置１１の磁場中に配置する。この計測対象のマウスは、電位応答性分子Ａを含む造影剤が投与されている。
次いで、所定のパルスシーケンスで生成したＲＦパルス（周波数５００～６００ＭＨｚ程度）をＲＦコイル２１内のマウスに照射することで電子スピンを励起させる。
電子スピンを励起させた後、移動手段６２によって、ＲＦコイル２１を第２の外部磁場発生装置１２の磁場中に移動させる。このとき、移動は数秒以下（例えば、１～１０ｓなど）とする。 First, the RF coil 21 with the mouse inside is placed in the magnetic field of the first external magnetic field generator 11 . A contrast agent containing the voltage-responsive molecule A is administered to this measurement target mouse.
Next, the mouse in the RF coil 21 is irradiated with an RF pulse (frequency of about 500 to 600 MHz) generated by a predetermined pulse sequence to excite electron spins.
After exciting the electron spins, the moving means 62 moves the RF coil 21 into the magnetic field of the second external magnetic field generator 12 . At this time, the movement should be several seconds or less (for example, 1 to 10 seconds).

ＲＦコイル２１を第２の外部磁場発生装置１２の磁場中に移動させた後、ＲＦコイル２１からＲＦパルス（周波数７００～８００ＭＨｚ）を印加し、核磁気共鳴を生じさせる。また、所定のパルスシーケンスに応じて磁場勾配コイル１２ｃを制御することで、所定規模の傾斜磁場を所定の回数で生成する。核磁気共鳴により発せられるＮＭＲ信号は検出部５１で検出される。
ＲＦコイル２１を、移動手段６２により第１の外部磁場発生装置１１中に移動させ、同様の操作を繰り返すことで、経時的にＮＭＲ信号を取得する。 After moving the RF coil 21 into the magnetic field of the second external magnetic field generator 12, RF pulses (frequency 700 to 800 MHz) are applied from the RF coil 21 to generate nuclear magnetic resonance. Also, by controlling the magnetic field gradient coil 12c according to a predetermined pulse sequence, a gradient magnetic field of a predetermined magnitude is generated at a predetermined number of times. NMR signals emitted by nuclear magnetic resonance are detected by the detector 51 .
The RF coil 21 is moved into the first external magnetic field generator 11 by the moving means 62, and similar operations are repeated to acquire NMR signals over time.

・第２ステップ
制御処理部２００で、第１ステップで検出されたＮＭＲ信号に対してフーリエ変換等の処理を行い、電位応答性分子Ａの最大スペクトル共鳴吸収位置を含む磁場範囲のデータを抽出し、解析する。
計測方法１と同様に、電位応答性分子Ａの吸収強度の変化を解析することで、神経伝達に関する情報を得ることができる。また、ＮＭＲ信号を処理して画像化してもよい。画像の経時的な変化より、神経伝達の状態を可視化することも可能である。・Second step In the control processing unit 200, the NMR signal detected in the first step is subjected to processing such as Fourier transform, and data of the magnetic field range including the maximum spectral resonance absorption position of the potential responsive molecule A is extracted. ,To analyze.
As in the measurement method 1, by analyzing changes in the absorption intensity of the voltage-responsive molecule A, information on nerve transmission can be obtained. Alternatively, the NMR signal may be processed and imaged. It is also possible to visualize the state of nerve transmission from changes in the image over time.

計測方法２は、計測方法１と同様に、第１ステップにおいて、計測部位を変えながら計測を行ってもよいし、２か所以上の点で同時に計測を行う方法としてもよい。 As with the measurement method 1, the measurement method 2 may perform measurement while changing the measurement site in the first step, or may perform measurement at two or more points simultaneously.

なお、本発明の計測方法は、計測方法１および計測方法２に限定されない。
例えば、本発明の計測方法の第１ステップは、図９に示す計測装置を用いて、第１の外部磁場発生装置の磁場中で電子スピンを励起させた後、ＲＦコイルを移動させずに、第１の外部磁場発生装置の磁場中でＲＦパルス（周波数７００～８００ＭＨｚ）を印加し、核磁気共鳴を生じさせるステップとしてもよい。 In addition, the measuring method of the present invention is not limited to the measuring method 1 and the measuring method 2.
For example, in the first step of the measurement method of the present invention, the measurement apparatus shown in FIG. 9 is used to excite electron spins in the magnetic field of the first external magnetic field generator, and then A step of applying an RF pulse (frequency of 700 to 800 MHz) in the magnetic field of the first external magnetic field generator to generate nuclear magnetic resonance may be employed.

また、パルス型のＥＳＲ装置の代わりにＣＷ型のＥＳＲ装置を有する計測装置を用いて、電位応答性分子を含む造影剤を含む計測対象の計測を行ってもよい。ＣＷ型のＥＳＲ装置を有する計測装置を用いて計測を行う場合、第１ステップは、一定のマイクロ波を照射しながら、所定の範囲にわたり磁場を掃引することで計測を行うステップとできる。 Alternatively, a measuring device having a CW ESR device instead of a pulse ESR device may be used to measure a measurement target containing a contrast medium containing voltage-responsive molecules. When performing measurement using a measurement apparatus having a CW ESR device, the first step can be a step of performing measurement by sweeping the magnetic field over a predetermined range while irradiating constant microwaves.

また、本発明の計測方法の第１ステップは、ＣＷ型のＥＳＲ装置を有する計測装置を用いて、計測対象が含む電位応答性分子の最大スペクトル共鳴吸収位置の磁場の位置を含む２～５点に磁場を固定し、マイクロ波の照射とＥＳＲ信号の取得を、所定の計測間隔（例えば、１秒以下または１０～１００ｍ秒）で行うステップとしてもよい。 In addition, the first step of the measurement method of the present invention is to use a measurement device having a CW ESR device to measure 2 to 5 points including the magnetic field position of the maximum spectral resonance absorption position of the voltage-responsive molecule included in the measurement target. A magnetic field may be fixed at , and microwave irradiation and ESR signal acquisition may be performed at predetermined measurement intervals (for example, 1 second or less or 10 to 100 ms).

また、本発明の計測装置は、計測装置１および計測装置２に限定されない。計測対象や本発明の計測方法等に応じて、本発明の計測装置は適宜選択できる。例えば、磁場勾配コイルを有さない装置を用いてもよい。また、磁場発生源が電磁石である装置を用いてもよい。例えば、ＥＳＲ装置１００の永久磁石１０ａに代えて電磁石が用いたり、ＯＭＲＩ装置１０１の永久磁石１１ａ、１２ａに代えて電磁石が用いたりすることも可能である。 Moreover, the measuring device of the present invention is not limited to the measuring device 1 and the measuring device 2 . The measuring device of the present invention can be appropriately selected according to the object to be measured, the measuring method of the present invention, and the like. For example, a device without magnetic gradient coils may be used. Alternatively, a device whose magnetic field source is an electromagnet may be used. For example, an electromagnet may be used instead of the permanent magnet 10a of the ESR device 100, or an electromagnet may be used instead of the permanent magnets 11a and 12a of the OMRI device 101. FIG.

本発明の計測方法および計測装置は、生体深部の神経伝達活動全般を、原理的に生体まるごと計測可能であり、幅広い波及効果が期待できる。 INDUSTRIAL APPLICABILITY The measuring method and the measuring device of the present invention can in principle measure all neural transmission activities in the deep part of the living body, and can be expected to have a wide range of ripple effects.

１，２本発明に係る計測装置
１０外部磁場発生装置
１１第１の外部磁場発生装置
１２第２の外部磁場発生装置
１０ａ，１１ａ，１２ａ永久磁石
１０ｂ，１１ｂ，１２ｂ磁場掃引コイル
１０ｃ，１１ｃ，１２ｃ磁場勾配コイル
２０，２１ＲＦコイル
３０，３１パルス発生器
４０，４１ＲＦパルス発生器
５０，５１検出部
６１移動手段
１００ＥＳＲ装置
１０１ＯＭＲＩ装置
２００制御処理部
３００表示部 1, 2 measuring device according to the present invention 10 external magnetic field generator 11 first external magnetic field generator 12 second external magnetic field generator 10a, 11a, 12a permanent magnet 10b, 11b, 12b magnetic field sweep coil 10c, 11c, 12c Magnetic field gradient coils 20, 21 RF coils 30, 31 Pulse generators 40, 41 RF pulse generators 50, 51 Detector 61 Moving means 100 ESR device 101 OMRI device 200 Control processing unit 300 Display unit

Claims

電子スピンを用いた磁気共鳴法により計測対象における神経伝達の状態を計測する計測方法であって、
電位応答性分子を含む造影剤を含む前記計測対象に磁気共鳴法を適用して磁気共鳴信号を得る第１ステップと、
前記第１ステップで得られた磁気共鳴信号から前記計測対象における神経伝達の状態を得る第２ステップとを含む、計測方法。 A measurement method for measuring the state of neurotransmission in a measurement target by a magnetic resonance method using electron spin,
a first step of obtaining a magnetic resonance signal by applying a magnetic resonance method to the measurement object containing a contrast agent containing voltage-responsive molecules;
and a second step of obtaining a neurotransmission state in the measurement object from the magnetic resonance signals obtained in the first step.

前記第２ステップは、前記第１ステップで得られた磁気共鳴信号を画像化するステップを含む、請求項１に記載の計測方法。 2. The measuring method according to claim 1, wherein said second step includes imaging the magnetic resonance signals obtained in said first step.

前記磁気共鳴法が、電子スピン共鳴法またはオーバーハウザーＭＲＩである、請求項１または２に記載の計測方法。 3. The measuring method according to claim 1, wherein the magnetic resonance method is electron spin resonance method or Overhauser MRI.

前記電位応答性分子が、下記一般式（１）で表される分子である、請求項１から３のいずれかに記載の計測方法。

一般式（１）において、Ｒ¹は、アルキル基、フェニル基、アミノ基、およびアザシクロアルキル基からなる群から選択されるいずれかを表し、
Ｒ²、Ｒ³は、それぞれ独立に、アルキル基を表し、
Ｒ⁴、Ｒ⁵は、それぞれ独立に、アルキル基、フェニル基、およびアルキルカルボキシル基からなる群から選択されるいずれかを表す。 The measuring method according to any one of claims 1 to 3, wherein the voltage-responsive molecule is a molecule represented by the following general formula (1).

In general formula (1), R ¹ represents any selected from the group consisting of an alkyl group, a phenyl group, an amino group, and an azacycloalkyl group;
R ² and R ³ each independently represent an alkyl group,
R ⁴ and R ⁵ each independently represent one selected from the group consisting of an alkyl group, a phenyl group and an alkylcarboxyl group.

電子スピンを用いた磁気共鳴法により計測対象における神経伝達の状態を計測する計測装置であって、
電位応答性分子を含む造影剤を含む前記計測対象に磁気共鳴法を適用して磁気共鳴信号を得る信号取得手段と、
前記信号取得手段で得られた磁気共鳴信号から前記計測対象における神経伝達の状態を得る神経伝達状態取得手段とを含む、計測装置。 A measuring device for measuring the state of neurotransmission in a measurement target by a magnetic resonance method using electron spin,
a signal acquisition means for obtaining a magnetic resonance signal by applying a magnetic resonance method to the object to be measured containing a contrast agent containing a voltage-responsive molecule;
a nerve transmission state obtaining means for obtaining a state of nerve transmission in the measurement object from the magnetic resonance signal obtained by the signal obtaining means.