122 日レ医誌 (JJSLM) 第 31 巻第 2 号 (2010) 平成 21 年度日本レーザー医学会総会受賞論文 AWARDED ARTICLE 新規開発した膀胱がん対応型均質照射型光ファイバーによる PDT 効果増強宮崎幸造 1,2, 守本祐司 2, 熊谷康顕 1, 福島重人 1, 堀江壮

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せいしばもと
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1 122 平成 21 年度日本レーザー医学会総会受賞論文 AWARDED ARTICLE 新規開発した膀胱がん対応型均質照射型光ファイバーによる PDT 効果増強宮崎幸造 1,2, 守本祐司 2, 熊谷康顕 1, 福島重人 1, 堀江壮太 1, 村岡未帆 1,2, 胡尉之中楯健一 4, 金田恵司 4, 前川康弘 5, 四ノ宮成祥 2, 西山伸宏 1, 片岡一則 1,3 4, 1 東京大学大学院医学系研究科附属疾患生命工学センター臨床医工学部門 2 防衛医科大学校分子生体制御学講座 3 東京大学大学院工学系研究科マテリアル工学専攻 4 株式会社フジクラ光応用製品事業推進室 5 ファイバーテック株式会社 ( 平成 22 年 6 月 23 日受理, 平成 22 年 7 月 21 日掲載決定 ) Enhanced Effects of PDT by the Use of a Fiber Probe with a Newly Developed Diffuser Tip for Urinary Bladder Tumor Kozo Miyazaki 1,2, Yuji Morimoto 2, Michiaki Kumagai 1, Shigeto Fukushima 1, Sota Horie 1, Miho Muraoka 1,2, Wei-Zhi Hu 4, Ken-ichi Nakadate 4, Keiji Kaneda 4, Yasuhiro Maekawa 5, Nariyoshi Shinomiya 2, Nobuhiro Nishiyama 1, Kazunori Kataoka 1,3 1 Division of Clinical Biotechnology, Center for Disease Biology and Integrative Medicine, Graduate School of Medicine, The University of Tokyo 2 Department of Integrative Physiology and Bio-Nano Medicine, National Defense Medical College 3 Departments of Materials Engineering and Bioengineering, Graduate Schools of Engineering, The University of Tokyo 4 Applied Optics Products Division, Fujikura Ltd. 5 FiberTech Co., Ltd (Received June 23, 2010, Accepted July 21, 2010) 要旨光線力学的療法 (Photodynamic Therapy : PDT) は, 早期がんに対する有効な治療法として認められているが, 膀胱がんには未だ臨床適用されていない. 膀胱がんは, 多発的広基的に発生増殖する性質を持っているため,PDT に際しては膀胱内壁全体に光を均質に照射することで, とりこぼしなく一期的な治療をおこなえる可能性が高い. そこで本研究では, 膀胱内壁全体に均質照射可能な光照射用プローブ (Homogenous Irradiation Fiber Probe : HIFiP) を開発し, その効果検証を行った. ラット膀胱がんモデルを用いた実験では,HIFiP 使用によって膀胱内を広範囲にわたって光照射することが可能となり, 抗腫瘍効果は, コントロールファイバー (Flat cleaved end) を用いた PDT に比し約 2 倍増強した. 本システムと, 腫瘍選択集積性を示す光増感剤を用いることで, 膀胱がんに対する効果的な PDT が期待できる. キーワード : 膀胱がん, 光照射ファイバー, 光線力学的療法, 膀胱温存療法, ラット東京都文京区本郷 TEL: FAX: (7 3 1, Hongo, Bunkyo-ku, Tokyo, , Japan TEL: FAX: ) Corresponding author: miyazaki@bmw.t.u-tokyo.ac.jp

2 JJSLM Vol.31 No.2(2010) 123 Abstract Photodynamic therapy (PDT) for urinary bladder cancer has not yet been established as a standard clinical treatment. As urinary bladder cancer frequently proliferates multifocally and grows diffusely, homogeneous irradiation of the mucosal membrane on the bladder wall is an important factor for the success of whole bladder wall PDT. In this study, we fabricated a Homogenous Irradiation Fiber Probe (HIFiP) for illuminating the urinary bladder wall and evaluated the PDT effect. Using rat orthotopic urinary bladder tumor models, we confirmed that widespread and homogenous irradiation in the mucosa of the urinary bladder wall was achieved using the newly developed fiber probe. The anti-tumor effect of PDT using HIFiP was approximately 2 times as that using a control fiber (flat cleaved end). An effective PDT for the urinary bladder cancer is expected by the combination of HIFiP and a tumor-selective photosensitizer. Key word:urinary bladder tumor, Irradiation fiber probe, Photodynamic therapy (PDT), Urinary bladder preservation, Rat 1. はじめに 1.1 膀胱がんとは? 膀胱がんは, 尿路がん ( 腎盂, 尿管, 膀胱 ) の中では, 罹患数が最も多く, 尿路がん全体の約半数を占めている. 本邦での膀胱がん総患者数は, 平成 20 年の全国患者調査では 6.4 万人であり 1), 平成 11 年の調査結果 3.5 万人 2) と比較すると約 10 年間で約 2 倍に増加している. 膀胱がんの初発症状としては血尿が 70 ~90 % と最も多く, がんの進行に伴い, 排尿痛, 頻尿, 排尿困難などを来す 3). 膀胱がんは, その病理深達度 ( 病期 ) によって表在がんと浸潤がんに分けられ, 治療法がそれぞれ異なる 4,5). 表在がんは, 粘膜下結合組織までの深達にとどまるがん (TNM 分類で T1 まで ) で, 治療法としての第一選択は経尿道的膀胱腫瘍切除術 (Transurethral Resection of the Bladder Tumor : TURBT) である. しかし, 表在がんの再発率は高く,TURBT 後 10 ~ 30 % の症例が浸潤がんに進行する 6,7). 浸潤がんは筋層への浸潤 (TNM 分類で T2) 以上に深達したがんと定義されるが, この際の治療としては膀胱全摘出が採用されることが多く, この場合, 排尿障害や性的不能が問題となる. さらに, 膀胱がんは膀胱全体に同時多発することが多く 8,9), その際の治療方法としては, 化学療法剤や BCG 等の膀胱内注入による治療が行われるが, これは, 正常膀胱粘膜の炎症と膀胱壁の肥厚による傷害 ( 膀胱委縮 ) を招き, 尿路変更を余儀なくされる 10,11) などといった, 結果として患者の QOL を低下させることが知られている. 1.2 膀胱がんに対する PDT 光線力学的療法 (Photodynamic Therapy: PDT) は, 腫瘍特異的に集積する光感受性物質に対し, 光照射することにより一重項酸素を発生させ, 悪性腫瘍を治療するものである. 現在,PDT は本邦において, 早期肺がんや表在性型食道がん, 表在性型早期胃がんや子宮頚部癌初期病変に対する治療法として保険収載されている. 治療成績は, 完全寛解率が 80 ~90 % 以上と非常に良好である. しかしながら, 膀胱がんへの臨床適用は, 未だなされていない. 膀胱がんに対する PDT は,1975 年,Kelly らの報告 12) に始まる. 彼らは, 免疫抑制マウスにヒト由来膀胱がん細胞を移植した担がんマウスを作製し, ヘマトポルフィリン誘導体 (Hematoporphyrin derivative: HPD) を用いて PDT を行ない, がん細胞がネクローシスを起こしたと報告している. 本邦でも 1982 年以来, 金沢大学のグループによって,HPD を用いた PDT の臨床応用に関する検討が行われてきた 13-15).46 名の表在性膀胱がん患者に対し HPD を用いて PDT を行ったところ. 上皮内がん (Carcinoma in situ: CIS) や上皮形成異常を伴わない場合では,2 cm 以下の腫瘍 22 腫瘍中 20 腫瘍で完全寛解, 2 腫瘍は部分寛解が得られたと報告している. 一方, 広範囲の CIS や上皮形成異常を伴う場合では,PDT 後からほぼ全例に頻尿, 血尿, 排尿痛などの膀胱刺激症状が現れている. 加えて HPD 以外の光増感剤を用いた検討も報告されている.Waidelich らは,5 アミノレブリン酸 (5-ALA) を用いて,12 名の膀胱がん患者に対して PDT を行っており 16),5 例が治癒し, この治療において, 膀胱容積の減少などの副作用はなかったと報告している. また,Hypericin を用いた PDT の検討も行われており 17-19), 正所性ラット膀胱がんモデルにおける一過性の抗腫瘍効果が報告されている. 1.3 膀胱がんに対する効果的な PDT への取り組み膀胱がんに対して, より効果的な PDT を行うための戦略としていくつかの方法が考えられるが, そのうちの 1 つに光照射を行うファイバープローブの改良がある. 膀胱がんは, 多発的に発生し, 広基的に増殖する傾向が強い. そのため, 先端未加工のファイバープローブを用いた PDT では, 光の未照射部位が高頻度に発生し,PDT 効果の望めない病変部分が生じる. さらに, 先端未加工のファイバープローブでは, 狭い範囲に光エネルギーが集中するため, 正常膀胱粘膜や筋層への傷害が生じる可能性がある. このような問題を回避すべく, より広範囲に均質な光照射を可能とする光照射ファイバープローブの作製改良が試みられてきた. 本邦では, 久住ら 20,21) が, 側方照射型光照射プローブを前後に移動させ, 膀胱全体に光を照射させる方

3 124 法を用いて PDT を行った. 海外では,Nseyo ら 22) や Benson ら 23) は, 光照射プローブ先端から全方向に光が広がる様に, ポリカーボネート製の球体を先端に取り付けたものを作製して PDT を行った. いずれも,HPD を用いて PDT を行っているが, 前者では, 側方照射型を前後に移動させながらの光照射となるため, 光照射に要する時間が長くなり, さらに移動に際して生じる病変部への光照射の過不足 ( ムラ ) が生じる. その上, 光出射端から膀胱壁までの距離が一定でないため, その都度, 距離に応じて照射エネルギーや照射時間の調整を行わなくてはならない. 後者においては, 膀胱全体への光照射は可能であるが, 精密な先端加工ではないため, 照射ムラができる可能性があり, 実際,PDT 後の膀胱壁に潰瘍や浮腫, 膀胱容積の低下といった副作用が生じたことを報告している 24-26). 他方, 先端を結合させた 3 本のナイロンカテーテルを膀胱内に挿入し, これを用いて膀胱を物理的に押し拡げ,PDT を行っている 27-29) グループやバルーンカテーテルを用いて行う 16,30) グループもある. ナイロンカテーテルを用いて膀胱を押し拡げる方法においては, 等方性照射が可能な光照射ファイバーを用いてもナイロンカテーテルによる押し拡げ方やファイバー先端の位置などにより光照射密度が異なってくるため, 均質な光照射は難しい. また, バルーンカテーテルを用いて膀胱を押し拡げる方法では, バルーンによる光量の減弱や光エネルギーに起因する発熱によるバルーン損傷などが問題となる. 以上をまとめると, 光照射用プローブ先端から出射される光が不均質であると, 十分な抗腫瘍効果が得られず, 正常膀胱粘膜のダメージが引き起こされる. したがって, 膀胱内壁に光を均質に照射することは,PDT による膀胱がん治療を成功させるために重要な条件となる. 1.4 膀胱壁全体への均質光照射実現に向けて上述の通り, 膀胱がんは, 多発的広基的に発症するため, これまで販売されている,PDT 用の光照射用ファイバープローブでは, 光の未照射領域や過照射領域が生じることがある. その結果, 治療に取りこぼしが生じたり, 膀胱粘膜, 筋層へのダメージが惹起されたりする. そこで本研究では, 信頼性の高い膀胱内均質照射を実現すべく, 新たなファイバー加工技術を駆使して, 均質照射型光ファイバープローブを作製した. さらに PDT における有効性を検証するため, ラット正所性膀胱がんモデルを用いた PDT 実験を行って, 作製した均質照射型ファイバープローブの in vivo における効果を評価した. 2. 実験方法 2.1 均質照射型ファイバープローブの作製ラット膀胱内腔を均質に光照射するために, ラット膀胱内腔の立体形状と光強度密度 (mw/cm 2 ) が一致する光が放出されるよう, 光ファイバープローブを設計した. ラット膀胱の形状は, 小動物用超音波イメージング装置 (Vevo770, Visualsonics, Canada) を用いて計測した. この計測データをもとに, ラット膀胱内腔の立体形状に一致した光が出射されるよう石英マルチコアファイバー ( コア数 :8000 コア, ファイバー径 :400 ± 15μm, コート径 :450 ± 20μm, 屈折率 :1.51, アッベ数 :55 ± 5,NA=0.41) の先端を, 酸水素バーナーを用いて加熱して, 捻り加工 ( 捻り加工機, フジクラ株式会社 ) を施したのち, 円錐形状になるよう研磨加工 ( 研磨加工機, フジクラ株式会社 ) を行った. これにより, ファイバープローブ先端から出射される光は, 入射される光を開口角以上に拡げることができた. さらに鋭尖頭をわずかに研磨し, 照射中心領域の光集束を回避させた. さらに, 研磨により尖った先端が, 膀胱壁に突き刺さる事を防ぐために, 石英ガラス製の保護キャップを装着した. 以上の工程により, 光分布が膀胱内腔に近似した, 均質型照射ファイバープローブ (Homogenous Irradiation Fiber Probes: HIFiP) を作製することに成功した (Fig.2) 作製した HIFiP の光強度密度分布は, 光出力測定装置 ( フォトダイオードヘッド (PD-300-3W) とディスプレイ (NOVAII)OPHIR, ISRAEL) を用いて計測した. 2.2 ラット正所性膀胱がんモデルラット正所性膀胱がんモデル作製のため, ラット尿路上皮がん細胞である AY-27 細胞を用いた.AY-27 は,10 % の非動化した牛胎仔血清 (JRH Biosciences Inc., USA) とゲンタマイシン (GIBCO) が添加された RPMI1640 培地 (Invitrogen) を用いて,5 %-CO2 インキュベータにて培養した. ラット正所性膀胱がんモデルの作製は, 浅沼らの方法 31) 改変して行った. 簡単に紹介すると, フィッシャー F344 ラット雌 7 週令 (120 ~130 g)( オリエンタル酵母工業株式会社 ) を購入し,1 週間, 防衛医大動物実験施設にて飼育した. ペントバルビタールナトリウム ( 大日本住友製薬株式会社 )30 mg/kg 腹腔内投与にて麻酔後, 外尿道口に 2 %- キシロカインゼリー ( アボットジャパン株式会社 ) を塗布し,18G のプラスティックカテーテル ( サーフロー F&F, テルモ株式会社 ) を経尿道的に膀胱内に挿入した.D-PBS(Invitrogen)800 μl を,1 ml シリンジを用いて注入し, ピストン動作を 30 秒間繰り返し行い (1 ストローク / 秒 ) 膀胱内を洗浄した. この操作を 2 回繰り返した後, 細胞 /ml の濃度で RPMI1640 培地 (FBS 無添加 ) に懸濁した AY-27 細胞 ( ラット尿路上皮がん ) をカテーテルより 400μL(dead volume を除く ) 注入し,1 時間静置した.3 日後, 超音波画像診断装置を用いて, 腫瘍の有無を確認した. 2.3 Photodynamic Therapy 超音波イメージング装置で, 腫瘍を確認したのち, フォトフリン ( 武田薬品工業株式会社 ) を尾静脈投与 (2.5 mg/kg) し, 投与 24 時間後に光照射を行った. 上記 (2.2) 同様の麻酔操作及びカテーテル挿入処置ののち, トロンビン ( 持田製薬株式会社 ) を含む生理食塩水 ( 株式会社大塚製薬工場 )700 μl を経カテーテル的に膀胱内注入して膨らませ, 均質照射ファイバープローブ (HIFiP) あるいはコントロールファイバープローブ (CF, Flat cleaved end) を経尿道カテーテル的に膀胱内に挿入した. 超音波イメージング装置にて, ファイバー先端位置をモニタしながら, 生理食塩水により膨らませた膀胱の中心 ( 膀胱を疑似楕

JJSLM Vol.31 No.2(2010) 125 円球体と見立てた時の中心点 ) に固定し,635 nm の半導体レーザー (NA=0.22, B&W TEK INC., USA) をもちいて, 膀胱内に光照射を行った. ファイバープローブ先端からの光の出力は, 積分球ヘッド (3A-IS-V1, OPHIR, ISRAEL) とディスプレイ (NOVAII) を用いて計測した.

4 JJSLM Vol.31 No.2(2010) 125 円球体と見立てた時の中心点 ) に固定し,635 nm の半導体レーザー (NA=0.22, B&W TEK INC., USA) をもちいて, 膀胱内に光照射を行った. ファイバープローブ先端からの光の出力は, 積分球ヘッド (3A-IS-V1, OPHIR, ISRAEL) とディスプレイ (NOVAII) を用いて計測した.PDT 時の光照射出力は,315 mw とした. この出力において, ラット膀胱内腔の頭側半球全体に照射すると仮定した際, 光強度密度は 150 mw/cm 2 になる. 照射時間は 1000 秒で, 結果, エネルギー密度は 150 J/cm 2 となる. 2.4 均質照射の評価膀胱内照射範囲の計測は,PDT 後 3 日目にラット犠牲死させ, 膀胱を摘出. 膀胱前壁側を縦切開し, コルクボード上に展開し写真撮影を行った. この画像を, ImagePro Plus(MediaCybermetics, USA) をもちいて, 膀胱全体との面積および発赤している部分 ( 炎症部位と判断 ) の面積を計測した. これらの計測値から, 照射範囲を算出した. 2.5 PDT 効果の検証正所性膀胱がんに対する HIFiP の効果判定は,2.4 の写真撮影後, 腫瘍部分の縦, 横, 高さを, ノギスを用いて計測し, 腫瘍体積を算出した. 2.6 統計学的解析方法素データに対して一元配置分散分析を行い,post hoc test には Games-Howell 法を用いた (SPSS ver.16). データは, 平均値 ± 標準偏差 (SD) で示し,p 値が 0.05 より小さいときに統計学的有意差があると判断した. 3. 結果 3.1 HIFiP 作製と光の強度分布超音波イメージング装置を用いて計測したラット膀胱の形状は, 長径 15 mm, 短径 10 mm の楕円体に近似できることが分かった (Fig.1). この内面に対して均質に光照射が可能になるようマルチコア光ファイバーの先端を精密な成型技術 ( ねじり加工, 円錐形状化 ) によって, ラット膀胱内を均質に照射するファイバープローブを作製した (Fig.2). 作製した HIFiP のファイバープローブと水平面における光強度分布を, 計測したところ, Fig.3(b) に示すようにラット膀胱内腔形状に一致する楕円形状を示した.HIFiP の,NA は 0.58 となり, これは, 先端加工を施していないファイバー (Control Fiber: CF, Flat cleaved end) の NA(=0.27) の 2 倍以上であり, 広範囲照射が可能であることが示された. さらに, ファイバープローブと垂直な面における光強度分布に関しては, Fig.3(d) に示すように,HIFiP は,CF と比較して, 歪みの無い同心円状に光を照射できた. さらに, ラット膀胱内腔に対する均質光照射性を証明するための検証を行った. ラット膀胱内腔の立体形状を模擬した楕円体フラスコ ( パイレックス製, 厚さ 1 mm, 市橋理化器械製作所 ) を作製した (Fig.4). 膀胱の内尿道口位置に一致するフラスコの当該部位に光照射ファイバー先端を留置し, 光照射を行った. 光の強度分布がイメ Fig.1 Size measurement of the rat urinary bladder. A size of rat urinary bladder was measured using an ultrasound imaging system (Vevo770). The average sizes of the bladder were 10 mm, 10 mm and 15 mm in X-, Y- and Z-axis, respectively. The average volume of rat urinary bladder is about 800μL. The upper photograph shows a longitudinal section and lower shows a horizontal section with ultrasound imaging system. Fig.2 The shape of a homogenous irradiation fiber probe top. A top of a multimode quartz fiber (core number : 8000, fiber diameter: 400±15 μm, coat diameter: 450±20μ m, refractive index: 1.51, Abbe s number : 55±5, NA=0.41) was twisted and truncated cone shape. ージできるよう, フラスコ内壁にツヤ消し白色エナメル塗料 ( タミヤカラー XF-2, 株式会社タミヤ ) を塗布した. その結果,Fig.4 に示すように,CF を用いて光照射した場合では, フラスコの底部 ( 疑似膀胱の頭側 ) に光が集中した. 一方,HIFiP を用いて光照射した場合では, フラスコ内壁全体を均質に光照射することが観察できた. 3.2 ラット膀胱粘膜における光照射範囲ファイバープローブによる光照射分布の違いを検証するために, フォトフリンを静脈投与したラットの膀

126 Fig.3 Distribution patterns of light emitted from fiber probes; control fiber probe (a,c) and the homogenous irradiation fiber probe (b,d).

Irradiated areas were confirmed with the sign of erythrogenic response (dotted circles) induced by photochemical reaction originated from Photofrin. Scar Bar = 5 mm 赤が膀胱全体に認められた (Fig.5).

4 Visualization of light distribution in a pseudo-urinary bladder which is made of PYREX. The upper photos indicate a shape of the pseudo-urinary bladder.

5 126 Fig.3 Distribution patterns of light emitted from fiber probes; control fiber probe (a,c) and the homogenous irradiation fiber probe (b,d). The upper panels (a,b) and lower panels (c,d) indicate a horizontal plane and vertical plane, respectively. Fig.5 Visualization of light distribution on a rat bladder. Irradiated areas were confirmed with the sign of erythrogenic response (dotted circles) induced by photochemical reaction originated from Photofrin. Scar Bar = 5 mm 赤が膀胱全体に認められた (Fig.5). 照射範囲を定量的に評価するために, 画像処理ソフトを用いて発赤が起こっている領域の面積計測を行った. その結果,CF での発赤部分の平均面積は, 膀胱全体の 36 ± 5.2%(N=4) であったのに対し,HIFiP での平均面積は, 膀胱全体の 69 ± 20 %(N=7) であり,HIFiP 照射群が有意に大きかった (p=0.04). Fig.4 Visualization of light distribution in a pseudo-urinary bladder which is made of PYREX. The upper photos indicate a shape of the pseudo-urinary bladder. The middle and lower photos show distributions of light emitted from the control fiber (CF) and distributions of light emitted from the homogenous irradiation fiber probe (HIFiP). Scar Bar = 10 mm 胱内に光照射用ファイバープローブを介して光照射を行った. フォトフリンの光化学反応により光照射された部位に限局して粘膜の発赤を観察することができた.CF を用いて照射した場合, 膀胱底側 ( 膀胱の頭側 ) に発赤が見られた. 一方,HIFiP を用いて照射した場合は, 発 3.3 抗腫瘍効果 PDT 後の腫瘍体積を計測すると, 未治療群の平均腫瘍体積が 58.3 ± 55.4 mm 3 (N=5) であったのに対し,CF 治療群では 11.8±2.6mm 3 (N=4),HIFiP 治療群では 5.0±7.9mm 3 (N=17) と腫瘍体積は有意に小さく (p<0.001),pdt による抗腫瘍効果が認められた. また,HIFiP 治療群における腫瘍体積は CF 治療群の腫瘍体積の 1/2 以下 (p = 0.02) であったことは HIFiP を用いた PDT の優位性を示唆する. 4. 考察 4.1 先端加工による分布の違い本実験の結果,CF を用いた光照射では, 前方に光が集中し, 膀胱内面を均質に光照射することはできなかったが,HIFiP を用いた光照射では,CF と比較して 2 倍弱の面積に光照射をすることができ, 膀胱粘膜面への均質光照射の度合いは大幅に向上した. さらに, ラット正所性膀胱がんモデルを用いた抗腫瘍効果の検証において,HIFiP-PDT 後の腫瘍サイズは,CF-PDT 後の腫瘍サイズの 2 分の 1 以下となった. これらの結果は, 光照射範囲が約 2 倍に増えたことで,CF では光照射が困難であった部位にまで光が到達していることを示唆する.

6 JJSLM Vol.31 No.2(2010) 均質照射に関する従来報告との比較膀胱がんは, 多発性に発生し, 広基性に増殖する傾向を有するため, 膀胱がんへの PDT 適用を考慮する場合, 膀胱粘膜全体に均質に光を照射する方法の確立は, 非常に重要である. これまで行われてきた膀胱内全照射型の PDT の研究においては, 側方照射型光照射プローブ 20,21) を用いて,CIS 罹患患者に対してプローブを移動させながら PDT を行った報告がある. これらの報告では, 側方照射型光照射用プローブを経尿道的に膀胱底側まで導入し内尿道口側へ移動させることで膀胱粘膜全体へ光照射を行っている. 加えて,Photofrin の蛍光を利用して腫瘍の検出を行う光線力学的診断 (Photodynamic Diagnosis : PDD) まで可能な機器設計を加え, 病態診断も可能にした画期的方法である 21). しかしながら, プローブ移動時の光の照射ムラや光照射時間の長期化による患者への負担が懸念される. さらに, ナイロンカテーテル 27-29) やバルーンカテーテル 16,30) を用いて物理的に膀胱を押し拡げる方法の報告がある. これらの報告では, 光照射ファイバー先端からの光が同心円上に照射されるようにファイバー先端を設計し, それに対応させるべく, 膀胱を物理的に拡張させることで, 膀胱内全壁照射の達成を試みている. しかしながら, ナイロンカテーテルを用いた場合,3 本のナイロンカテーテルの操作により, 同心円を保つことは非常に難しい操作であると考えられる. さらに, バルーンカテーテルを用いる場合, 光照射ファイバー先端の発熱により, バルーンが損傷する可能性もあるため, 低強度で長時間光照射すること余儀なくされ, 患者への負担が懸念される. 今回, 我々が作製した HIFiP は, これまでの手法とは異なり, 膀胱形状の計測データを基にファイバープローブの設計製作を行った. これにより, 光照射ファイバープローブを経尿道的に挿入し, 超音波イメージング装置にてファイバー先端をモニタリングすることで, 膀胱内壁全体に均質な光照射を可能にした. 我々のコンセプトにおいては, 従来報告 16,20,21,30) との比較において, より高いエネルギーの光照射が短時間で可能であるため, ヒトへの応用に際して, 治療時間が短く済み, 患者負担を軽減できる. 一方で, ヒトへの応用を前提とした場合, 膀胱粘膜面積が増大するため, 必要となる光強度も増大する. これにより強い光エネルギーがファイバー先端に集中するため, ファイバープローブの耐熱性が問題となる. したがって, 熱損傷を回避しつつ, 膀胱形状に一致した光分布を放射できるファイバープローブの開発を行っていく必要がある. 4.3 均質光照射を有効利用するための光増感剤開発に向けて均質光照射を最大限活用するためには, 光増感剤の腫瘍への選択的集積性が鍵となる. すなわち, 使用する光増感剤が腫瘍にのみ集積し, 非病変部位には集積しない事が重要である. 現在, 臨床適用されている Photofrin や Laserphyrin といった光増感剤は, 腫瘍選択的集積性がそれほど高くないため, 膀胱腫瘍に用いた場合, 正常粘膜にも集積する. この状態で PDT が行われると, 光増感剤による光化学反応により, 正常膀胱粘膜に激しい炎症が惹起され, 膀胱委縮へと進展する. 特に Photofrin は, 以前臨床治験が行われたものの, 上記の理由により, 中止に至った経緯がある.Laserphyrin においても, 我々の PDT に関する予備的検討では, 正常膀胱粘膜に著しい炎症浮腫が誘導された.(Data not shown). そこで我々は, この問題を克服すべく, 新しい光増感剤の開発も進めている 32-34). 開発中の光増感剤は, 腫瘍に対して高集積し, 優れた抗腫瘍効果を発揮する一方, 膀胱委縮等の副作用が, 大幅に低減されていることがわかった. この新規光増感剤と HIFiP による均質光照射を用いることで, 膀胱全体の一期的な PDT が可能になることを確信する. 4.4 臨床応用に向けて上記に示したラットでの検証をもとに, 臨床応用に資するシステムやデバイス開発を進めている. 臨床応用を念頭に置くと, 高出力レーザー照射装置や高出力光に耐えうる光照射用ファイバーの構築が必要であるが, すでに我々は,20 W クラスの高出力レーザーシステムならびに高出力対応均質照射ファイバープローブを試作し, 現在, 安全性ならびに操作性に関する試験を行っている. 5. 結論膀胱粘膜に対して広範囲かつ均質に光照射することできるファイバープローブを開発した. 照射範囲は全膀胱粘膜の約 70% に達し, 先端未加工のコントロールファイバープローブに比較して, 約 2 倍の広範囲に照射することができた. さらに正所性ラット膀胱がんモデルを使用した PDT の検証において, 新開発のファイバープローブを用いた場合では, コントロールファイバープローブを用いた場合に比して,2 倍以上の抗腫瘍効果を発揮した. 謝辞本研究は, 新エネルギー産業技術総合開発機構 (NEDO) の平成年度委託事業 (P06042) により行われました. ここに深く感謝申し上げます. 本研究を始めるにあたり, ラット膀胱がんモデルの作製を指導していただきました東京都立小児総合医療センター泌尿器科佐藤裕之氏, 臨床的コメントを下さいました防衛医科大学校整形外科学講座田中優砂光氏, 本研究全般に協力してくださいました元東京大学医学系研究科附属疾患生命工学センター臨床医工学部門, 浦野京子氏,HIFiP 作製において, 事務的取り計らいをしてくださいましたファイバーテック株式会社, 三好ゆう子氏, 岩間由美子氏に深く感謝いたします. 参考文献 1) 厚生労働省. 厚生労働省統計調査結果厚生労働統計一覧平成 20 年患者調査. 2) 厚生労働省. 厚生労働省統計調査結果厚生労働統計一覧平成 11 年患者調査. 3) 宮永直人, 赤座英之. 膀胱癌. 日本臨床, 59 Suppl 7: , ) 日本泌尿器科学会がん登録推進委員会. 全国膀胱癌患者登録調査報告 1999 年年症例 ) 日本泌尿器科学会, 日本病理学会. 膀胱がん取り扱規約 :

128 金原出版株式会社. 2007. 6)Gee J, Sabichi AL, Grossman HB. Chemoprevention of superficial bladder cancer. Crit Rev Oncol Hematol, 43(3): 277-286, 2002. 7) 三木恒治, 水谷陽一, 三神一哉. 膀胱癌.

7 128 金原出版株式会社 )Gee J, Sabichi AL, Grossman HB. Chemoprevention of superficial bladder cancer. Crit Rev Oncol Hematol, 43(3): , ) 三木恒治, 水谷陽一, 三神一哉. 膀胱癌. 日本臨床, 67 Suppl 1: , ) 山田徹, 土屋朋大, 亀井信吾, 楊睦正, 西野好則, 西田泰幸, 谷口光宏, 永井司, 竹内敏視, 江原英俊, 高橋義人, 出口隆. 表在性膀胱癌の再発因子, 予後因子の検討 800 例の検討. 日本泌尿器科学会誌, 97(1): 33-41, ) 黒田昌男, 細木茂, 木内利明, 三木恒治, 清原久和, 宇佐美道之, 中村麻瑳男, 古武敏彦. 膀胱腫瘍の臨床統計的観察. 日本泌尿器科学会誌, 78(12): , )Cookson MS, Herr HW, Zhang ZF, Soloway S, Sogani PC, Fair WR. The treated natural history of high risk superficial bladder cancer: 15-year outcome. J Urol, 158(1): 62-67, ) 国立がんセンター. がん情報サービス膀胱がん. ganjohojp/public/cancer/data/bladderhtml. 12)Kelly JF, Snell ME, Berenbaum MC. Photodynamic destruction of human bladder carcinoma. Br J Cancer, 31(2): , )Hisazumi H, Misaki T, Miyoshi N. Photoradiation therapy of bladder tumors. J Urol, 130(4): , ) 三崎俊光, 久住治男, 平田昭夫, 国見一人, 山本肇, 天野俊康, 熊木修, 越田潔, 西野昭夫, 中嶋和喜, 打林忠雄, 内藤克輔. 膀胱腫瘍の光力学的レーザー治療. 泌尿器科紀要, 32(12): , )Uchibayashi T, Koshida K, Kunimi K, Hisazumi H. 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Adv Drug Deliv Rev, 61(4): , 著者紹介宮﨑幸造 (Kozo Miyazaki) 2001 年, 九州大学大学院医学系研究科病理系専攻博士課程単位修得退学. 国立循環器病センター研究所生体工学部流動研究員, 財団法人先端医療振興財団先端医療センター再生医療研究部研究員,Oklahoma Medical Research Foundation Immunobiology and Cancer Program 博士研究員を経て,2007 年より東京大学大学院医学系研究科附属疾患生命工学センター臨床医工学部門特任助教, 現在に至る. 博士 ( 医学 ). 日本レーザー医学会, 日本免疫学会, 日本分子生物学会, 日本癌学会, 日本再生医療学会, 会員.

JJSLM Vol.31 No.2(2010) 129 守本祐司 (Yuji Morimoto) 1999 年, 防衛医科大学校医学研究科修了. 医学博士. 現在, 防衛医科大学校分子生体制御学講座准教授.

中楯健一 (Ken-ichi Nakadate) 1988 年, 北海道大学工学部応用物理学科卒業. 同年, 藤倉電線 ( 株 )( 現 ( 株 ) フジクラ ) 入社.

電子情報通信熊谷康顕 (Michiaki Kumagai) 2007 年, 東京大学大学院工学系研究科マテリアル工学専攻博士課程単位取得退学.

福島重人 (Shigeto Fukushima) 1979 年, 東京大学工学部合成化学科卒業. 日本化薬株式会社入社.2007 年, 東京大学大学院医学系研究科疾患生命工学センター産官学連携研究員.

高分子学会, 日本 DDS 学会, 日本癌学会, 日本バイオマテリアル学会, 日本人工臓器学会会員. 堀江壮太 (Sota Horie) 2006 年, 京都大学生命科学研究科統合生命科学専攻修了.

村岡未帆 (Miho Muraoka) 2009 年より東京大学大学院医学系研究科附属疾患生命工学センター臨床医工学部門特任研究員.

以降, 通信用光ファイバ部品の開発, 光ファイバスコープ, 光ファイバ応用製品, 及び, 医療機器の設計開発に従事. 工学博士. 金田恵司 (Keiji Kaneda) 1986 年, 上智大学理工学部物理学科卒業.

以後, イメージファイバ, 大口径光ファイバ, 耐放射線ファイバ, 耐紫外線ファイバ等特殊光ファイバの研究開発に従事.

前川康弘 (Yasuhiro Maekawa) 1985 年, 東京医学技術専門学校卒業後, メディカルサイエンス ( 株 ) へ入社. 三菱電線工業社と極細径内視鏡の製品開発及び営業活動に携わる.

8 JJSLM Vol.31 No.2(2010) 129 守本祐司 (Yuji Morimoto) 1999 年, 防衛医科大学校医学研究科修了. 医学博士. 現在, 防衛医科大学校分子生体制御学講座准教授. 神経内科指導医. 専門は, 光医学, ナノメディシン, 分子生体イメージング. 日本生体医工学会, 日本癌学会, 日本生理学会, 日本神経学会, 日本内科学会,AACR, 各会員. 学会会員. 中楯健一 (Ken-ichi Nakadate) 1988 年, 北海道大学工学部応用物理学科卒業. 同年, 藤倉電線 ( 株 )( 現 ( 株 ) フジクラ ) 入社. 以後, イメージファイバを使用したファイバスコープなど, 光ファイバ応用光学製品, 及び, 医療機器の設計開発に従事. 電子情報通信熊谷康顕 (Michiaki Kumagai) 2007 年, 東京大学大学院工学系研究科マテリアル工学専攻博士課程単位取得退学.2007 年より東京大学大学院医学系研究科附属疾患生命工学センター臨床医工学部門特任研究員, 現在に至る. 工学博士. 高分子学会, 日本 DDS 学会, 日本バイオマテリアル学会の会員. 福島重人 (Shigeto Fukushima) 1979 年, 東京大学工学部合成化学科卒業. 日本化薬株式会社入社.2007 年, 東京大学大学院医学系研究科疾患生命工学センター産官学連携研究員.2010 年, 東京大学大学院工学系研究科マテリアル工学専攻特任研究員となり現在に至る. 専門は高分子合成, ドラッグデリバリーシステム, バイオマテリアル. 高分子学会, 日本 DDS 学会, 日本癌学会, 日本バイオマテリアル学会, 日本人工臓器学会会員. 堀江壮太 (Sota Horie) 2006 年, 京都大学生命科学研究科統合生命科学専攻修了.2007 年から 2010 年まで東京大学大学院医学系研究科附属疾患生命工学センター臨床医工学部門の特任研究員として勤務. 生命科学博士. 村岡未帆 (Miho Muraoka) 2009 年より東京大学大学院医学系研究科附属疾患生命工学センター臨床医工学部門特任研究員. 日本生化学会, 日本薬学会の各会員胡尉之 (Wei-Zhi,Hu) 2001 年, 東京商船大学 ( 現東京海洋大学 ) 大学院交通システム工学専攻博士課程修了. 同年,( 株 ) フジクラ入社. 以降, 通信用光ファイバ部品の開発, 光ファイバスコープ, 光ファイバ応用製品, 及び, 医療機器の設計開発に従事. 工学博士. 金田恵司 (Keiji Kaneda) 1986 年, 上智大学理工学部物理学科卒業.1988 年, 上智大学大学院理工学研究科物理学専攻博士前期課程修了. 同年, 藤倉電線 ( 株 )( 現 ( 株 ) フジクラ ) 入社. 以後, イメージファイバ, 大口径光ファイバ, 耐放射線ファイバ, 耐紫外線ファイバ等特殊光ファイバの研究開発に従事. その後, 分散補償光ファイバモジュールエルビウム添加光ファイバ増幅器の設計に従事し, 現在, ファイバレーザをはじめとした光源の設計開発に従事. 前川康弘 (Yasuhiro Maekawa) 1985 年, 東京医学技術専門学校卒業後, メディカルサイエンス ( 株 ) へ入社. 三菱電線工業社と極細径内視鏡の製品開発及び営業活動に携わる.2000 年, ファイバーテック ( 株 ) への極細径内視鏡事業の事業譲渡と共に入社し, 同社取締役営業部長に就任.2009 年, 同社取締役副社長に就任し, 開発部門並びに営業部門を統括する. 四ノ宮成祥 (Nariyoshi Shinomiya) 防衛医科大学校分子生体制御学講座教授.1983 年, 防衛医科大学校医学教育部医学科卒業.1992 年, 博士 ( 医学 ) 取得.1993 年, 防衛医科大学校生物学講座助教授.1997 年, 同微生物講座助教授を経て,2007 年より現職. 専門は, 免疫微生物学, 分子腫瘍学, 高圧潜水医学. 日本ヒト細胞学会 ( 理事 ), 日本臨床高気圧酸素潜水医学会 ( 理事 ), 日本婦人科がん分子標的研究会 ( 学術顧問 ), 日本 Cell Death 学会 ( 評議員 ), 日本宇宙航空環境医学会 ( 評議員 ), 日本サイトメトリー学会 ( 評議員 ). その他, 日本免疫学会, 日本癌学会, 日本癌治療学会, 日本細菌学会,Royal Society of Tropical Medicine and Hygiene, American Association for Cancer Research, などに所属.

130 西山伸宏 (Nobuhiro Nishiyama) 2001 年, 東京大学大学院工学系研究科博士後期課程修了. 米国ユタ大学薬学部博士研究員を経て,2003 年より東大病院寄付講座血管再生医療講座助手. 2004 年より東京大学大学院医学系研究科疾患生命工学センター臨床医工学部門助手,2006 年より同講師,2009 年より同准教授となり現在に至る. 工学博士.

9 130 西山伸宏 (Nobuhiro Nishiyama) 2001 年, 東京大学大学院工学系研究科博士後期課程修了. 米国ユタ大学薬学部博士研究員を経て,2003 年より東大病院寄付講座血管再生医療講座助手年より東京大学大学院医学系研究科疾患生命工学センター臨床医工学部門助手,2006 年より同講師,2009 年より同准教授となり現在に至る. 工学博士. ドラッグデリバリーシステム, バイオマテリアルに関する研究. 高分子学会, 日本 DDS 学会, 日本バイオマテリアル学会, 日本癌学会の会員. 片岡一則 (Kazunori Kataoka) 東京大学大学院工学系研究科マテリアル工学専攻医学系研究科疾患生命工学センター臨床医工学部門教授 ( 併任 ).1979 年, 東京大学大学院工学系研究科博士後期課程修了. 東京女子医科大学医用工学研究施設助手, 助教授, 東京理科大学基礎工学部助教授, 教授を経て,1998 年より東京大学工学系研究科教授.2004 年より医学系研究科教授 ( 併任 ) となり現在に至る. 工学博士. ドラッグデリバリーシステム, バイオマテリアルに関する研究. 高分子学会, 日本 DDS 学会, 日本バイオマテリアル学会, 日本癌学会の会員.

光学

Photodynamic Therapy Combined with Drug-Delivery System and Fiber Optics Technology Yuji MORIMOTO, Nobuhiro NISHIYAMA and Kazunori KATAOKA Photodynamic therapy PDThas already been established as anti-cancer