JP6564769B2 - がん治療において放射線療法と組み合わせて使用するための細胞毒性物質 - Google Patents

Description

本発明は、放射線療法によるがんの治療、好ましくは照射腫瘍組織の治療において、特に、哺乳類の脳又は肺の照射悪性腫瘍組織の治療において用いるための細胞毒性物質を含む製剤に関する。本発明はさらに、該製剤の投与方法、及び該製剤を用いるがんの治療方法に関する。

直接介入のリスクにもかかわらず、未だ、治癒的がん治療の最適な方法は外科手術である。しかしながら、外科手術は、大きくて手術不可能な腫瘍又は複数の小さな腫瘍の場合、特にある種の脳腫瘍及び肺腫瘍の場合には適用できない。従って、再発病を遅らせたり、腫瘍の成長を抑制したりするための、そのような状況に対する一連の標準治療は放射線療法又は化学療法である。

膠芽腫については特に、化学療法とそれに続く放射線療法が、平均生存率を倍にすることが分かった。放射線療法の有益な効果は、腫瘍組織の細胞が、ビームとの相互作用の際、即ち電磁放射又は粒子線の伝搬の方向、即ちビーム軸に在るときに、致死量のエネルギーを吸収するという事実から生じると信じられている。それ故に、放射線療法は、組織の種類（悪性かそうでないか）に関して選択的であるとは言い難い。よって、健康な組織の過度な損傷を避けるために、ビームエネルギーの投与量及び集束が極めて重要である。

従って、精密に的を絞った三次元の原体照射療法が好ましい（Ｃｌａｒｋ ＧＭら、強度変調回転照射法を用いたシングルアイソセンター頭部放射線手術に対する計画品質及び治療計画 Ｐｒａｃｔｉｃａｌ Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｏｎｃｏｌｏｇｙ，２０１２年１０月；２（４）：３０６−３１３や、Ｔｈｏｍａｓ ＥＭら、平坦化フィルターフリー及び強度変調回転照射法デリバリーの治療効率に与える影響 Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ａｐｐｌｉｅｄ Ｃｌｉｎｉｃａｌ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｐｈｙｓｉｃｓ，２０１３年５月６日；１４（３）：４１２６によって示される）。このような利用においては、１００グレイ（Ｇｙ）未満の総放射線量が最適であることが分かった。

近年の研究の進歩は、驚いたことに、シンクロトロン放射光の形での、荷電粒子（例えば、電子、イオン）の高エネルギー減速放射（いわゆる制動放射）を放射線治療に用いることができると提案する。シンクロトロンは、サイクロトロンを起源とする特殊なタイプの円形粒子加速器であり、この中では、ガイディング磁場（粒子を曲げて閉路にする）は時間依存性であり、運動エネルギーの増加する粒子ビームに同期する。シンクロトロンでは、加速中、増加する粒子の相対論的質量の適合は、空間よりむしろ時間における磁場強度の変化によりなされる。光の速度に近くない粒子に対しては、かけられた電磁場の周波数もまた、一定でない循環時間に倣って変化することができる。粒子がエネルギーを得るにつれ、その結果、これらのパラメータを増加させることにより、粒子の循環路を、粒子が加速されるように一定に保つことができる。

シンクロトロン放射光は、高強度及び高輝度で、広い連続スペクトル（マイクロ波から硬Ｘ線；１〜１０^５キロ電子ボルト（ｋｅＶ））をカバーする。この高強度により、約１００Ｇｙから数千グレイの吸収線量が可能となる。このようなビームインパクトは通常、生体内治療には適さない。腫瘍、特に膠芽腫、又は肺の癌腫、特に上皮細胞から生じる癌腫への治療効果は、５０〜６００ｋｅＶのスペクトル領域を利用し、短パルス（１ｓ未満）放射線を低発散でビーム間距離が数百マイクロメートルの、微視的横断面の高度に平行なビームのファン（ｆａｎ）又はアレイへとコリメートする場合に達成され得ることが示された。しかしながら、このような集束マイクロビーム放射では、損傷をうけた細胞の微視的部位が急速に治癒してしまい、これが、このタイプの照射が臓器の腫瘍にも周囲良性組織にも致死効果のない理由であることが分かった。致死効果は、従来のがん治療では通常望まれるものであるが、健康な組織には非致死効果が好ましいであろう。特許文献１は、マイクロビーム放射線治療に代わるものとして非シンクロトロン源の使用を提示するが、この場合もまた、がん治療において有効であるには、非常に高い放射線量が必要であると認めている。

がん治療の選択性を高め、容易に標的にできない小さい組織構造を形成する腫瘍細胞を治療し、必要な放射線照射をさらに減らすことを期待して、化学療法を外科手術及び／又は放射線療法と組み合わせることは既に提案されている。しかし、今までのところ、放射線療法に先立つ製剤原料テモダールの投与のみが期待できる結果を示した。テモダールは中程度の細胞毒性であるが、腫瘍細胞の放射線への感受性を高めるように思われる。しかしながら、放射線療法と化学療法を組み合わせる場合、その送達は膠芽腫の標準的な治療だけに留まる。他の細胞毒性製剤原料の送達が調査されたが、放射線療法と化学療法の共生又は相乗的効果を提供できなかった。

ＵＳ ２０１０／００３２９４１３ Ａ１

本発明の目的は、疾病の治療、特に腫瘍治療における、従来技術の製剤及びその送達方法の上述の欠点を克服することである。

本発明の第１の実施形態によると、哺乳類患者の疾病の治療に用いるための、少なくとも１つの化学療法物質又は細胞毒性物質を含む製剤を提供する。本製剤及びその送達方法は、がん、特に、膠芽腫等の脳腫瘍の治療において特に有利であることが示された。本発明による治療は少なくとも以下の工程を含む：
−組織、好ましくは患者の腫瘍組織に、治療効果のある、実質的に細胞毒性のない放射線量を送る工程であって、ここで前記放射線量は、前記組織の供給部分、好ましくは血管の、少なくとも１つの境界壁構造に、少なくとも１つの微視的損傷部位を生み出すように適合されている工程；及び続いて
−前記化学療法物質又は細胞毒性物質及び／又はその代謝性誘導体が、前記少なくとも１つの微視的損傷部位が内因性組織修復によって実質的に又は完全に治癒される前に、該少なくとも１つの微視的損傷部位に到達するように、前記製剤を患者に投与する工程。言い換えれば、本発明は、治療効果のある放射線量により腫瘍組織の供給部分の境界壁構造において照射される腫瘍組織の治療で用いるための、少なくとも１つの化学療法物質又は細胞毒性物質を含む製剤に関する。

少なくとも１つの境界壁構造における前記少なくとも１つの微視的損傷部位は、放射線の影響を受けた組織中の１又はそれより多い微視的な傷又は欠陥を含む。この損傷領域は、基本的に、放射の目的となる組織に向けられるビーム又はビームの合計の横断面に対応する。細胞損傷の種類は、放射線の種類、量及び時間、並びに細胞の種類に応じて様々であってよい。前記傷又は欠陥には、血管壁の微視的穿孔、内皮細胞壁の欠陥又は穿孔、又は細胞小器官の欠陥等が含まれる。前記放射線量は、制御可能な放射源によって放たれ、治療効果があり、つまり、その状態の医学的治療に関係する。以下の説明に縛られることなく、前記放射線により影響をうける細胞の大多数は、基本的にはなお生きており、この放射線によって直接的には殺されない程度にのみ損傷をうけるようである。前記部位は、化学療法物質及び／又は細胞毒性物質の、治療されるべき組織への透過性が改良されて、該物質が、供給部分（例えば血管）から境界壁を横切って治療されるべき組織へと、より速く及び／又はより簡単に、好ましくは実質的に妨げられずに透過横断（transpermeate）及び／又は拡散及び／又は溢出できる程度に損傷をうける。

化学療法物質又は細胞毒性物質は、例えば、カルボプラチン、オキサリプラチン又はシスプラチンの群から選択される白金含有抗ガン剤等の貴金属錯体であってもよい。前記物質はまた、好ましくはコロイド懸濁液中の、貴金属塩及び／またはシングルナノ粒子の形での貴金属ナノ粒子、例えば金又は銀のナノ粒子であってもよい。他の代替物は、オキサリプラチン、ピコプラチン、サトラプラチン等のさらなる第二世代の化合物である。

本発明は、好ましくは、中程度の細胞毒性物質を含む製剤を投与することによって実施される。有利には、該製剤は、例えばアルキル化剤ダカルバジンの誘導体、好ましくはアルキル化剤ダカルバジンのイミダゾテトラジン誘導体又はプロカルバジン（Ｎａｔｕｌａｎ（登録商標））等の抗腫瘍性アルキル化剤を含む。１つの特に好ましい実施形態による製剤は、テモゾロミドを含む。さらに、特にニムスチン（ＡＣＮＵ）、カルムスチン（carbomustine）（ＢＣＮＵ）、ロムスチン（ＣＣＮＵ）及びフォテムスチン（Ｍｕｐｈｏｒａｎ（登録商標））の群から選択される、１又はそれより多いＮ−ニトロソ化合物を含む製剤も同様に非常に好ましい。

前記放射線量が、組織の供給部分の少なくとも１つの境界壁構造に微視的に損傷をうけた部位を生み出すように適合される、微視的横断面の複数のビームを含むと、特に有利である。前記放射線は、好ましくは複数のビームを含み、ビームの横断面が、組織内部又は組織表面上の少なくとも１つの仮想平面で少なくとも１つのファン又はアレイを形成し、前記横断面のそれぞれが前記平面上で互いから離れている。

マイクロビーム横断面は、任意の形状、例えば楕円形又は正方形様の形状であってよい。好ましくは、円形又は矩形、即ちスリット状の形状である。スリット状の横断面をもつビームの場合、損傷をうけた領域は、スライスした又は刻んだパターンを示すのに対して、ほぼ円形の横断面をもつビームの場合、損傷をうけた領域はむしろ穴が開いたように見える。

本願の目的のために単マイクロビームの「開口幅」と呼ぶ、単マイクロビームの横断面の特徴的な幅は、好ましくは、１０〜１００マイクロメートルの範囲、より好ましくは２０〜５０マイクロメートル、最も好ましくは約２５マイクロメートルにある。

本発明の好ましい実施形態によると、マイクロビームの平行軸が１００〜４００マイクロメートル、好ましくは１５０〜２５０マイクロメートル、より好ましくは１９０〜２１０マイクロメートルの距離（ビーム間距離）だけ離れているとき、選択性の高い照射方法が得られる。

前記放射線を、シンクロトロン放射源によって提供する場合、特に良好な結果を得ることができる。このような場合、前記１又はそれより多いマイクロビームは、好ましくは、当業者に公知の屈折、フィルタリング及びコリメートによってシンクロトロンパルス放射光から生じる。同様の良好な結果は、前記放射線をＸ線レーザー放射源によって提供する場合に得ることができる。このような場合、最も好ましくは、自由電子レーザー（ＦＥＬ）を用い、これは、シンクロトロンと同様、磁気構造物を通って自由に動く相対論的速度の電子によって放たれる制動放射のスペクトルを提供する。このような場合もまた、前記１又はそれより多いマイクロビームは、好ましくは、当業者に公知の屈折、フィルタリング及びコリメートによってＦＥＬから生じる。

本発明による方法は、微視的横断面を有する少なくとも１つのビーム、すなわちマイクロビームを、腫瘍の血管系、すなわち腫瘍組織の供給部分に集束することにより、放射線治療のより高い選択性を提供する。前記少なくとも１つのビームの軸を空間的に平行にシフトさせることによって、又は、空間的に固定された軸を有するアレイ状の又は多数のマイクロビームを当てることによって、内皮細胞壁内部に多数の微視的な傷が生じる。これらの損傷部位は、損傷をうけた部位が治癒されないままである限り、壁の透過横断性（transpermeability）を高める。

前記物質の局所的効果は、放射線量を送った後、患者に該物質を含む製剤を投与することによって、好ましくは局所的静脈内投与により、最適化される。しかしながら、経口投与又は他の投与方法も可能である。

放射線治療及び薬剤送達の特に有利な相乗的結合を得るために、マイクロビームのアレイによって照射された直後、そして腫瘍組織の供給部分の壁構造の微視的損傷が完全に治癒される時点の前に、患者に製剤を投与する。より好ましくは、放射線が少なくとも１つの微視的損傷部位の形成を引き起こした後、４０〜３００分の間、さらにより好ましくは４５〜１５０分の間に投与する。

投与方法及び時間は、治療される疾病及び含まれる物質により変えることができ、製剤に含まれる物質の速度論（物質がそのターゲットに辿り着くまでの時間）に依存する。決定的要素は、細胞毒性物質及び／又は化学療法物質が、損傷が実質的に又は完全に治癒される前に、損傷の場所（ｓｉｔｅ）に届くことである。言い換えれば、放射線量の送出後投与される薬剤は、前記少なくとも１つの微視的損傷部位がまだ存在し（例えば、マイクロビームによって生じた穴がまだ開いている間に）、従って物質が透過することのできる時間ウィンドウ中に、欠陥に到達しなければならない。修復は通常、照射後約３０分から４時間で始まる。

準同時の「穿孔」、すなわち、前記少なくとも１つの又は多数の損傷部位を引き起こすのに必要な時間が、その治癒の期間より少なくとも一桁短いことにより、少なくとも１つの細胞毒性物質及び／又は化学治療物質を運ぶ製剤が、微視的損傷部位の形をした損傷の場所に届き、細胞致死量の前記少なくとも１つの化学治療物質又は細胞毒性物質が、病変組織の供給部分から供給される部分へと、主に、前記組織の供給部分の境界壁構造に形成された前記少なくとも１つの微視的欠陥を通って拡散することにより透過横断する、化学治療時間ウィンドウが形成される。

高い選択性、及び、欠陥治癒の時間と損傷部位を引き起こすのに必要な時間の比率を高くするために、マイクロビームの合計による総ビーム露光は、好ましくは３０秒未満、より好ましくは３秒未満、最も好ましくは１秒未満である。

さらに、放射線量の送出における単マイクロビームパルスは、有利には、１秒未満の幅を有する。

特に有利な効果は、好ましくは低発散の、微視的横断面の高度に平行なビームのアレイにコリメートされたパルス放射線を患者に送ることによって達成され得る。放射時のターゲット組織への集束は、いわゆる「強度変調照射（ｉｎｔｅｎｓｉｔｙ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ）」、「強度変調回転照射（ｖｏｌｕｍｅｔｒｉｃ ｍｏｄｕｌａｔｅｄ ａｒｃ）」、「ラピッド・アーク（ｒａｐｉｄ ａｒｃ）」、又は、組織を、例えば異なる方向から照射することにより異方性放射強度場を送出する光ビームによって照射する「クロスファイアリング（ｃｒｏｓｓ−ｆｉｒｉｎｇ）」によって最適化することができる。

この点において、従来の治療装置も、特にＸ線コンピュータ断層（ＣＴ）スキャナと組み合わせて、又は磁気共鳴映像（ＭＲＩ）スキャナでアシストする場合、本発明を実施するのに用いることができる。しかしながら、本発明のさらなる好ましい実施形態によるマイクロビームの合計によって送られる全エネルギーは、好ましくは、１００〜４０００グレイ、好ましくは１５０〜２０００グレイ、より好ましくは１９０〜３１０グレイの区間に対応する。

照射方法の高い選択性は、好ましくは、３３〜６００ｋｅＶ、より好ましくは５０〜３５０ｋｅＶのビーム放射のスペクトル領域を使用することにより増加する。

さらに、本発明は、好ましくは、１０〜１００マイクロメートル、より好ましくは２０〜５０マイクロメートル、最も好ましくは２５マイクロメートルのビーム開口幅で実施される。

本発明は、放射線療法と化学療法薬剤送達の共生的又は相乗的な組み合わせを提案する。従来の放射線療法に反して、使用する放射線は、本質的には細胞毒性的に働かない、言い換えると、本質的には病変組織又は腫瘍組織に増殖抑制効果を持たない。本発明により用いられる放射線は、境界の即ち周囲の腫瘍組織が、直接的に「殺される」のではなく、適用される化学物質（化合物）に、より接近しやすくなるように、血管壁に一時的な損傷部位を作り出す。これにより、放射線自体は、本質的に、病変組織又は腫瘍組織に致死効果を持たないが、境界の血管壁の透過性を高め、化学療法物質又は細胞毒性物質が、損傷部位を通って壁を越えて供給される組織に「拡散」し、そこでその細胞毒性効果を展開できるようにする。本発明の効果は、数百、数千グレイ（クロスファイアモードでは倍）の量でこれまで使用された放射線とは違って、今まで疾病治療に用いられたマイクロビーム放射線治療（ＭＲＴ）より概ね約１０〜５０倍低い放射線量を用いて良好な結果を得ることができる点が驚きである。標準的なＭＲＴ治療法より低い量で集中離散的な放射線を用いる、ＭＲＴのこの特殊な形と、化学療法物質の投与とを組み合わせることによって、腫瘍退縮に関して驚くほど良好な結果を達成した。特に、本発明による放射線量を投与する前に、従来の放射線治療で短期間腫瘍組織を前治療する場合、驚くほど良好な結果を得た。

マイクロビームのスペクトル領域及び強度は、照射される特定の腫瘍組織に対し選択してよく、従って、他のタイプの放射線又は他の放射線源を用いてよく、例えば、紫外線、可視光線及び赤外線の高度に平行にコリメートされる光源、例えば、レーザー、又は、アルファ、ベータ、重陽子、陽子及び重イオン等の粒子ビームを用いてよい。従って、前記少なくとも１つの（マイクロ）ビームは、粒子ビーム、又は、紫外線及び／又は可視光線及び／赤外線又はこれらの組み合わせのスペクトル領域を有する光ビームであってよい。Ｘ線のスペクトル領域をもつ光の場合、前記少なくとも１つのビームの放射源は、Ｘ線エミッタであってよく、好ましくはマグネトロン、Ｘ線管又はＸ線レーザーであってよい。放射線量はまた、異なる光ビームタイプの組み合わせを含んでよい。

パルス領域（ｐｕｌｓｉｎｇ ｒｅｇｉｍｅ）、一般的にマイクロビーム横断面の特徴的な大きさ及び形状を意味するビーム開口幅、並びにビームアレイのパターン、即ちアレイ中のマイクロビームの数とその間隔、及びビーム軸間の距離も、本発明に従って、治療期間ウィンドウの発生を満たすような、病変組織に特有の又は腫瘍組織に特有の選択的照射方法を得るように考案されるものとする。

本発明の製剤及びその送達方法は、広範囲の治療で用いることができる。この送達システムの使用は、がん治療に限るものではなく、他の疾病の治療にも用いることができる。この方法により、抗体、ベクター、金又は他の金属粒子等のナノ粒子、又は徐放性ペレットとビット（ｂｉｔｓ）もまた、特異的に局所化された照射により損傷を受ける部位を通っての薬物溢出のために用意された体内の特定の場所に運ぶことができる。

本発明のさらなる実施形態は、従属請求項に記載する。

本発明の好ましい実施形態を、図を参照して以下に説明するが、これらは、本発明の現在の好ましい実施形態を説明するためのものであって、本発明を限定するためのものではない。
図１ａは、マイクロビームがスリット状の横断面を有する、本発明の第１の実施形態によるマイクロビームアレイ照射方法のための可能な装置構成の概略を示す。図１ｂは、図１ａに示した第１の実施形態による腫瘍組織の供給部分の壁構造における、マイクロビーム照射によって生じる微視的損傷部位の、スライスした又は刻んだパターンの発生を図示する。 図２ａは、マイクロビームがむしろ円形の微視的横断面を有する、本発明の第２の実施形態に従ったマイクロビームアレイ照射方法のための可能な装置構成の概略を示す。図２ｂは、図２ａに表した第２の実施形態による腫瘍組織の供給部分の壁構造における、マイクロビーム照射によって生じる微視的損傷部位の、穴の開いたパターンの発生を図示する。 図３は、腫瘍の供給部分の血管壁構造をシミュレートするためのモデル組織として、照射された正常なトリの絨毛尿膜（ＣＡＭ）の透過性の増加を示す（緑色蛍光マーカであるＦＩＴＣ−ｄｅｘｔｒａｎ ＭＷ ２，０００，０００、ＬＥＩＴＺ ＤＭＲＢＥｍｉｃｒｏｓｃｏｐｅを用いる）。 図４は、照射後の経時的な血管透過性の略図を示す。 図５は、膠芽腫のＵ−８７ ＭＧ マウスモデルにおける血管透過性を示し、ＭＲ処置したサンプルと対照群との、ＣＤ−３１又はＦＩＴＣ−ｄｅｘｔｒａｎそれぞれの溢出の程度の比較を示す。 図６は、膠芽腫のＵ−８７ ＭＧ マウスモデルにおける血管透過性を示し、マイクロビーム照射処置した（ＭＲＴ）サンプルと対照群との透過性指標（割合）の図的比較を示す。 図７は、膠芽腫のＵ−８７ ＭＧ マウスモデルにおける血管透過性を示し、対照群に対し、治療した腫瘍の腫瘍血管超微細構造を示す（透過電子顕微鏡法、ＣＭ １２）。 図８ａは、異なる治療をした動物（Ｂａｌｂ／ｃのヌードマウスへの、Ｕ−８７ ＭＧ ヒト膠芽腫キセノグラフ）間の図的比較を表し、シスプラチンでの単一の化学療法治療後、照射のみでの治療後、本発明の好ましい実施形態の、照射による治療に続いてシスプラチンでの治療後、及び対照群に対するものである。図８ｂは、腫瘍（Ｂａｌｂ／ｃのヌードマウスへの、Ｕ−８７ ＭＧ ヒト膠芽腫キセノグラフ）の磁気スピン共鳴画像であって、シスプラチンでの単一の化学療法治療後；照射のみでの治療後、本発明の好ましい実施形態の、照射に続いてシスプラチンを投与したもの、及び対照群の画像を示す。

照射処置に用いられる一次ビーム源は、高い要求線量を提供できなければならない。よって、合衆国にある国立シンクロトロン光源研究所（ＮＳＬＳ）、フランス、グルノーブルにある欧州シンクロトロン放射光施設（ＥＳＲＦ）、及び、http://www.lightsources.org/regionsに公開されるリストの他のもの等のシンクロトロン放射源が好ましい。別の源は、自由電子レーザー、特にＸ線レーザーから放たれる放射であり、例えば、ドイツ、ハンブルクにあるドイツ電子シンクロトロン研究所、ＤＥＳＹのＸＦＥＬ、又はスイス、フィリゲンにあるポール・シェラー研究所のＳｗｉｓｓＦＥＬ、又は、http://sbfel3.ucsb.edu/www/vl_fel.html.に公開されるリストの他のもの等である。しかし、従来の放射線治療装置と類似のよりコンパクトな機器が有利であろうから、例えば米国特許出願ＵＳ２０１０３２９４１３ Ａ１で提案されたマイクロビーム放射線（ＭＲ）システムにおけるもの等の、制動放射、つまり粒子減速又は直接粒子線源から生じる放射も、本発明の実現には適している。

図１ａには、本発明の好ましい実施形態によるマイクロビーム放射線（ＭＲ）処置のための典型的な装置構成が示される。一次ビーム１は、生物組織、例えば治療される腫瘍組織４の方向へと偏向される。コリメート装置２によって、平行なビーム軸を有するマイクロビームの束３が発生し、ここでビームはスリット状の横断面を示す。このようにして、マイクロビーム横断面は、組織を通り抜ける又は組織表面上の断平面として構成される少なくとも１つの仮想平面８に、ファン状アレイ９を形成する。前記横断面は互いに離れている。図１ａに示されるように、横断面はファン状アレイ９において等間隔にあることが好ましい。図１ａに示した装置構成により、アレイ９は組織５の供給部分の壁構造上に集束される。壁構造５は、腫瘍組織４の供給部分６を、腫瘍組織４の供給される部分７から分離する。

壁構造５とマイクロビーム束３のアレイ９との相互作用により、組織４の供給部分６から供給される部分７への壁の透過性が高まるように、微視的損傷部位が壁に形成される。

図２ａには、本発明の第２の好ましい実施形態によるマイクロビーム放射線（ＭＲ）処置のための別の典型的な装置構成を示す。ここでもまた、一次ビーム１は、治療される腫瘍組織４の方向へと偏向される。この場合、コリメート装置２’によって、平行なビーム軸を示すマイクロビームの束３’が発生される。このようにして、マイクロビーム横断面が、前記少なくとも１つの仮想平面８においてアレイ９’を形成する。ここでは、ビーム横断面は、平面８の２つの次元で互いに離れている。この場合もまた、アレイ９’において横断面は等間隔であり、アレイ９’は組織の供給部分の壁構造５上に集束されるのが好ましい。この場合もまた、組織４の供給部分６から供給される部分７への壁の透過性を高める、微視的損傷部位が壁に形成される。図１ａ及び１ｂによる第１の実施形態とは違って、本発明の図２ａ、２ｂによる第２の好ましい実施形態は、コリメートされたマイクロビーム３’が壁構造５を切り刻むというよりは穴を開ける照射処置につながる。

切り刻む（第１の好ましい実施形態によるマイクロビームのファン状アレイ９による）マイクロビーム照射又はむしろ穴を開ける（第２の実施形態によるアレイ９’による）マイクロビーム照射の選択は、組織４への透過の深さ及び／又は幅を制御又は変化させるために用いてもよい。損傷部位１０及び１０’の発生を、図１ｂ及び２ｂにそれぞれ図示する。従って、ＭＲ処置に続いて、及び、腫瘍組織の供給部分の壁構造５中の微視的損傷部位１０，１０’が完全に治癒する前に、細胞毒性物質１１を運ぶ製剤を供給部分６に投与する。この製剤は、好ましくは、当業者が周知のように、従来通り、通常パイロジェンフリーの無菌食塩水中に、通常静脈注射用に作製される。

この製剤が投与されると、致死量の細胞毒性物質１１が、供給部分６から微視的損傷部位１０，１０’を通って、毒を入れられるべき組織４の供給される部分７へと透過横断する。

実施例１
ニワトリしょう尿膜（ＣＡＭ）を欧州シンクロトロン放射光施設（ＥＳＲＦ）の生物医学ビームラインで照射した。ここで、「ＩＤ１７」ウィグラー源は３３ｋｅＶに臨界エネルギーを有し、全スペクトルは３５０ｋｅＶ超まで広がる。８０グレイ／秒／ｍＡまでの非常に高い線量率を達成するには、白色ビームフィルタースペクトルが必要である。１．５ｍｍカーボン、１．５ｍｍアルミニウム及び１ｍｍ銅のフィルタリングにより、大凡５０ｋｅＶ以下のシンクロトロン放射光の低エネルギースペクトルをカットすることができる。ウィグラー源は、蓄積リングから３４ｍの距離で、幅約２０ｍｍ高さ約０．５ｍｍまでの一次ビームを提供する。半値全幅サイズのビームに対し中心間距離２００マイクロメートルで、開口幅２５マイクロメートルのマイクロビームを、Ａｒｃｈｅｒ可変マルチスリットコリメータを用いて製造し、１６ｍｍのアルミニウムを通った後、約４０グレイ／秒／ｍＡの通常の線量率で数百グレイの範囲のピーク入射線量値を供給した。５０マイクロビームの約１０ｍｍ×１０ｍｍ幅のファン状バンドル又はアレイを、ペトリ皿内のＣＡＭを照射するために当て、ペトリ皿の底から上に１ｍｍから始めて１ｃｍを超えて垂直にスキャンし、ＣＡＭ全体の高さを超えて広げた。従って、ペトリ皿への入口での表面線量は１００グレイで、これは１マイクロビームに対し約２グレイの放射線量になる。ガフクロミックのラジオクロミックフィルム型ＨＤ−８ＩＤ（ＩＳＰ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｗａｙｎｅ、ニュージャージー、０７４７０、米国）を、１秒間の照射に先だって、ＣＡＭの表面の上側に置いた。

治療される組織の供給部分の壁構造に対する生体モデルである膜に生じた、血管透過性の上昇を、図３に図示する。

図３は、ＭＲ処置及び血管内皮（細胞）増殖因子（ＶＥＧＦ）、つまり新しい血管を作る即ち血管形成のための刺激細胞での処置後４５分の透過性を示す。図４は、ＭＲ処置後１５分から２４０分の期間において血管透過性は増えるが、ＭＲ処置が血管損傷部位の形成を開始した後４０〜１５０分の間に透過性が劇的に増加していることを示す。これは、図３ａ及び３ｂに明示される。図３ａでは、ラジオクロミックフィルムによって示されるように、フルオレセイン−イソチオシアネート（ＦＩＴＣ）−デキストランの溢出が、マイクロビームアレイによって照射された領域に、緑色の蛍光ハローをもたらす。しかしながら、図３ｂに示されるように、特徴径１００ナノメートルのローダミンビーズは周囲組織に拡散せず、マイクロビーム伝搬ラインに沿って赤色の蛍光ドットとして付けられて残る。

図３ｄ及び３ｅは、それぞれ、図３ｃに示した領域の左部分と右部分のより高い倍率での顕微鏡写真である。図３ｃ及び３ｄは、ＶＥＧＦで処置したサーマノックス（Ｔｈｅｒｍａｎｏｘ）カバースリップを当てた側（図３ｃ−ｄの左側に星印で示す）において、ＦＩＴＣ−デキストラン溢出によって示されるように（いくつかを図３ｃ及び３ｄ中矢印で示した）、血管透過性がより速く、すなわちＭＲ処置後２０〜２５分で既に増加することを示す。一方、ＶＥＧＦ処置なしのゾーン（図３ｃの右部分と、図３ｅのその高倍率バージョンに表す）では、血管透過性のさらなる増加は検知されなかった。

さらに、対照腫瘍には、溢出を可能にしただろう照射欠陥が存在しなかったので、緑色蛍光のＦＩＴＣ−デキストラン２’０００’０００化合物の溢出は見られなかった（図５ａ及び５ｂ参照）が、ＭＲ処置ゾーンでは（図５ｃ及び５ｄ参照）、微視的損傷部位を通るそのような溢出のために、緑色蛍光のくっきりとしたハローが見える。ここで、血小板内皮細胞接着分子−１（ＣＤ−３１）で染色した、ＭＲ処置された腫瘍組織（図５ｃ）と対照血管（図５ａ）は、赤色蛍光であり、図５ｂの血管内ＦＩＴＣ−デキストランと図５ｄの溢出したＦＩＴＣ−デキストランは緑色（図５ｄ及び５ｂ）である。

さらに、図６は、対照腫瘍とＭＲ処置された腫瘍の血管透過性を、血管面積当たりの溢出したＦＩＴＣ−デキストラン蛍光面積の割合として定量化したものである。

図７は、腫瘍血管超微細構造を示す（透過型電子顕微鏡 ＣＭ １２）。これは、対照組織の平常形態（図７ａ）と、ＦＩＴＣ−デキストランの溢出のない（腔内の黒いドット、矢印で示す）、選択された領域の倍率を上げたもの（図７ｂ）を明らかにする。反対に、治療した腫瘍（図７ｃ）と、選択した領域の倍率を上げたもの（図７ｄ）では、蛍光プローブの溢出が、血管外空間に黒ドット（矢印）として観察された。ここで、「Ｅ」の印は、異なるサイズの複数の空胞（星印で示す）を含む破壊された内皮を表し、「Ｅｒ」の印は、赤血球の存在を示す。

本方法の効率は、図８ａの腫瘍体積と、図８ｂの腫瘍の磁気スピン共鳴画像を比較すると最も明白である。ＭＲ処置後シスプラチン（Ｃｉｓ）を投与することにより治療した二重の治療（ＤＴ）群（各群の一番右寄りの縦棒）では、血管透過性が高まった化学療法ウィンドウを用いると（図４と比べて）、腫瘍サイズが、治療後漸進的且つ大幅な減少を示した。対照腫瘍（Ｃｏ）の制御されない増殖に加えて（２４日までの各群の一番左寄りの縦棒、塗りつぶされていない縦棒）、シスプラチンのみ（Ｃｉｓ）（２４日までの各群の左から２番目の縦棒、２７日及び３１日では一番左寄りの縦棒）か、あるいはＭＲ処置による照射のみ（ＩＲＲ）（２４日までの各群の右から２番目の縦棒、２７日及び３１日では真ん中の縦棒）かの単独の治療工程は、サイズが徐々に増加することを示した。従って、治療後ゼロから２７日の解剖学的ＭＲイメージングは、他の実験群と比べたとき、本発明の本方法による共生治療を受けた腫瘍の大きさの大幅な減少を示した。

実施例２：
本実施例では、ＣＡＭを、ＥＳＲＦの生物医学ビームラインで照射した。マイクロビームの発生及び作製は、基本的に、各マイクロビームがほぼ円形の横断面を有する第２の好ましい実施形態により、実施例１に記載の方法と同じ方法で行った。しかしながら、ここでの違いは、マルチスリットコリメータの後方に、第２のコリメータ（Ａｒｃｈｅｒ可変マルチスリットコリメータ等）を、第１のコリメータによって形成されるマイクロビームの第１のアレイの経路へと置いたことである。付け加えたコリメータのスリットは、第１のコリメータを出るマイクロビームを、開口幅及び高さともに２５マイクロメートル、半値全幅サイズのビームに対し中心間距離２００マイクロメートルの５０×５０のビームアレイに切り刻むように９０度回転させた。

５０×５０のマイクロビームの約１０ｍｍ×１０ｍｍ幅アレイを、ペトリ皿内のＣＡＭを照射するために当てた。ガフクロミックのラジオクロミックフィルム型ＨＤ−８ＩＤ（ＩＳＰ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、Ｗａｙｎｅ、ニュージャージー、０７４７０、米国）を、１秒間の照射に先だって、ＣＡＭの表面の上側に置いた。第１のファン状アレイのマイクロビームを５０×５０のビームアレイに切り刻むことにより、ペトリ皿への入口でのおおよその表面線量は１２〜２５グレイであった。これは約０．２５〜０．５２グレイの単マイクロビーム線量となる。

結果として、血管透過性の増加の程度は、実施例１に対する図３に示したものと同様である。しかし、実施例２では、照射はむしろ組織に穴を開ける。従って、照射された組織の暴露の程度は、壊滅度がさらに低く、かなり狭い化学療法ウィンドウをもたらす（図４に比較して）。照射後３０分から１時間以内にシスプラチン（Ｃｉｓ）を投与すると、膠芽腫の腫瘍サイズは治療後段階的且つ著しい減少を示す。

さらに、本実施例は、肺腫瘍が上皮細胞から生じる最も一般的な癌腫であり、膠芽腫の場合のように、内皮細胞成長への依存度が小さいので、ビームのアレイによる照射の第２の好ましい実施例が、肺組織腫瘍の治療にとって特に有利であることを示す。従って、肺腫瘍の治療での、とくにクロスファイアリングによる、壊滅度がより小さいが貫通する穿孔は、好ましい治療方法をもたらす。

実施例３：
第３の好ましい実施形態により、組織を従来の放射線治療装置（例えば、線量率及びガントリスピードを変えられるようにするために動的多分割(多段)絞りを用いたＶＡＲＩＡＮによるＲａｐｉｄ Ａｒｃ）によって照射した後にのみ、ＣＡＭをＥＳＲＦの生物医学ビームラインで照射した。組織にフィルター放射で４グレイからフィルターなし放射で２０グレイをもたらす、２〜１０分間の６ＭｅＶ〜１０ＭｅＶの照射の均一な供給は、完全に無傷だが「冬眠する」組織を誘導するようにみえる。言い換えると、血管内皮（細胞）増殖に対する能力が大幅に低減される。その後、実施例１によるファン状アレイのマイクロビームか、実施例２のマイクロビームアレイを用いて冬眠する組織を照射すると、ＣＡＭの場合、増加する血管透過性のウィンドウが広がる。

実施例４：
肺がんのマウスモデルの悪性肺組織への本発明の効果を調べるためにも、実施例１の実験装置構成と方法を適用した。この場合、腫瘍増殖は主に上皮細胞から生じる。適用した組み合わせ治療は、驚いたことに肺線維症を起こすことなく、腫瘍増殖を大幅に低減し、動物の生存率を延ばした。これは他のタイプの治療と比較して独特の結果である。

本発明の方法及び上述の好ましい実施例での前記物質の使用は、腫瘍組織のより効果的な治療をもたらす。投与方法は、例えば、脳腫瘍や肺腫瘍等を有するヒトのがん治療で用いることができ、術中放射線治療においてでさえ可能である。本発明による物質及びその投与方法は、動物モデルでのがん研究に対して用いることができると想定することもできる。用途の広い製剤原料の送達方法を、ナノ粒子、好ましくは貴金属粒子、例えば金ナノ粒子や、中程度毒性化学療法物質並びに抗体及びベクター等の様々な化合物を用いることによる、例えば、様々な臓器の様々な病理過程の治療、例えば、脳の腫瘍、特に膠芽腫の、肺の、又は脊髄の腫瘍の治療に適用することができるであろう。

１ 一次ビーム
２，２’ コリメート装置
３，３’ マイクロビームの束
４ 腫瘍組織
５ 壁構造
６ ４の供給部分
７ ４の供給される部分
８ 仮想平面
９，９’ ３又は３’それぞれのアレイ
１０，１０’ 照射によって生じる（微視的）損傷部位、欠陥
１１ 細胞毒性物質を運ぶ製剤

Claims (26)

1. ヒト又は哺乳動物の患者のがんの治療で用いるための、少なくとも１つの化学療法物質又は細胞毒性物質を含む製剤であって、前記治療が、少なくとも以下の工程を含むことを特徴とする製剤：
   −前記患者の腫瘍組織に、実質的に細胞毒性のない放射線量を送る工程であって、前記放射線量は、シンクロトロン放射源によって提供され、前記放射線量が、微視的横断面の高度に平行なビームのアレイにコリメートされた短パルス放射線を含み、前記放射線量の送出におけるマイクロビームの合計によって送られる総エネルギーが、１００〜４０００グレイの区間に対応し、前記放射線量は、前記腫瘍組織の供給部分の少なくとも１つの境界壁構造に、傷を含む少なくとも１つの微視的損傷部位を生み出すように適合されており、前記供給部分は血管である工程；
   −前記放射線量を送った後、前記化学療法物質又は細胞毒性物質及び／又はその代謝性誘導体が、前記少なくとも１つの微視的損傷部位が内因性組織修復によって完全に治癒される前に前記少なくとも１つの微視的損傷部位に達するように、前記製剤を患者に投与する工程。
2. ヒト又は哺乳動物の患者の脳腫瘍又は肺腫瘍の治療に用いるための、請求項１に記載の製剤。
3. 膠芽腫の治療に用いるための、請求項２に記載の製剤。
4. 前記化学療法物質又は細胞毒性物質が、白金含有抗ガン剤であることを特徴とする、請求項１〜３のいずれかに記載の製剤。
5. 前記化学療法物質又は細胞毒性物質が、カルボプラチン、オキサリプラチン又はシスプラチンの群から選択されることを特徴とする、請求項４に記載の製剤。
6. 抗腫瘍性アルキル化剤を含むことを特徴とする、請求項１に記載の製剤。
7. 前記化学療法物質又は細胞毒性物質が、テモゾロミドを含む又はテモゾロミドであることを特徴とする、請求項１に記載の製剤。
8. 前記放射線量が、前記組織の前記供給部分の前記少なくとも１つの境界壁構造に微視的損傷部位を生み出すように適合される、微視的横断面の複数のビームを含み、
   前記ビームの横断面が、前記組織内部又は前記組織表面上の少なくとも１つの仮想平面に少なくとも１つのアレイ又はファンを形成し、前記横断面のそれぞれが前記平面上で互いから離れていることを特徴とする、請求項１〜７のいずれかに記載の製剤。
9. 前記放射線量は、少なくとも１つの粒子ビーム、及び／又は、少なくとも１つの光ビームを含むことを特徴とする、請求項１〜８のいずれかに記載の製剤。
10. 前記放射線量は、少なくとも１つの粒子ビーム、及び／又は、Ｘ線、紫外線及び／又は可視光線及び／又は赤外線、又はその組み合わせのスペクトル領域を有する、少なくとも１つの光ビームを含むことを特徴とする、請求項１〜９のいずれかに記載の製剤。
11. 投与後、前記投与された化学療法物質又は細胞毒性物質が、前記組織の前記供給部分から前記組織の供給される部分へと、前記組織の境界壁構造に形成される前記少なくとも１つの微視的損傷部位を介して拡散することにより、前記組織の前記供給される部分へと透過横断することを特徴とする、請求項１〜１０のいずれかに記載の製剤。
12. 静脈内投与によりヒト又は哺乳動物の患者に投与されることを特徴とする、請求項１〜１１のいずれかに記載の製剤。
13. 放射後４０〜３００分の間に、ヒト又は哺乳動物の患者に投与されることを特徴とする、請求項１〜１２のいずれかに記載の製剤。
14. 前記放射線量の送出中、マイクロビームの合計による総ビーム暴露が、３０秒未満であることを特徴とする、請求項１〜１３のいずれかに記載の製剤。
15. 前記放射線量の送出における単マイクロビームパルスが、１秒未満の幅を有することを特徴とする、請求項８に記載の製剤。
16. 前記放射線量の送出におけるマイクロビームの合計によって送られる総エネルギーが、１５０〜２０００グレイの区間に対応することを特徴とする、請求項１５に記載の製剤。
17. 前記放射線量の送出におけるマイクロビームの合計によって送られる総エネルギーが、１９０〜３１０グレイの区間に対応することを特徴とする、請求項１５に記載の製剤。
18. 前記放射線量の送出において、前記マイクロビームは、１００〜４００マイクロメートルのビーム間距離だけ間隔のあいた平行な軸を有することを特徴とする、請求項８〜１７のいずれかに記載の製剤。
19. 前記放射線量の送出において、前記マイクロビームは、１５０〜２５０マイクロメートルのビーム間距離だけ間隔のあいた平行な軸を有することを特徴とする、請求項１８に記載の製剤。
20. 前記放射線量の送出において、３３〜６００ｋｅＶのスペクトル領域が用いられることを特徴とする、請求項１〜１９のいずれかに記載の製剤。
21. 前記放射線量の送出において、単マイクロビームの開口幅が、１０〜１００マイクロメートルの範囲にあることを特徴とする、請求項８〜２０のいずれかに記載の製剤。
22. シンクロトロン放射源によって提供された治療効果のある放射線量であって、前記放射線量が、微視的横断面の高度に平行なビームのアレイにコリメートされた短パルス放射線を含み、前記放射線量の送出におけるマイクロビームの合計によって送られる総エネルギーが、１００〜４０００グレイの区間に対応し、前記放射線量により腫瘍組織の供給部分の境界壁構造において照射されたヒト又は哺乳動物の患者の腫瘍組織の治療に用いるための、少なくとも１つの化学療法物質又は細胞毒性物質を含む製剤。
23. 前記照射された腫瘍組織が、実質的に細胞毒性のない放射線量を送ることによって生じた前記腫瘍組織の血管の少なくとも１つの境界壁構造内の、傷を含む少なくとも１つの微視的損傷部位を含み、該少なくとも１つの微視的損傷部位が治療時に内因的組織修復によってまだ完全には治癒されていないことを特徴とする、ヒト又は哺乳動物の患者の照射腫瘍組織の治療に用いるための、請求項２２に記載の製剤。
24. 脳腫瘍又は肺腫瘍の、照射腫瘍組織の治療に用いるための請求項２２に記載の製剤。
25. 膠芽腫の照射腫瘍組織の治療に用いるための請求項２４に記載の製剤。
26. 前記照射された腫瘍組織が、シンクロトロン放射源によって提供された放射線量によってもたらされ、前記放射線量が、微視的横断面の複数のビームを含み、前記ビームの横断面が、前記組織内部又は前記組織表面上の少なくとも１つの仮想平面に少なくとも１つのアレイ又はファンを形成し、前記横断面のそれぞれが前記平面上で互いから離れている、照射腫瘍組織の治療に用いるための請求項２２〜２５のいずれかに記載の製剤。