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錠剤の構造制御 - 神戸学院大学
錠剤の処方 成 成分 アドバンス１ 錠剤の構造制御 一錠当たりの 錠 重量 (mg) 含有率 含有 (%) 働き ビタミンB1 1 0.45 主薬 ビタミンB2 1 0 45 0.45 主薬 150 68.2 賦形剤 55 25.0 崩壊剤 HPC 6 27 2.7 結合剤 タルク 6 2.7 流動化剤 ステアリン酸 マグネシウム 1 0.45 滑沢剤 220 100.0 乳糖 でんぷん 計 A1-1 A1-2 錠剤の構造制御 Percolation theoryy 20% 30% 40% 50% 賦形剤 崩壊剤 25％ 滑沢剤 0.45％ 薬物 結合剤 2.7％ 2 7％ 60% Spanning cluster A1-3 Lattice type Pc Honeycomb 0.696 Square 0.593 Triangular 0.500 A1-4 (a 1 ) (a 2 ) 上段を上から見た図 (a 3 ) (b 1 ) 上段を上から見た図 (b 2 ) (b 3 ) 上段を上から見た図 Pc 0.312 0.245 0 198 0.198 図１０ 等大球粒子の規則配列の例 A1-5 A1-6 RACTAB技術 速崩壊性微粒子 沖本和人，製剤機械技術学会誌，20(4), 390 (2011) A1-7 機能性薬物粒子 A1-8 ナノテクノロジ ナノテクノロジー 出典: フリー百科事典『ウィキペディア（Wikipedia）』 ナノテクノロジー (nanotechnology) は、物質をナノメートル (nm、1 nm = 10-9m)の領域にお いて、自在に制御する技術のことである。ナノテクと略される。物質を原子レベルの大きさで 制御しデバイ として使うという考えは リチ 制御しデバイスとして使うという考えは、リチャード・P・ファインマンが ド イ が 1959 年におこなった講 年にお な た講 演"There's Plenty of Room at the Bottom"[1]にすでにみられている。「ナノテクノロジー」とい う用語は 1974 年に元東京理科大学教授の谷口紀男が提唱した用語。かつてはメゾスコピ ックと呼ばれていた研究分野。 アドバンス２ 製剤とナノテクノロジー 2001 年にアメリカのクリントン大統領がナノテクを国家的戦略研究目標としたことから、日本 でも多くの予算が配分されるようになり、現在最も活発な科学技術研究分野のひとつとなっ ている。 ナノテクノロジーって何ナノ？ いまだに一部の新素材やコンピュータのプロセッサに応用されている程度の段階だが、将 来はこの技術によりナノサイズのロボットで治療を行ったり、さらには自己増殖能を持たせ て建築に利用することができるようになると予想されている。21 世紀をかけて大きく発展す る分野と考えられている。 A2-1 A2-2 ナノメータはどんな大きさ？ 100 mm 地球 中性子 臓器 10 mm 陽子(+) 1 mm 100 µm 12,700 km 1.27x 107 m ウイルス 127 nm 1.27 m 10 µm 細胞 1 µm 細菌 毛細血管 100 nm 腫瘍組織の血管壁の細孔 ウイルス 10 nm 正常組織の血管壁の細孔 細胞膜の厚さ 電子(‐) 原子 Size≒0.1 nm 1 nm 0.1 nm ‐C‐C‐結合 A2-3 原子核 Size≒5x10‐6 nm (5 fm) A2-4 従来型製剤 10 m m 1 m m 13 5 臓器 コーティング製剤 1 0 µm 5 1 µm 10 m m 錠剤 インテリジェント 製剤 1400 顆粒剤 5 00 75 50 散剤 経口・組織 注入用 粉末吸入剤 分散系製剤 細胞 毛細血管 1 m m 3 55 細粒 1 0 0 µm 標的指向性製剤 1 0 0 µm 局所療法用 分散系製剤 1 0 µm 二次粒子 1 µm 細菌 エンドサイトーシス 100 nm 10 nm 5 不連続血管内皮 ウイルス 血管内皮細胞間隙 リン脂質２分子膜 血液内 注入用 分散系製剤 特定組織浸透性 遅い組織浸透性 溶液系 1 0 -5 n m 10 nm 組織浸透性 1 nm 0 .1 n m 100 nm 体循環 C -C 結合 標的指向化 重粒子 中性子 陽子 光子 重粒子線治療 陽子線治療 中性子捕捉療法 フォトダイナミックセラピー 1 nm 0 .1 n m 1 0 -5 n m 図．微粒子製剤の粒子径と生体側のサイズ A2-5 A2-6 固相− 固相 −液相界面 • ぬれと接触角の関係： Young の式 – 固体の表面に液体が滴下された状態を考える。 – 液体と固体の接触点において液体の表面張力 γＬ，固体 の表面張力 γＳ，固ー液界面張力 γＳＬがつり合ったとす れば，次の式が成立する。 S γＳ＝S γＳＬ＋ s γＬｃｏｓθ S>>s γＬ 空気 水 γＳ θ γＬ：液滴の表面張力 γＳＬ γＳ：固体の表面張力 固体 γＬcosθ A2-7 γＳＬ：固―液界面張力 A2-8 TEM Photograph Ph t h off Core-shell C h ll Nanoparticles N ti l 1 sec 5 sec 200 nm The mean diameter of the particles; 260 nm Th core-to-shell The h ll weight i h ratio; i 45:10 45 10 MAA/PEGMA molar ratio; 1:1 200 nm A2-9 K. Ito, K. Nakamura and N. Ise, J. Am. Chem. Soc., 110, 6955 (1988) A2-10 Molecular Biology of THE CELL, Garland Pub. Inc, New York, p.496 A2-11 A2-12 コア―シェル構造 粒子表面構造 接合様式：共有結合，弱い相互作用など 単核(分散)構造 単相 単相・ランダム分散 ダ 分散 多相ランダム混合 多相規則混合 結晶，非晶質，自己会合構造など 図．ナノ複合粒子の代表的な構造 Molecular Biology of THE CELL, Garland Pub. Inc, New York, p.496 A2-13 ナノ粒子・ナノ構造の構築 A2-14 水和層 70‐90 nm １．有機化学など：化学合成による共有結合の形成 ２．生体由来物質の利用 ３．弱い相互作用に基づく集合体の形成 弱 相 作用 く集合体 形成 イオン間相互作用 水素結合 疎水性相互作用 親水性 疎水性水和 親水性･疎水性水和 など A2-15 水素添加レシチン 素 大豆油 Gd-DTPA-SA 補助界面活性剤 POE unit 疎水性のアンカ 疎水性のアンカー 図．がん中性子捕捉療法用脂質ナノ粒子の構造 A2-16 表1 機能化設計されたナノ粒子の例 中空粒子 治療・応用目的 送達物質 コア―シェル構造 表面特性･成分 芯との接合様式 コア シ ―ェ ル粒子 無機物単核粒子 有機物単核粒子 マグネタイト粒子集合体―リ 抗体 ン脂質二分子膜 アンホテリシン B/ ドキソ DSPE-PEG/DSPE-PEG-抗体/ b 薬物送達 卵黄レシチン・リポソーム ルビシン DSPE=PEG-トランスフェリン インテグリン alphavbeta3-アンタゴ 血管新生を標的とする放射線 90 90 c Y Yをキレートしたリポソーム ニスト 療法 ガドリニウム・疎水性キ d 中性子捕捉療法 脂質―リン脂質単分子膜 PEG レ ト化合物 レート化合物 e 細胞内部診断など 金 金-牛血清アルブミン（BSA） 核移行ペプチドなど 分子イメージング，病態診断， f CdSe-ZnS CdSe-ZnS ペプチド/PEG 薬物送達 核磁気共鳴画像診断（MRI）， ClariscanTM (超常磁性 マグネタイト 酸化でんぷん g 血流診断，新生血管診断 酸化鉄) デキストラン被覆 CLIO h 細胞療法，細胞標識 CLIO Tat ペプチド-FITC（蛍光物質） （架橋酸化鉄） i MRIによるアポトーシス診断 CLIO CLIO アネキシン V (たんぱく質) j MRI, 温熱療法など マグネタイト マグネタイト PEG, 葉酸 デキストラン被覆 CLIO, CLIO, MION（単結晶酸化鉄 k MRI, 遺伝子発現 トランスフェリン (Tf)-S-S-CLIO MION O ナノパーティクル） ナノ ティクル） PEG-PPG（プロピレングリコール）l 受動的薬物送達 イリノテカン ポリ乳酸マトリックス PEG ポリカプロラクトン・マトリック m 受動的薬物送達 タモキシフェン PluronicTM F-68 ス ポリアスパラギン酸などのマト n 受動的薬物送達 ドキソルビシン/ DNA PEG リックス 血管新生を標的とする遺伝子 プラスミドDNA 陽イオン性脂質ポリマーのマ インテグリン alphavbeta3-アンタゴ o 治療 (APTmuーRaf) トリックス ニスト シクロデキストリンポリカチオ トランスフェリン-PEG-アダマンタン・ p 遺伝子治療 ＤＮＡ ン・マトリックス 結合体 a 温熱療法、癌診断 q 遺伝子治療 r 中性子捕捉療法 s 中性子捕捉療法 t 遺伝子治療 u フォトダイナミックセラピー マグネタイト Mycobacterium phlei キトサン・マトリックス キトサン トリック DNA ガドリニウム・親水性キ キトサン・マトリックス レート化合物 ガドリニウム・ヘキサン ワックス・マトリックス ジオン 陽イオン性脂質を結合さ ワックス・マトリックス ワックス マトリックス せたプラスミドＤＮＡ ヘマトポルフィリン 固体脂質マトリックス スルフィド結合 DSPE（リン脂質）-アン カー 脂質アンカー 疎水性アンカー BSAと共有結合 共有結合 コーティング ジスルフィド結合 ジスルフィド結合 共有結合 共有結合 埋め込み 吸着 共有結合 脂質アンカー 共有結合 キトサンのアミノ基 キトサンのアミ 基 共有結合 キトサンのアミノ基 共有結合 葉酸/チアミン-PEG-DSPE, PEGDSPE コレステロール プルラン コレステロール―プルラン TM ＰＥＧをスペーサーとした葉酸 DSPEアンカー 脂質アンカー 脂質アンカ コレステロールアンカー 細川益男（監修），ナノパーティクル･テクノロジー・ハンドブック，日刊工業新聞社，2006． A2-17 A2-18 コーティング剤の分類 湿式スプ 有機溶剤溶液系 レー法 エチルセルロ ス，腸溶性高分子 エチルセルロース 腸溶性高分子 胃溶性高分子 水溶液系 水系分散系 アドバンス３ コーティング剤とナノテクノロジー 乾式法 A3-1 メチルセルロース，ヒプロメロース，ヒドロ キシプロピルセルロ ス 腸溶性高分子 キシプロピルセルロース，腸溶性高分子 高分子ラテックス アクリル系高分子，シリコン 擬ラテックス アクリル系高分子，エチルセルロース アクリル系高分子， チルセルロ ス 微粉砕有機粉体 エチルセルロース 脂質エマルション グリセリド 無機物超微粒子 シリカゲル LCST高分子 メチルセルロース，ヒプロメロース， ヒドロキシプロピルセルロ ス ヒドロキシプロピルセルロース 機械的粉体被覆法 脂質，高分子，ワックス 粉体溶融被覆法 脂質，ワックス，マクロゴール， 高級アルコール 溶融液体スプレー法 脂質，ワックス，マクロゴール， 高級アルコール 可塑剤スプレー法 高分子粉体 A3-2 Water-insoluble 表 代表的な市販の溶液系 表．代表的な市販の溶液系コーティング用材料と芯粒子 テ ング用材料と芯粒子 種類 商品名 溶液系膜剤 Kollidon VA64 Kollidon 20, 20 30 Opadry TC-5 HPC-SL, SSL, SSM CMEC 供給先 BASFジャパン BASFジャパン 日本カラコン 信越化学 日本曹達 フロイント産業 産 溶状 水溶性 水溶性 水溶性 水溶性 水溶性 腸溶性 性 適用形態 主成分 水溶液 6:4 Poly(Vinylpyrrolodone/Vinylacetate) 水溶液 ポリビニルピロリドン (PVP) 水溶液 水溶性高分子，可塑剤，顔料などの混合物 水溶液 ヒドロキシプロピルメチルセルロース (HPMC) 水溶液 ヒドロキシプロピルセルロース (HPC) 水―エタ カルボキシメチルエチルセルロース ボ (CMEC) ノール溶液 HPMCP 信越化学 腸溶性 水―エタ ヒドロキシプロピルメチルセルロースフタレー ル溶液 ト ((HPMCP)) ノール溶液 Eudragit E100 デグサジャパン 胃溶性 有機溶媒 Poly(BMA/MMA/DAEMA) 溶液 Eudragit L, S デグサジャパン 腸溶性 有機溶媒 Poly(MMA/MAA) 溶液 Eudragit RS100, デグサジャパン 水不溶 有機溶媒 1:2:0.1, 1:2:0.2 Poly(EA/MMA/TAMCl) RL100 溶液 MAA: メタクリル酸，MMA: メタクリル酸メチル，EA: アクリル酸エチル，MA: アクリル酸メチル，TAMCl: trimethylammonioethylmethscrylate chloride，DAEMA: dimethylaminoethylmethacrylate，BMA: メタクリル酸ブチル Ethylcellulose (EC) R: —H, H —C C2H5 H OR OR H H CH2OR H H O O H Water-soluble O H OR H O Hydroxypropyl cellulose (HPC) H CH2OR H OR R: —H H or CH3 H —CH2CH–O— m Hydroxypropyl methyl cellulose (HPMC) R: —H, —CH3 or CH3 H —CH2CH–O— m Chemical Structures of Typical Cellulose-Based C ti M Coating Materials t i l (Solution-type) (S l ti t ) A3-3 A3-4 表．代表的な市販の分散系コーティング用材料と芯粒子 種類 分散系膜剤 芯粒子 商品名 EC N-10F Aquacoat セリオスコート S Surerease Eudragit RS30D Eudragit RL30D Eudragit NE30D Eudragit L30D Eudragit FS30D Aqoat 供給先 信越化学 大日本製薬 旭化成 日本カラコン デグサジャパン デグサジャパン デグサジャパン デグサジャパン デグサジャパン 信越化学 溶状 水不溶 水不溶 水不溶 水不溶 水不溶 水不溶 水不溶 腸溶性 腸溶性 腸溶性 Aquateric FMC 腸溶性 水系分散剤 Kollicoat MAE30D/DP K lli Kollicoat EMM30D Kollicoat SR30D ノンパレル 101/103/105 セルフィア 102/203/305/507/ SCP100 BASFジャパン BASFジ パン BASFジャパン BASFジャパン フロイント産業 腸溶性 水系分散剤 水不溶 水系分散剤 水不溶 水系分散剤 造粒物 旭化成 適用形態 水系分散剤 擬ラテックス 擬ラテックス 擬ラテ クス 擬ラテックス 擬ラテックス 擬ラテックス ラテックス ラテックス ラテックス 水系分散剤 造粒物 主成分 エチルセルロース (EC) エチルセルロース (EC) エチルセルロース (EC) エチルセルロ ス (EC) エチルセルロース 1:2:0.1 Poly(EA/MMA/TAMCl) 1:2:0.2 Poly(EA/MMA/TAMCl) 2:1 Poｌｙ（EA/MMA) 1:1 Poｌｙ（MAA/EA) 7:3:1 Poｌｙ（MA/MMA/MAA) ヒドロキシプロピルメチルセル ロ スアセテ トサクシネ ト ロースアセテートサクシネート セルロースアセテートフタレート (CAP) 1:1 Poly(EA/MAA) 21 P 2:1 Poly(EA/MMA) l (EA/MMA) Polyvinyl acetate ショ糖 - デンプン／ショ糖／乳糖 - 結晶セルロース造粒物 結晶セルロース造粒物 MAA: メタクリル酸，MMA: メタクリル酸メチル，EA: アクリル酸エチル，MA: アクリル酸メチル，TAMCl: trimethylammonioethylmethacrylate chloride，DAEMA: dimethylaminoethylmethacrylate，BMA: メタクリル酸ブチル A3-5 Eudragit RS/RL 30D Eudragit L30D CH2 CH3 C CH2 C=O C O H C CH2 C=O C O OH CH3 C CH2 C=O C O H C CH2 C=O C O CH3 C CH2 C=O C O O O O O C2H5 CH2 C2H5 CH2 N +(CH3)3Cl CH2 Poly(EA/MMA/HEMA)** Eudragit NE30D CH2 CH3 C CH2 C=O H C CH2 C=O OH CH3 CH3 H C CH2 C=O CH3 C CH2 C=O CH3 C CH2 C=O O O O O C2H5 C2H5 CH3 C2H4OH CH2 Chemical Structures of Typical Acrylate Acrylate-Based Based Coating Materials (Latex type) A3-6 広川典夫氏撮影 A3-7 高分子の水和 高分子の軟化 可塑化 添加剤 スプレー スプレ 分散不安定 凝集 0 2.0 3.3 5.0 7.0 10.0 11.1 12.5 20 0 20.0 スプレー不能 毛細管圧による圧縮 水の速い蒸発 毛管圧による成膜 吸熱 粒 粒子の変形不能 変 能 乾燥 分散剤からの成膜と その阻害要因 80 70 60 50 40 30 20 0 水の吸収 5 10 Lauric acid added ((%)) 芯粒子 成膜 90 ラウリン酸の添加量(%) Teemperaturre (oC) 分散液 A3-8 芯物質の溶解 0 不完全な成膜 乾燥シンタリング 20 40 60 80 100 120 140 温度 (oC) Fig. 8. Change of Onset (Circle), Middle (Triangle) and End-Point (Square) Temperatures of Glass Transition by adding Lauric Acid to 6:12:9 Poly(EA/MMA/HEMA) 図． 6:12:9 Poly(EA/MMA/HEMA)にラウリン酸を 混合し あらかじめ140℃に加熱した試料の SC 混合し、あらかじめ140℃に加熱した試料のDSC 曲線 膜透過性の経時変化 A3-9 A3-10 炭酸カルシウム Core: calcium carbonate 32-44 m VVVVVVVVVVVVV Drug layer: l diclofenac sodium HPC-SSL PEG 6000 Undercoat: Eudragit L30D L30D-55 55 Triethyl citrate ジクロフェナックナトリウム HPC-SSL PEG 6000 Eudragit L30D クエン酸トリエチル Eudragit RS30D セバシン酸ジブチル 84 m m キャストフィルム １）高水溶性薬物の溶出抑制 ２）粒子径 100 m 以下 ３）高い薬物含量 71 m m 課題 38 m m Thermomechanical Analysis (TMA) Release-sustainingg coat: Eudragit RS-30D Dibutyl cebacate 結果 結果： Fig. Effect of Plasticizers on the Softening Temperature of the Films Cast from Commercially Available Acrylic Polymer Latexes 平均粒子径 84 m 薬物含量 32% A3-11 A3-12 Drug Delivery System (DDS) Alza, 1968 アドバンス４ 放出制御製剤を くる 放出制御製剤をつくる • 放出制御と吸収促進（第1世代） • 標的指向化（第2世代） • 細胞内送達（第3世代） A4-1 A4-2 生体内分解性高分子マイクロスフィアによる皮下・ 筋肉注射型システム： 筋肉注射型システム LHRHアゴニストである酢酸リュープロレリン（リュープリン®）を、生体 、 内分解性高分子、乳酸・グリコール酸共重合体のマイクロスフィア(平 均粒子径約20 µm)に封入したシステム(Lupron depot®)が有名である。 薬物は筋注後 高分子が徐々に分解する とにより4 5週間 定速 薬物は筋注後、高分子が徐々に分解することにより4～5週間一定速 度で放出される。前立腺癌の治療において、薬物が水溶液の場合は 毎日注射する必要があるが 本システムを用いれば月に1回の投与で 毎日注射する必要があるが、本システムを用いれば月に1回の投与で 済む。 リュープリン® プ A4-3 芯の特性 Fig. 5. Preparation procedure for 1-month depot PLGA microsphere of leuprorelin acetate using a W/O/W emulsion-solvent evaporation method [33] A4-4 1 装置 1. 粒子径 粒度分布 粒子形状 粒子密度 粒子径・粒度分布・粒子形状・粒子密度・ 空隙率・表面粗度・機械的 強度・表面摩損度、 吸水性・透水性・浸透圧・膨潤性・ ｐＨ 溶解性 薬物溶解度 ｐＨ・溶解性・薬物溶解度 コーティング液 コ ティング液 吸気 排気 送風 パン 膜の特性 膜厚・密度・空隙率、 水透過性・薬物透過性・膨潤性・ 溶解性・荷電・薬物との相互作用、 機械的強度 スプレーガン トップスプレー 温風 (a) 均質構造 ランダム多相混合系 規則多相混合系 図 . マイクロカプセルの構造と物性の制御因子 (b) 傾斜構造 パン・コーティング装置 A4-5 A4-6 経口剤 10 mm 13 5 バグフィルター 1 mm 空気の流れ 顆粒剤 100 µm 散剤 ドラフトチューブ 10 µm 流動層 回転板 分散板 ボトムスプレー 噴流流動層装置 転動流動層装置 500 細 粒 75 （ワースター法） 100 nm 図 顆粒や細粒のフィルムコーティングに用いられる装置 顆粒や細粒の ム テ グに用いられる装置 乾式粉体 混合被覆法 液滴乾燥 製粒法 10 mm 粉体溶融法 経口 組 織・ 注入用 粉末 吸入 剤 噴流層 高速循環・ 遠 心 ・振 動 流動層 ディスパー コート コート マイザー 血液内 注入用 分散系 製剤 気 相 法 懸滴法 1 mm ドラフト チューブ付 1 µm ド ドラフトチューブ付噴流層 ブ付噴流層 膜剤 湿式スプレー 被覆法 パンコーター 通気乾燥型 流動層 噴流層 遠心・転動 流動層 錠剤 1400 355 粒子の流れ 分散剤 噴霧乾燥法 楕円ロータ 型混合機 10 µm ハイブリダイ ゼーション メカノフュー ジョン ＣＶＤ プラズマ重合 気中蒸発法 レーザー アブレッション法 機械的 分散 液 相 法 10 nm A4-7 100 µm 1µ µm 100 nm 10 nm 図． 医薬品の剤形とそのコーティング法の粒子径別分類 A4-8 2. 材料（アドバンス３） 3. 凝集・造粒 Geldart’s map V Vm 固体架橋の形成 乾燥 C p: Density of particle, f : Density of fluidizing gas 図 図．２個の一次粒子を凝集させるのに必要な液滴 個 次粒子を凝集させる に必要な液滴 A4-9 A4-10 福田誠人 ファルマシア 49(4) 323 (2013) 福田誠人、ファルマシア、49(4), A4-11 A4-12 4. 小さなDDSを作る 経口剤 10 mm 13 5 1 mm 顆粒剤 100 µm 500 細 粒 75 散剤 乾式粉体 混合被覆法 経口 組 織・ 注入用 粉末 吸入 剤 血液内 注入用 分散系 製剤 噴流層 高速循環・ 遠 心 ・振 動 流動層 ディスパー コート コート マイザー 気 相 法 10% 20% 液滴乾燥 製粒法 30% 10 mm 35% 粉体溶融法 懸滴法 噴霧乾燥法 楕円ロータ 型混合機 薬物層 薬物充填率:0.7 100 µm 10 µm ハイブリダイ ゼーション メカノフュー ジョン ＣＶＤ プラズマ重合 気中蒸発法 レーザー アブレッション法 5µm 機械的 分散 液 相 法 10 nm 11.4 21.8 30 5 30.5 35.9 40.0 50 0 µ m 50.0 1 µm 100 nm 10 nm 図． 医薬品の剤形とそのコーティング法の粒子径別分類 膜 体積分率:48 8% 体積分率:48.8% コーティングレベル:95.3% 35.8% 1 mm ドラフト チューブ付 1 µm 100 nm 膜剤 湿式スプレー 被覆法 パンコーター 通気乾燥型 流動層 噴流層 遠心・転動 流動層 錠剤 1400 355 10 µm 分散剤 薬物含量 A4-13 図．５０μmのマイクロカプセルの構造と薬物含量 図６．５０μｍのマイクロカプセルの構造と薬物含量 A4-14 担体粒子 凝集の抑制 製法：打錠 攪拌造粒 転動流動層造粒 機械的複合化 粉体溶融被覆法 薬物 構造制御 高収率 安定な流動化 成膜 A. 被覆造粒粒子 製法：打錠 押し出し造粒 転動流動層造粒 C. 薬物 薬物結晶 図４ 芯粒子の代表的な構造 B. 薬物の単純造粒物 高薬物含有率 A4-15 H CH2 C CH2 C O O C2H5 X Ethyl acrylate (EA) CH3 C CH2 C O O CH 3 CH3 C CH2 C O O C2H4OH Y Z Methyl methacrylate (MMA) A4-16 溶液 分散剤 2-Hydroxyethyl methacrylate (HEMA) Poly(EA/MMA/HEMA)の化学構造 固体架橋の形成 分離 図．コーティング微粒子の粒度分布の例 広川典夫氏撮影 A4-17 A4-18 12:6:4 Poly(EA/MMA/HEMA) 軟化温度: 26℃ 水透過性: 低い 粘着性 : 高い 高 6:12:8 6 12 8 Poly(EA/MMA/HEMA) P l (EA/MMA/HEMA) 軟化温度: 78℃ 水透過性: 高い 粘着性 : 低い 109 nm 129 nm 図 微粒子 図．微粒子コーティング用コア―シェルラテックス粒子の例 テ グ用 ラテ ク 粒子 例 A4-19 A4-20 5. DDSを作る例 マイクロカプセルに求められる機能 COONa １．薬物の徐放化 理由：長期投与時の消化管障害 体内消失半減期が短い 課題：水溶解度が高く 吸湿性 課題：水溶解度が高く，吸湿性 ２．粒子の微細化 NH Cl Cl Diclofenac sodium 理由：服用性と分散安定性の確保 課題：製品粒子径を100 m以下に ３ 高薬物含量の保持 ３．高薬物含量の保持 Fig. Particle Size Distribution of Corn Starch Coated with the 6:4 Core-Shell Latex 理由：一回製剤服用量が 250 mg/5mL 最大薬物服用量は 75 mg/day 課題：薬物含量は30% A4-21 A4-22 炭酸カルシウム １）高水溶性薬物の溶出抑制 ２）粒子径 100 m 以下 ３）高い薬物含量 Thermomechanical Analysis (TMA) ジクロフェナックナトリウム HPC-SSL PEG 6000 Eudragit L30D クエン酸トリエチル キャストフィルム Eudragit RS30D セバシン酸ジブチル Core: calcium carbonate 32-44 m 38 m m Drug layer: l diclofenac sodium HPC-SSL PEG 6000 Undercoat: Eudragit L30D L30D-55 55 Triethyl citrate 84 m m VVVVVVVVVVVVV 71 m m 課題 Release-sustaining g coat: Eudragit RS-30D Dibutyl cebacate 結果 結果： 平均粒子径 84 m 薬物含量 32% Fig. Effect of Plasticizers on the Softening Temperature of the Films Cast from Commercially Available Acrylic Polymer Latexes A4-23 A4-24 Di cl of en nac sodi um m r el eased ( % ) 100 50 0 0 2 4 6 8 10 Ti m e ( h) Fig. g Release of diclofenac sodium from LR-MCs in JP disintegration g 2nd fluid (pH (p 6.8) Eudragit RS30D applied: (○) 25 %, (●) 38 %, (△) 50 %. A4-25 矢島稔央、ファームテクジャパン、24(2),249 (2008) A4-26 RACTAB技術 http://www.towayakuhin.co.jp/health/about_generic5.html RACTAB技術 速崩壊性微粒子 A4-27 機能性薬物粒子 沖本和人，製剤機械技術学会誌，20(4), 390 (2011) A4-28 セルロ ス セルロース タムスロシン塩酸塩 エチルセルロース＋HPMC Eudragit L30D 沖本和人，製剤機械技術学会誌，20(4), 390 (2011) A4-29 A4-30 アドバンス５ 経口薬物送達用ナノＤＤＳ A4-31 A5-1 Factors Affecting Oral Peptide Delivery Using Particulate Systems Microparticles Nanoparticles Mucosal side Diffusion of particles through mucin Stokes-Einstein equation D=kT/6nπr Mucus layer ca 10-400µm in thickness 95% water Viscoelastic gel Negatively charged Protein degradation g by proteolytic enzymes Epithelial cells Transport barrier for peptide drugs Protein degradation by brush Border peptidases Serosal side A5-2 A5-3 Thermo- and pH-sensitive Core-Shell Nanoparticles ( (CSNPs) ) P(NIPAAm) hydrogel core H ( CH2 CH3 C ) ( CH2 C O O NH C) C O H3C TEGDMA (CH2CH2O)3CH2CH2 CH CH3 O C (C NIPAAm CH2 ) CH3 • Volume phase transition temperature (32ºC ) • Below 32ºC – swell, above 32ºC - shrink ( CH2 O P(MAA-g-EG) shell layer CH3 CH3 C ) ( CH2 C ) ( CH2 C OH MAA O C O CH3 O C) C PEGMA O(CH2CH2O)23CH3 (CH2CH2O)3CH2CH2 TEGDMA O C (C CH2 ) CH3 • • • • A5-4 pH-dependent swelling property pH-dependent pH dependent mucoadhesion Proteolytic enzyme inhibitory effect Epithelial tight junction opening The shell molecules chelate Ca++, leading to enhanced permeation of drugs through the tight-junctions Intestinal fluid Proposed system for delivering unstable drugs to epithelial cell surface A5-5 Mucus layer Drug lloading D di process Cl Cleaning i up Storage Peptide Gastric fluid 37 ˚C Neutral The swollen shell can exhibit the drug-transport-enhancing effect, while the core remains collapsed, ll d allowing ll i th peptide the tid release in a prolonged manner Administration Ca++ Higher temperature Dry state Drugs can be loaded at low temperature and neutral p pH where both core and shell swell. Drugs can be held, even if there will be no special interaction between the drugs and particles. 37˚C acidic Ca++ Ca++ The core and shell remain collapsed in the gastric fluid,, p protecting g the drugs g from acidic conditions. A5-6 1~1.5 m 1 m 4˚C Neutral Mic crovilli Ca++ Ca++ Epithelial cell Ca++ Epithelial E ith li l cell ll Tight junction 80~100 80 100 nm A5-7 Illustration of TEER measurements TEM Photograph of Core-shell Nanoparticles Apical chamber (M (Mucosal l side) id ) Basolateral chamber (Serosal side) Ca2+; 0 mM Electrode Ca2+ Ca2+ Ca2+; 200 nm Ca2+ Concentration of CSNPs is 15 mg/each well. (A side) 0.2 0 2 mM 200 nm Tight junction The mean diameter of the particles; 260 nm The core-to-shell weight ratio; 45:10 MAA/PEGMA molar ratio; 1:1 Caco-2 cell layer Microvilli 2+ 2+ Ca2+ Ca Ca2+ Ca Membrane filter (pore size; 0.4m) A5-8 A5-9 FD-4 Permeation Test * ▲ Control CSNPs * * * Time (h) Significantly different from control t l value l (*P<0 01) (*P<0.01) TEER (% of initiaal value) FD-4 pearmeeated (g g) apical Ca++; 0 mM basolateral Ca++; 0.2 mM アドバンス６ ** DDSと癌治療 と癌治療 * * * * * ▲ Control CSNPs ** ー化学塞栓療法ー Time (h) Significantly different from control value (*P<0 05 **P<0.01) (*P<0.05, **P<0 01) CSNPs; C/S:55/10, MAA/EG:5/1, Shell crosscross-linkage:0.1 wt% A5-10 A6-1 肺 Table . Characteristics of Microspheres in Chemoembolization 心臓 Embolic material 臓器 静脈 動脈 腫瘍 カテーテル 静脈注射 動脈注射 臓器 臓器 Drug BioRetention term loading degradation Mean size （μm） Kinetic drug release Degradable starch microsphere X ○ within 2 h 45-50 Albumin microcapsules ○ ○ a few weeks 10-50 Gelatin sponge X ○ 100-200 sustained release short-term sustained release PLA, PLGA ○ ○ weeks to months a few days to months 2-5 mm Ethylcellulose microcapsules ○ X permanent 200-300 burst effect Wax ○ X permanent 200-400 sustained release Lipiodol ○ X Liposome ○ ○ 0 8-1 0.8 1 Lipid emulsion ○ X 70 more than 7 days – sustained release PLA,, Polyy (D, ( , L-lactide)) ; PLGA,, poly(lactic-co-glycolic p y( gy acid)) . 図．投与部位 A6-2 A6-3 2006.11.09 済生会松阪総合病院 寺田尚弘 スポンゼルをアステラス製薬が血管を塞栓する恐れがあるため 禁忌としました スポンゼルをアステラス製薬が血管を塞栓する恐れがあるため、禁忌としました。 したがっ、これから、HCC の塞栓療法には、日本化薬が販売するアステラスが作成するジェルパート を使うしかないのでしょうか？ 法律的には使わなければ問題ですが これって製薬会社の横暴ではないでしょうか？ 法律的には使わなければ問題ですが、これって製薬会社の横暴ではないでしょうか？。 みなさんはこれから塞栓療法をどのようにしていきますか？教科書の記載もかわっていくのでしょう か？ A6-4 2006.11.10 昭和大学病院の本田です。 HCC の TAE にスポンゼルとジェルパ にスポンゼルとジェルパートのどちらを使うべきかは トのどちらを使うべきかは、日本 IVR 学会のホ 学会のホームペ ムペ ージの掲示板で討論されています。 http://cgibbs.mmjp.or.jp/bbs/show/www.jsivr.jp/bbs 高価（コイルの価格と同じ 高価（ イルの価格と同じ 14800 円）でも、保険適用のあるジェルパ 円）でも、保険適用のあるジェルパートを使うべきと思いま トを使う きと思いま す。 問題は、HCC 以外(止血、PSE, UAE など）の TAE に血管内使用禁忌と添付書に明記されて いるスポンゼルやジェルフォームを いるスポンゼルやジェルフォ ムを、従来どおり使用してもよいのかということです。従来は、 従来は 適用外使用のため保険請求できないし、安価なためあまり気にする人はいなかったと思われま すが、このまま曖昧にしておくのは倫理上問題があります。 当院では 高価なジェルパートの適用が拡大されるまでの緊急避難として 当院では、高価なジェルパ トの適用が拡大されるまでの緊急避難として、安価なスポンゼル 安価なスポンゼル を止血目的の TAE に用いることを倫理委員会に承認してもらおうかと検討中です。また、止 血目的の TAE にはスポンゼルの方が自由な大きさに切れるので便利です。 A6-5 Assemble Disassemble Reassemble L t Lactose: 75 106 µm 75-106 温熱効果 溶解した薬物 腫瘍組織 二次粒子 次粒子 Drug + Membrane materials 動脈 粒子の変形 血管の塞栓 薬物の徐放 薬物 徐放 動脈注射 薬物が溶出しない Membrane materials Soybean lecithin (SL) Cholesterol (CH) St i acid Stearic id (SA) PVP Microcapsule for Chemoembolization Therapy of Cancer 正常組織 粒子の崩壊 二次粒子となって分散 2-10 min 10-60 min 図２．癌化学塞栓療法のプロセス A6-6 A6-7 バグフィルター 空気の流れ 粒子の流れ ドラフトチューブ 流動層 回転板 分散板 ボトムスプレー 噴流流動層装置 転動流動層装置 ドラフトチューブ付噴流層 （ワースター法） 図 顆粒や細粒のフィルムコーティングに用いられる装置 A6-8 A6-9 CH(c) G CH and SA-rich SL CH CH and SA-rich SL (low-SA) CH H CH and SA-rich SL SA CH and SA-rich SL (low-SA) c a F A' D' D C SA(c) CH and SA-rich SL (low-CH) SA 3 min 30 min A E B' B b B SL CH and SA-poor SL CH-rich SL SA-rich SL Fig. . Estimated Major Phases in Hydrous SL-CH-SA System Incorporating 42% PVP In plasma A6-10 The symbols are as same as the Fig Fig. before before. The major phases possibly existing in each region are shown in figure. It is not clear in zone SL-A'-D'-B' whether the CH-rich SL and the SA-rich SL phases are separated or formed one SL phase, the CH and A6-11 SA-rich SL(low-CH and SA) phase. 3 day 7 day Fig. . Macroscopic (A) and Histological (B) Observations of Liver after Hepatic Arterial Administration of MC-D2(0:1-150) to Rats A6-12 Size fraction of administered microcapsules microcapsules, 125-149 125 149 µm. µm Administration dose is 340 µg Gd/kg body weight. Necrosis was observed on peripheral part 3 d after administration (at arrow). A large number of fibroblasts were surrounding the necrosis 7 A6-13 d after administration (at arrows) 2004.06.29, FUKUMORI Egg PC:Chol:DSPE-PEG2000:Rho-PE PC:Chol:DSPE PEG2000:Rho PE =10 : 5 : 0.8 : 0.1 100 200 100, 200, or 400 nm Liposome A6-14 A6-15 7 nm albumin 100 nm liposome 42 34 200 nm liposome 400 nm liposome 100 nm liposome A6-16 A6-17 Tumor vessels アドバンス７ DDSと癌治療 と癌治療 ー高分子ミセルー Normal vessels A6-18 A7-1 A7-2 A7-3 MediCelleTM The system utilizes the electric charge of water-soluble compounds-DNA, protein, metal complex, and peptide- to bind them to the inner core of micelles, thus incorporating them into micellar nanoparticles. The system improves the stability of a substance and affords a sustained sustained-releasing releasing function to it it. NanoCapTM The system physically incorporates a poorly soluble drug into nanoparticles, solubilizes it to enable intravenous administration and simultaneously converts drug release to sustained release. Furthermore, we are developing technologies for targeting treatment of next generation in an attempt to exploit applied uses. A7-4 A7-5 NanoCoat system The system more selectively accumulates a drug into affected tissue such as cancer tissue. With an aim to develop DDS preparations which enhance therapeutic effects and reduce adverse reactions, the system increases the accumulability of the drug into target tissue by binding an antibody or peptide which specifically adsorbs to cancer to the end of hydrophilic polyethyleneglycol that forms the outer shell of nanoparticles. T. Hamaguchi, Drug Delivery System, 19 (5), 429-437 (2004) A7-6 A7-7 アドバンス８ DDSと癌治療 と癌治療 ー癌中性子捕捉療法に未来はあるかー T. Hamaguchi, Drug Delivery System, 19 (5), 429-437 (2004) A7-8 A8-1 従来型製剤 10 mm 1. 2. 3 3. 4. 5 5. はじめに 中性子捕捉療法の原理 ホウ素化合物 BPA,BSH BPA BSH の体内動態 BSHとそのナノ粒子キャリアー ガド ガドリニウム中性子捕捉療法への ウム中性 捕捉療法 ナノ粒子の適用 6. おわりに 1 mm 13 5 臓器 コーティング製剤 1 0 µm 5 1 µm 1 0 mm インテリジェント 製剤 1400 顆粒剤 5 00 75 50 散剤 経口・組織 注入用 粉末吸入剤 分散系製剤 細胞 毛細血管 1 mm 3 55 細粒 1 0 0 µm 標的指向性製剤 錠剤 1 0 0 µm 局所療法用 分散系製剤 1 0 µm 二次粒子 1 µm 細菌 エンドサイトーシス 100 nm 10 nm 5 不連続血管内皮 ウイルス 血管内皮細胞間隙 リン脂質２分子膜 血液内 注入用 分散系製剤 特定組織浸透性 遅い組織浸透性 溶液系 1 0 -5 n m 10 nm 組織浸透性 1 nm 0 .1 n m 100 nm 体循環 C -C 結合 標的指向化 重粒子 中性子 陽子 光子 重粒子線治療 陽子線治療 中性子捕捉療法 フォトダイナミックセラピー 1 nm 0 .1 n m 1 0 -5 n m 図．微粒子製剤の粒子径と生体側のサイズ A8-2 A8-3 2. 中性子捕捉療法の原理 中性子捕捉療法（ Neutron Capture Therapy、 NCT) Table. Neutron Capture Cross Section of Typical Atoms Atom Cross section (barn) 16 O 0.00019 12 C 0.0035 H 0 333 0.333 1 14 10 157 Reaction Ne tron -capture Neutron capt re element 1 1.83 14 B 3840 10 Gd 254000 N 中性子捕捉療法 （ NCT ） は、がん組織内にあらかじめ 中性子増感 元素 を取り込ませておき、そこに を取り込ませておき そこに 熱中性子 を照射することによって 生ずる放射線によりがん治療を行う。 157 2 N(n, p) 14 C 7 B(n, ( ) Lii Gd(n, ) 158 Gd Neutron-capture therapy (NCT) is a cancer therapy which utilizes radiation emitted as a result of the neutron-capture reaction (NCR) with 10B or 157Gd located in the tumor and thermal- and/or epithermalneutrons t i di t d from irradiated f th outside the t id off the th body. b d Fukumori Y., Ichikawa H., Nanoparticles for cancer therapy and diagnosis, Adv. Powder Technol., 17(1), 1-28 (2006). Reaction Thermal neutron cross -section Emitted radiation Range of emitted radiation To induce cell inactivation 157 Gd + n 10B (n, α ) 7Li 157 Gd (n, γ ) 158 Gd 3833 barn (1) α -rays , 7Li 255000 barn (66) γ -rays , e -, X-rays 10 μ m intracellular >100 μ m vicinity of cell 158 Gd+ γ +7.49 +7 49 MeV th A8-4 A8-5 Boron compounds 原子送達技術 BPA p-Boronophenylalanine 中性子捕捉療法に必要なもの H2N 中性子源 適用対象 化合物 原子送達技術 Gd-157 B-10 H(n ) H H(n, 原子炉、加速器 原子炉 加速器 悪性黒色腫 脳腫瘍 悪性黒色腫、脳腫瘍 BPA, BSH ？ BSH Borocaptate sodium COOH H C SH B CH 2 BH BH BH BH BH Na 2 BH OH B HO A8-6 OH Tyrosine MW 208.2 Phenylalanine derivative Water-solubility 1.6 g/L (20ºC) Infused as water-soluble fructose complex Melanoma-specific accumulation BH BH BH BH BH MW 210.3 210 3 12 boron atoms and an SH group Cage-shaped compound Highly water water-soluble soluble A8-7 Drug g Deliveryy System: y 3 ホウ素化合物 BPA, 3. BPA BSH の体内動態 Dosage forms (drug-carriers) for delivering intrinsically bioactive compounds without destroying their total structures. Drug Delivery System (DDS) Alza, 1968 Atom Delivery System: Dosage forms (atom-carriers) for delivering bio-inactive compounds d containing i i the h atoms to be b activated i d by b externally administered energy-carriers. • 放出制御と吸収促進（第1世代） 代 • 標的指向化（第2世代） • 細胞内送達（第3世代） NCT Bimodal treatment system A8-8 Boron compounds 原子送達技術 BPA p-Boronophenylalanine H2N A8-9 BSH Borocaptate sodium COOH H C プロドラッグ ドラッグ SH B CH 2 BH BH BH BH BH Na 2 BH OH B HO OH Tyrosine MW 208.2 Phenylalanine derivative Water-solubility 1.6 g/L (20ºC) Infused as water-soluble fructose complex Melanoma-specific accumulation BH BH BH BH 1953年に合成 BH メルファラン(アルキル化剤) MW 210.3 210 3 12 boron atoms and an SH group Cage-shaped compound Highly water water-soluble soluble ナイトロジェンマスタードのアルキル基をL‐フェニルアラニンに置 ナイトロジェンマスタードのアルキル基をL フェニルアラニンに置 換し腫瘍に対する親和性を高めたもの。 A8-10 A8-11 10B conce entration (B g/m mL blood or g wet ttissue) 原子送達技術 150 120 90 60 ** 30 ** ** 0 0 250 200 150 100 50 0 50 40 30 20 10 0 Blood * * 3 6 9 12 15 18 21 24 Liver ** ** ** 0 * 3 ** ** Tumor * * 0 50 40 30 20 10 0 * 3 6 9 12 15 18 21 24 Spleen * ** ** 6 9 12 15 18 21 24 0 3 6 9 12 15 18 21 24 Time (hour) 10B concentration-time profiles in blood and tissues after intravenous injection of boron compounds in tumor-bearing hamsters (n=3) *:p<0.05, p , **:p<0.01, p , significantly g y different from the 10B concentration of BSH. Dose: BSH:100 mg/kg g g b.w.,, LBPA:500 mg/kg b.w.. Each value represents the mean S.D. (n=3). ○:BSH, ●:L-BPA Y. Mishima, Cancer Neutron Capture Therapy, ed. By Mishima, Plenum Press, New York, 1996, pp. 1-26. A8-12 H. Ichikawa, E. Taniguchi, T. Fujimoto, Y. Fukumori, Biodistribution of BPA and BSH after single, repeated and simultaneous administrations for neutron-capture therapy of cancer, Applied Radiation and Isotopes 67 (2009) S111–S114 A8-13 10B concen ntration (B B g/g weet tissue) 4. BSHとそのナノ粒子キャリアー 12 Brain 9 EPR effect / BSB hypothesis ** Capillary p y wall * 6 Lymph y p capillary p y ** ** 3 * 0 10 50 nm 10-50 0 3 6 9 12 15 18 21 24 Time (hour) ( ) concentration-time profiles in brain after intravenous injection of boron compounds in tumor-bearing hamsters (n=3) 100 nm 10B *:p<0.05, **:p<0.01, significantly different from the 10B concentration of BSH. Dose: BSH:100 mg/kg b.w., LBPA:500 mg/kg b.w.. Each value represents the mean S.D. (n=3). ○:BSH, ●:L-BPA Capillary 5 µm Tumoral tissue H. Ichikawa, E. Taniguchi, T. Fujimoto, Y. Fukumori, Biodistribution of BPA and BSH after single, repeated and simultaneous administrations for neutron-capture therapy of cancer, Applied Radiation and Isotopes 67 (2009) S111–S114 A8-14 Normal tissue Fig. Penetration of Particles from Capillaries to Tumor A8-15 10B con ncentration (B g/mL bloo od or g wet tisssue) Maruyama K., et al., 50 40 30 20 10 0 Tumor * * 0 * 3 6 9 12 15 18 21 24 Time (hour) A8-16 10000 BPA 1000 TF-PEG liposome BSH (5 min) 100 BSH (3 hr) Ct=1.3Cd 10 10 100 1000 Atom conceentration in ttumor (moll/kg) Molecule conccentration in M n tumor (mo ol/kg) Tumor Accumulation of Sensitizers 10000 Dose (mol/kg b.w.) Sampling time: BPA; 3 hr, BSH; 5 min, 3 hr, A8-17 5. ガドリニウム中性子捕捉療法への ナノ粒子の適用 10000 TF-PEG liposome B 30 ppm Kazuo Maruyama et al, Journal of Controlled Release, 98, 195-207 (2004). BPA BNCT BSH Extension of application→g-BNCT application→g BNCT 1000 GdNCT 100 10 10 100 1000 10000 Tumorall tissue T i accumulation l i by b delivery d li technology h l because of very poor tumoral retention off Gd-compounds: Gd d Dose (mol/kg b.w.) Gd DTPA Gd-DTPA TF-PEG liposome (35 mg 10B/kg b.w.); 24 hr. Gd3＋ HOOCH2C CH 2COOH NCH2CH2NCH2CH2N Liposomal p BSH was accumulated at the same efficiencyy as BPA. Solubilization of BPA with fructose contributes to the high accumulation. Boron-rich chemical structure of BSH contributes to the high accumulation. − A8-18 OOCH2C CH 2COO − CH2COO − A8-19 Chemical Structure off Gd-DTPA-SA (Gd-DTPA-Distearylamide) -OOC Gd-DTPA Gd-DTPA-SA 水和層 70‐90 nm O N OH N N Gd3+ H -OOC H N OH N O -OOC 水素添加レシチン 素 大豆油 Gd-DTPA-SA 補助界面活性剤 Gd DTPA Gd-DTPA Gd DTPA SA Gd-DTPA-SA hydrophilic Solubility (water) (highly) soluble Solubility (soybean oil) insoluble Cl Clearance ffrom b body d i immediate di t POE unit amphiphilic insoluble insoluble l very slow 疎水性のアンカ 疎水性のアンカー 図．がん中性子捕捉療法用脂質ナノ粒子の構造 A8-20 A8-21 Myrj53 (Polyoxyethylene 60 hydrogenated castor oil) (Polyoxyethylene 50 stearate) H(OCH2CH2)nOCOC18H37 (n≒50) = O(CH ( 2CH2O))cH O CH2O(CH2CH2O)fC(CH2)10CH(CH2)5CH3 Bri j700 (Polyoxyethylene 100 stearylether) Brij700 (Polyoxyethylene 100 stearylether) H(OCH2CH2)nOC18H37 (n≒100) ** ** * ** * 100 50 0 * * ** ** 6 12 * 18 24 Liver 200 150 ** 100 ** * 50 * * * 0 0 (a + b + c + d + e + f ≒ 60) ** * 0 g G Gd / g wet liver = O O(CH2CH2O)bH CHO(CH2CH2O)eC(CH2)10CH(CH2)5CH3 Brij700 HCO-60 Myrj53 None * 150 = O(CH2CH2O)aH O CH2O(CH2CH2O)dC(CH2)10CH(CH2)5CH3 Blood 200 * ** * * ** 40 Tumor 12 18 24 ** * 20 * * 10 0 6 12 1000 18 24 Spleen 500 * * **** * ** 0 6 * * * 30 0 g G Gd / g wet spleen HCO 60 HCO-60 g Gd d / ml bloo od Chemical Structure of Co-surfactants Co surfactants g Gd / g wet tum mor Effect of Cosurfactant 0 * * * * * * * ** ** 6 12 * 18 24 Time (h) Time (h) Figure 1. Effect of the type of co-surfactant on biodistribution after I.V. administration of standard-Gd-nanoLP at a dose of 1.5 mg Gd/ml/hamster. (closed ((CH2CH2O)) : Polyoxyethylene y y y ((POE)) unit (hydrophilic) ( y p ) triangle) Gd Gd-nanoLP-PL; nanoLP PL; (open triangle) Gd-nanoLP Gd nanoLP with Myrj53; (closed circle) Gd Gd-nanoLP nanoLP with HCO-60; (open circle) Gd-nanoLP with Brij700. Each value represents the mean + S.D. (n=3). * p<0.05 and ** p<0.01, significantly different from the Gd concentration of Gd-nanoLP-PL. A8-22 A8-23 Tumor Accumulation of Sensitizers In Vivo Experiments • The concentration of sensitizer molecules accumulated in tumor tissue after one shot i.v. i v injection is correlated to molar dose per body weight without regard to the types of sub-100 nm device and molecule!? • So,, what we should do for deliveryy of sensitizer to tumor in the higher g level is primarily p y to escalate the dose. ・D1179 fragment (2×2×2 mm) was subcutaneously inoculated on the left nates of hamsters. Molecule concenttration in tum mor (mol/k kg) ・The Gd-nanoLE was administrated at 10 days after inoculation, while the diameter of the tumor mass became about 10 mm. mm j into the hamsters at a dose of 1 mL pper hamster ・ The Gd-nanoLE was i.v. injected (maximum tolerable volume). Factors Affecting Biodistribution 1) Administration route 2) Particle size 3) Type of co-surfactant co surfactant 4) Type of core component p with Gd-nanoLP 5)) Comparison 6) Formulation of surface layer A8-24 0.3-3 µm 10000 Intermediate GdnanoLE RS nanoLE-RS BPA Standard GdnanoLE-RS Standard GdnanoLE 1000 TF-PEG liposome Gd-nanoGR (40-60 nm) BSH 100 Ct=1.3Cd 10 10 Succinic acidcoated Gd(OH)3 100 1000 TF-PEG liposome BPA BSH B 30 ppm Intermediate GdnanoLE-RS 1000 Gd 150 ppm Standard S d d Gd GdnanoLE-RS Standard GdnanoLE Gd-nanoGR (40-60 nm) 100 Succinic acidcoated Gd(OH)3 10 10000 10 100 1000 10000 Dose (mol/kg b.w.) Dose (mol/kg b.w.) Sampling time: , BPA at Tmax, 3 hr; , BSH at 5 min; , TF TF-PEG PEG liposome at Tmax, 24 hr; , Gd-nanoLE at Tmax, 12 hr; , Gd-nanoGR at Tmax, 6 hr; , Succinic acid-coated Gd(OH)3 at 12 hr. Hideki Ichikawa et al, Current Drug Delivery, 4, 131-140 (2007). A8-25 Gadolinium carrier - Gd-nanoCP EPR effect / BSB hypothesis Positive charge Moderate release of Gd 10000 Ato om concentration in tumor (mol/kg) Animal: Syrian (golden) hamster （female, b.w. 98±10 g, 6 weeks） Tumor cell: D1179 （Green's melanoma ) Capillary wall Highly Gd-containing Gd containing nanoparticles were prepared using cationic polysaccharide, polysaccharide chitosan Lymph capillary (A) Gd - OOCH2C 10-50 nm 3＋ CH 2COO- NCH2CH2NCH2CH2N 100 nm - OOCH2C Ionic interaction (B) NH + 3 H OH Capillary Tumoral tissue CH 2OH Normal tissue Fig. Properties of Particles to be i. t. Injected O A8-26 O H O OH H NH+ 3 OH H H H H H H O H H H H Ionic interaction CH 2COO CH 2OH H O 5 µm CH 2COO - NH+ 3 H O O CH 2OH Structure of Gadopentetate (Gd-DTPA) (A) and Chitosan (B) A8-27 Inner phase 2.5% chitosan 10B 10% Gd Gd-DTPA DTPA soln l Outer phase 5% ArlacelC/ 1.4 m paraffin liquid (A) 4.2 m Chitosan emulsion (w/o) • The Gd content of Gd-nanoCPs prepared by this method using 100% deacetylated chitosan were very high; 9.3+3.2%, equivalent to 32.4+11.0% as gadopentetic acid (Gd-DTPA). But, the mean particle i l diameter di was 426±28 nm (mean±S.D.), ( ±S D ) which hi h was too large l to deliver d li Gd to tumor by b the EPR effect. T able . M ean P article Size and G d C ontent of G d-nanoC P Prepared w ith V arious D eacetyla ted D egrees of C hitosan and G d-D T PA C once ntrations in C hitosan M edia Inner phase 3N NaOH soln O t phase Outer h 5% ArlacelC/ paraffin liquid (B) NaOH emulsion (w/o) N o. o of batch (A) + (B) Mixed emulsion Stirred by high high-speed speed homogenizer (Solidification of chitosan) 450 nm Washed twice by centrifugation with toluene, EtOH and water Gd-nanoCP suspension Preparation p Process of Gd-nanoCPs Using g an Emulsion-Droplet Coalescence Technique H. Tokumitsu, H. Ichikawa, Y. Fukumori, Pharm. Res., 16, 1830 (1999). M ean particle G d c ontent (% w /w ))* size (nm )* ［ G d-D TP A content, % ］ C hitosan 10B % G d-D d T PA A soln l － 5% 3 461 ± 15 1 － 1 0% G d-D TP A soln 6 426 ± 28 － 1 5% G d-D TP A soln C hitosan 9B － 1 0% G d-D TP A soln C hitosan 8B － 1 0% G d-D TP A soln 3 452 ± 25 3 594 ± 96 4.1 ± 1.0 ［ 14.2 ± 3.4 ］ 3 750 ± 77 3.3 ± 0.8 ［ 11.6 ± 2.7 ］ 7.7 ［ 26.9 9.3 32.4 . ［ 3 13.0 ［ 45.3 ± ± ± ± ± ± 1 1.7 5.9 ］ 3.2 11.0 .0 ］ 1.8 6.2 ］ * T he va lue s how s ave rage ± S.D . of 3-6 batche s. H. Tokumitsu, H. Ichikawa, Y. Fukumori, Pharm. Res., 16, 1830 (1999). A8-28 A8-29 100 Gd-nanoCPs In human plasma 80 Gd releaseed (%) G After 5 minutes Magnevist®soln. soln 60 After 24 hours 40 20 0 0 0 6 12 18 400 600 800 1000 1200 Amount of Gadolinium in B16F10 Melanoma Tissue on C57BL/6 Mice after Intratumoral Injection of Gd-nanoCP Suspension or Diluted Magnevist® Solution at a Gd Dose of 1200 mg 24 Time (h) Release of Gd from Gd-nanoCPs Gd nanoCPs in Phosphate Buffered Saline Solution and Human Plasma in Vitro H. Tokumitsu, H. Ichikawa, Y. Fukumori, Pharm. Res., 16, 1830 (1999). 200 Gadolinium in tumor tissue (g) In PBS A8-30 H. Tokumitsu, H. Ichikawa, Y. Fukumori et al., Cancer Lett., 150, 177 (2000). A8-31 Gd am mount (g g／106 cellls) 80 • Gd-containing chitosan nanoparticles (Gd-nanoCPs) injected via i.t. route exhibited much stronger tumor-killing effects, clearly depending on dose. • However, However we can not achieve any complete treatments of cancer after administration, administration possibly coming from inhomogeneous distribution of Gd in the tumor tissue. ■; Gd-nanoCPs ■; Magnevist® 60 40 20 0 L929 fibroblast cells B16F10 melanoma cells SCC-Ⅶ squamous cells carcinoma Uptake and Adhesion of Gd-nanoCPs (■) or Magnevist® (■) at Gd Dose of 40 ppm in Three Different Cell Lines 12 hr after Exposure Gd-Dose to the Cells under 5% CO2 Atmosphere at 37oC F. Shikata, H. Ichikawa, Y. Fukumori et al., Eur. J. Pharm. Biopharm., 53, 57 (2002). A8-32 H. Tokumitsu, J. Hiratsuka, Y. Sakurai, F. Shikata, H. Ichikawa, Y. Fukumori, T. Kobayashi. Kyoto A8-33 University Research Reactor Progress Report 1998, Section I, 1999, p.179. 神戸学院大学 薬学部 教授 福森義信 先生 先日は、突然にお電話いたしまして大変失礼をいたしました。私事で申し訳 ございませんが、先ずは自己紹介をさせてください。 私は 現在 神戸大学医学部整形外科の腫瘍グル プに勤務をしておりま 私は、現在、神戸大学医学部整形外科の腫瘍グループに勤務をしておりま す。本年5月まで、アメリカのテキサス大学整形外科に留学しておりました。 留学先で、たまたま知り合ったアメリカの脳外科医がgliosarcomaの研究をし ており（NCTとは関係なく放射線治療の研究でしたが）、その関連で先生の おり（ とは関係なく放射線治療 研究 たが） そ 関連 先生 gadoliniumを使用したNCTの研究を知るきっかけとなった次第です。 帰国しまして腫瘍関連の仕事に従事するに当たり、様々な患者さん、特に 末期の患者さんと接していますと医療の限界を知るとともに何か他の治療方 法が必要ではないかと強い思いがありました。そこで、先生からご教授を承 りたく失礼ながらお電話をさせていただきました。 私は、火曜日と金曜日が手術日でありまして、火曜日の午前中か金曜日の 午後が時間が取れる日が多いです。７月6日の午前９時ごろはいかがでしょ うか ご多用の中 ご無理申しますがご配慮のほど宜しくお願い申し上げま うか。ご多用の中、ご無理申しますがご配慮のほど宜しくお願い申し上げま す。 藤 □ 卓 □ 2004.07.02 2004 07 02 A8-34 A8-35 concen ntration iin cell (10B g/g cell ) 10B 100 90 80 70 60 50 40 30 20 10 0 BPA BSH ** ** 20 10B ** 40 concentration in medium (10B 80 g/mL medium ) 10B Fig.3 uptake by MP-CCS-SY cells after 4 hr treatment in medium with increasing BPA or BSH concentrations (n = 3) :p<0.05, 05 **:p<0 :p<0.01, 01 significantly different from the 10B concentration of BSH BSH. Each value *:p<0 represents the mean ± S.D. (n=3). BPA BSH 20 ppm 27 27.77 ± 3.2 32 0 0.17 17 ± 0.06 0 06 40 ppm 49.9 ± 4.9 1.48 ± 0.38 80 ppm 78.3 ± 8.9 4.46 ± 1.48 A8-36 A8-37 大阪ベイエリア BNCTコンソーシアム BNCTコンソ シアム 10Bキャリア開発チーム 大阪府大応用生命化学 大阪医大 市川・福森研 川崎医大 阪大（医、歯） 淡路島 大阪湾 ステラケミファ ステラケミファ 医療チーム 研究成果活用 プラザ大坂 大阪府大 京大原子炉実験所 大阪医大 川崎医大 化合物評価チーム バイオリサ チ バイオリサーチ 京大原子炉実験所 近大(医） 京大原子炉実験所 阪大(医、歯） 近大(医） 国内共同研究グループ 東大（医）、筑波大（医）、東北大（理、医）、学習院大（理）、帝京大（薬）、愛知がんセンター A8-38 A8-39 日経 2012.06.21 2012 06 21 日経 2013.04.28 A8-40 A8-41 おわりに Inter-professional p collaboration Science translational medicine research Regulatory science 日経2013.06.05 A8-42 A8-43