JPH10328316A - Cell breaking method and apparatus - Google Patents
Cell breaking method and apparatusInfo
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- JPH10328316A JPH10328316A JP9143719A JP14371997A JPH10328316A JP H10328316 A JPH10328316 A JP H10328316A JP 9143719 A JP9143719 A JP 9143719A JP 14371997 A JP14371997 A JP 14371997A JP H10328316 A JPH10328316 A JP H10328316A
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Abstract
Description
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】本発明は、放射線照射を受け
た際の酸化チタンの有する酸化還元力を利用して、ガン
細胞等の標的細胞を選択的に破壊する方法に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a method for selectively destroying target cells such as cancer cells by utilizing the redox power of titanium oxide when irradiated with radiation.
【０００２】[0002]
【従来の技術】従来、癌細胞を破壊する方法として、放
射線照射による方法がある。この方法は、癌細胞が存在
する患部を焦点として、高いエネルギー量の放射線を放
射する。放射線照射を受けた細胞では、その核内に存在
する染色体が放射線により切断され、その細胞は死滅す
ることになる。このような従来の方法では、周囲の健全
な細胞まで高いエネルギー量の放射線を受け、死滅する
という弊害があった。2. Description of the Related Art Conventionally, as a method for destroying cancer cells, there is a method using radiation irradiation. This method emits a high energy dose of radiation focused on the affected area where cancer cells are present. In irradiated cells, the chromosomes present in the nucleus are severed by the radiation and the cells die. Such a conventional method has a disadvantage that surrounding healthy cells receive high-energy radiation and die.
【０００３】一方、このような問題を改善すべく、近
年、酸化チタンの光触媒作用を利用した細胞破壊方法に
ついての研究開発が行われている。この酸化チタンの光
触媒作用とは、酸化チタンに紫外線を照射した際に形成
される電子正孔対が酸化還元反応の触媒として作用する
ことをいう。[0003] On the other hand, in order to improve such a problem, research and development on a cell destruction method utilizing the photocatalytic action of titanium oxide have been conducted in recent years. The photocatalytic action of titanium oxide means that electron-hole pairs formed when the titanium oxide is irradiated with ultraviolet light act as a catalyst for a redox reaction.
【０００４】具体的に試みられている研究としては、酸
化チタンの有する酸化還元作用を利用して癌細胞を死滅
させることが行われている（Ｆｕｊｉｓｈｉｍａら、Ｄ
ＥＮＫＩ ＫＡＧＡＫＵ vol. 60, 314-321）。これは、
ｉｎ ｖｉｔｒｏの実験例を報告したものである。詳細
には、シャーレ等の中で培養されたヒト由来の培養細胞
（Ｈｅｌａ細胞）に酸化チタン粒子を含む懸濁液を注入
し、その後、細胞に紫外線を照射する。このとき、細胞
内では注入された酸化チタンに紫外線が照射され、酸化
チタン上で電子正孔対の形成が促進される。ここで生じ
る正孔は強い酸化力を有するため、この酸化力により細
胞はダメージを受け殺傷される。[0004] As a specific trial, cancer cells are killed by utilizing the redox action of titanium oxide (Fujishima et al., D.
ENKI KAGAKU vol. 60, 314-321). this is,
It reports an in vitro experimental example. Specifically, a suspension containing titanium oxide particles is injected into human-derived cultured cells (Hela cells) cultured in a petri dish or the like, and then the cells are irradiated with ultraviolet rays. At this time, the injected titanium oxide is irradiated with ultraviolet rays in the cells, and the formation of electron-hole pairs on the titanium oxide is promoted. The holes generated here have strong oxidizing power, and the cells are damaged and killed by the oxidizing power.
【０００５】従って、この方法を臨床に応用することに
より、紫外線の照射により多少周囲の細胞に影響を与え
るものの、酸化チタンが注入された細胞を選択的に死滅
させることが可能となる。[0005] Therefore, by applying this method to clinical practice, it is possible to selectively kill cells into which titanium oxide has been injected, although the irradiation of ultraviolet rays slightly affects surrounding cells.
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記酸
化チタンの光触媒作用を利用した場合、紫外線が照射さ
れる表面付近に存在する細胞では、効率的に酸化チタン
の酸化還元作用を引き出すことが可能となるが、紫外線
の透過力の低さから表面に位置する細胞から離れる程紫
外線が到達しにくくなり、その結果、表面から離れた細
胞では、細胞内に注入された酸化チタンの酸化還元反応
を引き出すことができないことになる。従って、この方
法の場合には細胞の位置により酸化チタンの酸化還元力
（細胞破壊力）の誘導に偏りが生じることになる。However, when the photocatalytic action of the above-mentioned titanium oxide is utilized, cells existing near the surface to be irradiated with ultraviolet rays can efficiently extract the redox action of the titanium oxide. However, as the distance from the cells located on the surface decreases, the ultraviolet rays become harder to reach due to the low transmittance of the ultraviolet light, and as a result, the cells away from the surface induce the redox reaction of the titanium oxide injected into the cells You will not be able to do it. Therefore, in the case of this method, the induction of the oxidation-reduction power (cell destruction power) of titanium oxide is biased depending on the position of the cell.
【０００７】こうした各細胞内での酸化チタンの酸化還
元力の偏りは、臨床への応用では重大な問題になる。例
えば、この方法を利用して患者の癌細胞の破壊を行った
場合、一部の細胞では酸化チタンの酸化還元力が誘導で
きず、癌細胞が一部残存することとなる。このような偏
りを最小限にするためには、患者の患部を切開する必要
がある。即ち、患部を切開して癌細胞全体に紫外線が当
たるように配置させなければならないという問題が生じ
る。[0007] Such bias of the redox power of titanium oxide in each cell becomes a serious problem in clinical application. For example, when a cancer cell of a patient is destroyed using this method, the redox power of titanium oxide cannot be induced in some cells, and some cancer cells remain. In order to minimize such deviation, it is necessary to make an incision in the affected part of the patient. That is, there arises a problem that the affected part must be incised and arranged so that the entire cancer cell is irradiated with ultraviolet rays.
【０００８】そこで、本発明の細胞破壊方法は、上記課
題に鑑みてなされたものであり、従来の癌治療の場合よ
りも低いエネルギー量の放射線で効果的に標的細胞を破
壊する方法を提供することを目的とする。Accordingly, the cell destruction method of the present invention has been made in view of the above problems, and provides a method of destructing target cells effectively with radiation having a lower energy dose than in the case of conventional cancer treatment. The purpose is to:
【０００９】[0009]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明の細胞破壊方法は、細胞の集合体中の標的細
胞を選択的に破壊する方法であって、標的細胞に半導体
粒子懸濁液を注入する工程と、半導体懸濁液注入後、標
的細胞に放射線を照射する工程と、を含むことを特徴と
する。Means for Solving the Problems In order to achieve the above object, a cell disruption method of the present invention is a method for selectively destroying target cells in a cell aggregate. The method includes a step of injecting a suspension and a step of irradiating target cells with radiation after injecting the semiconductor suspension.
【００１０】すなわち、細胞の集合体から破壊したい細
胞を選択して半導体粒子懸濁液を注入し、該集合体に紫
外線よりも高い透過力を有する放射線を照射する。この
放射線は、該集合体の表面に位置する細胞に限らず、表
面から離れた位置に存在する細胞にも照射される。この
結果、各標的細胞内では注入された半導体粒子において
電子正孔対が形成され、酸化還元反応が誘導されて細胞
が破壊される。That is, a cell to be destroyed is selected from an aggregate of cells, a semiconductor particle suspension is injected, and the aggregate is irradiated with radiation having a higher transmission power than ultraviolet light. This radiation is applied not only to cells located on the surface of the aggregate but also to cells located at a position away from the surface. As a result, electron-hole pairs are formed in the injected semiconductor particles in each target cell, and an oxidation-reduction reaction is induced to destroy the cell.
【００１１】上記の通り、放射線を利用することによ
り、従来問題になっていた各細胞内の酸化チタンの細胞
破壊力の偏りを解消することが可能となる。この結果、
ヒト患者に応用する場合にも、患部を切開等することな
く、皮膚表面からの放射線照射により、目的細胞を破壊
することも可能となる。As described above, the use of radiation makes it possible to eliminate the bias of the cell destructive force of titanium oxide in each cell, which has been a problem in the past. As a result,
Even when applied to a human patient, the target cells can be destroyed by irradiating the skin surface without irradiating the affected part.
【００１２】上記発明において、前記半導体粒子が酸化
チタン粒子であることが好ましい。酸化チタンは細胞毒
性がほとんどなく、特に、ヒト患者への応用に好適であ
る。また、酸化チタンは、放射線の照射を受けて効率的
に電子正孔対が形成されるため、確実に細胞破壊力を誘
導することができる。In the above invention, the semiconductor particles are preferably titanium oxide particles. Titanium oxide has little cytotoxicity and is particularly suitable for application to human patients. In addition, since titanium oxide forms electron-hole pairs efficiently upon irradiation with radiation, it can reliably induce cell destruction.
【００１３】また、前記酸化チタン粒子の直径として
は、細胞内への注入を容易にするために５０ｎｍ以下で
あることが好ましい。また、細胞破壊は、酸化チタン粒
子の表面に形成された電子正孔対により行われるため、
この効率を向上させるためにも粒子の径を小さくして表
面積を高めることが好ましい。The diameter of the titanium oxide particles is preferably 50 nm or less in order to facilitate the injection into the cells. In addition, cell destruction is performed by electron-hole pairs formed on the surface of the titanium oxide particles,
In order to improve the efficiency, it is preferable to reduce the particle diameter to increase the surface area.
【００１４】前記放射線の照射量としては、少なくとも
標的細胞内に注入された半導体粒子中で電子−正孔対を
形成し得る量とする。この放射線量は、用いる線源（例
えばγ線、Ｘ線等）や使用する半導体粒子に基づき決定
することができる。[0014] The irradiation dose of the radiation is an amount capable of forming an electron-hole pair in at least the semiconductor particles injected into the target cells. This radiation dose can be determined based on the radiation source (for example, γ-ray, X-ray, etc.) used and the semiconductor particles used.
【００１５】本発明の細胞破壊装置は、細胞の集合体中
の標的細胞を選択的に破壊する装置であって、半導体粒
子懸濁液が注入された標的細胞に対し、該標的細胞内の
半導体粒子中で電子−正孔対を形成し得る量の放射線を
照射する照射部を含むことを特徴とする。The cell destruction device of the present invention is a device for selectively destroying target cells in an aggregate of cells. It is characterized by including an irradiation part for irradiating an amount of radiation capable of forming an electron-hole pair in the particle.
【００１６】上記装置によれば、照射部からの放射線
が、半導体粒子懸濁液が注入された標的細胞に照射さ
れ、該細胞内の半導体粒子が電子正孔対を形成する、こ
こで形成された電子正孔対は、その酸化還元力により細
胞を破壊する。こうして本装置では、紫外線でなく放射
線を利用していることから、患者の患部を切開すること
なく、半導体粒子が注入された標的細胞に放射線を照射
することにより、標的細胞を破壊することができる。According to the above device, the radiation from the irradiation unit is irradiated to the target cells into which the semiconductor particle suspension has been injected, and the semiconductor particles in the cells form electron-hole pairs. The electron-hole pairs destroy cells by their redox power. In this way, since the present device uses radiation instead of ultraviolet rays, it is possible to destroy target cells by irradiating the target cells with the injected semiconductor particles without irradiating the affected part of the patient. .
【００１７】前記照射部としては、例えばγ線またはＸ
線を放出するものを利用することができる。The irradiating unit is, for example, γ-ray or X-ray.
Anything that emits a line can be used.
【００１８】[0018]
【発明の実施の形態】以下、本発明の好適な実施の形態
を示す。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Preferred embodiments of the present invention will be described below.
【００１９】１、標的細胞に半導体粒子懸濁液を注入す
る工程 破壊対象となる標的細胞としては、ヒト患者の癌細胞等
の新生生物、外来生物（例えば、ウイルス、細菌）が感
染した細胞、奇形細胞等が挙げられる。また、ヒト以外
の哺乳動物における癌細胞、動植物の改良等を目的とし
た動植物の特定組織細胞等をも対象とする。さらには、
種々の生物から由来する未分化細胞や癌化細胞などの培
養細胞などをも対象とする。1. Step of Injecting Semiconductor Particle Suspension into Target Cells Target cells to be destroyed include neoplasms such as cancer cells of human patients, cells infected with foreign organisms (eg, viruses and bacteria), Deformed cells and the like. The present invention also covers cancer cells in mammals other than humans and specific tissue cells of animals and plants for the purpose of improving animals and plants. Moreover,
The present invention also covers cultured cells such as undifferentiated cells and cancerous cells derived from various organisms.
【００２０】細胞破壊に使用する半導体粒子は、目的に
応じて各種半導体から選択して利用することができる
が、特にヒト患者への適用を考慮した場合には、酸化チ
タンのように人体に毒性を及ぼさないものを選択するこ
とが好ましい。また、標的細胞のみを選択的に破壊し、
かつ、周囲の細胞へは影響を低くするために、低い放射
線量で効率的に電子正孔対を形成し得るものを選択する
ことが好ましい。The semiconductor particles used for cell destruction can be selected and used from various semiconductors according to the purpose. However, particularly in consideration of application to human patients, the semiconductor particles are toxic to the human body like titanium oxide. Is preferably selected. Also, selectively destroy only target cells,
In addition, in order to reduce the influence on surrounding cells, it is preferable to select a material that can efficiently form electron-hole pairs with a low radiation dose.
【００２１】ここで用いる粒子は、細胞内への注入を容
易にするため、また、形成される電子正孔対を有効に細
胞破壊に利用するために、小さな径とすることが好まし
く、具体的には、５０ｎｍ以下とすることが好ましい。
即ち、半導体内で形成された電子正孔対のうち、表面付
近の電子正孔対が細胞と接触して、その酸化還元力によ
り細胞を破壊に導く。The particles used here are preferably of small diameter in order to facilitate injection into cells and to effectively utilize the formed electron-hole pairs for cell destruction. Is preferably 50 nm or less.
That is, of the electron-hole pairs formed in the semiconductor, the electron-hole pairs near the surface come into contact with the cell, and the cell is destroyed by the oxidation-reduction power.
【００２２】この粒子を標的細胞に導入する方法として
は、注射筒等を用いて直接標的細胞に注入する方法が挙
げられる。これ以外にも、例えば、前記粒子を化学修飾
して所定の臓器（組織）に移行するように構成し、経口
投与等により前記所定の臓器（組織）に導入することも
できる。この化学修飾としては、従来より医薬品におい
て利用されているカプセル材等を利用する場合が挙げら
れる。カプセル材を利用する場合には、標的臓器で溶解
するカプセル材中に粒子を充填し、経口投与することに
より、標的細胞に前記粒子を導入することができる。As a method for introducing the particles into target cells, there is a method of directly injecting the particles into the target cells using a syringe or the like. In addition, for example, the particles can be chemically modified and transferred to a predetermined organ (tissue), and can be introduced into the predetermined organ (tissue) by oral administration or the like. As this chemical modification, there is a case where a capsule material or the like conventionally used in pharmaceuticals is used. When using a capsule material, the particles can be introduced into target cells by filling the particles into a capsule material that dissolves in the target organ and orally administering the particles.
【００２３】２、標的細胞に放射線を照射する工程 ここで用いる放射線としては、γ線やＸ線等が挙げられ
る。γ線の場合、従来より放射線医学の分野で用いられ
ている各種装置を利用することができる。また、後の実
施例において詳述する装置を利用することができる。2. Step of irradiating target cells with radiation Examples of the radiation used here include γ-rays and X-rays. In the case of γ-rays, various devices conventionally used in the field of radiology can be used. Further, an apparatus described in detail in the following embodiment can be used.
【００２４】例えば、γ線を放射する装置としては、放
射線同位元素遠隔治療装置（Teleisotope machines)な
どが挙げられ、この場合の線源としては、60Co、137Cs
等を用いることができる。For example, as a device for emitting γ-rays, radioisotope machines for radioisotopes (Teleisotope machines) and the like can be mentioned. In this case, the source of the radiation is 60 Co, 137 Cs
Etc. can be used.
【００２５】また、Ｘ線を放射する装置としては、Ｘ線
装置（Ｘ-Ray tube machines）や、直線加速装置（Li
near accelerator）、共振変圧器形加速器（Resonant
transformer）、ヴァン・デ・グラフ加速器（Van de
Graaff)などを利用することができる。As an apparatus for emitting X-rays, an X-ray apparatus (X-Ray tube machines) or a linear accelerator (Li
near accelerator), Resonant transformer type accelerator
transformer), Van de Graf accelerator (Van de
Graaff) can be used.
【００２６】放射線量としては、標的細胞以外の周囲細
胞に大きな影響を与えず、かつ、注入された半導体粒子
において電子正孔対を形成させることのできる量とす
る。この量は、使用する線源と使用する半導体粒子によ
り決定することができる。この照射線量の決定は、後に
詳述する演算に従い求めることができる。具体的には、
半導体粒子として酸化チタンを用い、また、放射線とし
てγ線を利用した場合には、従来の放射線治療による癌
治療時の放射量（４００〜５００ｒａｄ）よりも１０分
の１程度の放射線量で足りることになる。また、ここで
求めた放射線量により標的細胞を適切に破壊できるか否
かは、動物実験等により確認し、その結果に基づき演算
値を適宜上下させて実施することができる。The radiation dose is such that it does not significantly affect surrounding cells other than the target cells, and can form electron-hole pairs in the injected semiconductor particles. This amount can be determined by the source used and the semiconductor particles used. The determination of the irradiation dose can be obtained according to a calculation described later in detail. In particular,
When titanium oxide is used as the semiconductor particles and gamma rays are used as the radiation, a radiation dose that is about one-tenth of the radiation dose (400 to 500 rad) at the time of cancer treatment by conventional radiation therapy is sufficient. become. Whether or not the target cells can be appropriately destroyed by the radiation dose obtained here can be confirmed by an animal experiment or the like, and the calculation value can be appropriately increased or decreased based on the result.
【００２７】３、細胞破壊装置 本細胞破壊装置は、該標的細胞内の半導体粒子中で電子
正孔対を形成し得る量の放射線を照射する照射部を含
み、該照射部からの放射線を受けた各細胞内の半導体粒
子では電子正孔対が形成され、細胞破壊されることにな
る。3. Cell Destruction Apparatus The cell destruction apparatus includes an irradiation section for irradiating an amount of radiation capable of forming an electron-hole pair in the semiconductor particles in the target cell, and receives the radiation from the irradiation section. Electron-hole pairs are formed in the semiconductor particles in each cell, and the cells are destroyed.
【００２８】この細胞破壊装置の照射部には、60Co若し
くは137Cs等のγ線源またはＸ線管球が備えることがで
きる。この照射部は、標的細胞に対し適切な角度または
距離から放射線照射を実行可能とするために、角度また
は上下位置に関して移動自在に構成することが好まし
い。The irradiation unit of the cell disrupting apparatus can be provided with a γ-ray source such as 60 Co or 137 Cs or an X-ray tube. It is preferable that the irradiating unit is configured to be movable with respect to the angle or the vertical position in order to perform irradiation of the target cell from an appropriate angle or distance.
【００２９】上記照射部には、遮蔽シャッター等の遮蔽
部が備えられ、この遮蔽部は非照射時に線源を遮蔽す
る。この遮蔽部は、遠隔的に開閉が制御され、その開放
により標的細胞への放射線照射が実行される。The irradiating section is provided with a shielding section such as a shielding shutter, and this shielding section shields the radiation source when no irradiation is performed. Opening and closing of the shielding unit is remotely controlled, and irradiation of target cells is performed by opening and closing the shielding unit.
【００３０】また、放射線照射時に標的細胞以外の周囲
の細胞への影響を低減させるために、前記照射部には、
その照射範囲を限定するためのコリメータを備えること
が好ましい。さらに、このコリメータには、照射時の照
射範囲を確認するための照射範囲確認部を備えることが
好ましい。具体的には、コリメータと線源との間に可視
光ランプを設け、コリメータを通過した可視光により照
らされる範囲に基づき照射範囲を確認することができ
る。また、この放射範囲確認部は、照射部からの照射時
にも可視光を発するように構成することが好ましい。こ
うして照射範囲確認部を備えることにより、標的細胞を
含む適切な範囲に放射線を照射することが可能となる。In order to reduce the influence on surrounding cells other than target cells during irradiation,
It is preferable to provide a collimator for limiting the irradiation range. Further, it is preferable that the collimator includes an irradiation range check unit for checking an irradiation range at the time of irradiation. Specifically, a visible light lamp is provided between the collimator and the radiation source, and the irradiation range can be confirmed based on the range illuminated by the visible light passing through the collimator. In addition, it is preferable that the radiation range confirmation unit is configured to emit visible light even when irradiated from the irradiation unit. Providing the irradiation range confirmation unit in this manner makes it possible to irradiate an appropriate range including the target cells with radiation.
【００３１】以下、実施例を用いて詳細に説明する。Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to embodiments.
【００３２】[0032]
［実施例１］図１に本実施例の細胞破壊装置１０を示
す。なお、本実施例では、この細胞破壊装置１０を用い
てヒト患者１２の癌組織１４を破壊する場合を示す。[Embodiment 1] FIG. 1 shows a cell disruption apparatus 10 of the present embodiment. In this embodiment, a case where the cancer tissue 14 of the human patient 12 is destroyed by using the cell disrupting device 10 is shown.
【００３３】図１において、細胞破壊装置１０は、例え
ば、放射線治療室の天井等に固定された支持部１８とこ
の支持部に支持された照射部２０とからなる。In FIG. 1, the cell disrupting apparatus 10 includes, for example, a support section 18 fixed to a ceiling or the like of a radiotherapy room and an irradiation section 20 supported by the support section.
【００３４】前記支持部１８は、楕円形の走行軌道レー
ル２２が備えられ、このレール２２に沿って照射部２０
が移動自在に支持されている。詳細には、前記走行軌道
レール２２には、照射部２０の角度を調節するための角
度調節器２４が移動自在に固定され、この角度調節器２
４からは高さ調節軸２６が伸びている。そして、この高
さ調節軸２６の先端に照射部２０が設けられている。The support section 18 is provided with an elliptical running track rail 22 along which the irradiation section 20 extends.
Are movably supported. Specifically, an angle adjuster 24 for adjusting the angle of the irradiation unit 20 is movably fixed to the traveling track rail 22.
4, a height adjusting shaft 26 extends. The irradiation section 20 is provided at the tip of the height adjustment shaft 26.
【００３５】照射部２０には、内部にγ線源またはＸ線
管球を備えた線源部２８が設けれている。ここでγ線源
は、例えば60Co、137Cs等を用いることができる。ま
た、この線源部２８としてγ線源を用いた場合には、外
部に通じる線源交換用収容容器３０を設け、駆動シャフ
ト３１により線源の出し入れを容易する。また、この収
容容器３０には上下自在の遮蔽部３２を設け、この遮蔽
部３２を閉じることにより内部の線源を密封する。The irradiating section 20 is provided with a radiation source section 28 having a γ-ray source or an X-ray tube inside. Here, as the γ-ray source, for example, 60 Co, 137 Cs or the like can be used. When a γ-ray source is used as the radiation source unit 28, a radiation source exchange container 30 communicating with the outside is provided, and the drive shaft 31 facilitates taking in and out of the radiation source. The container 30 is provided with a shield 32 which can be freely moved up and down. By closing the shield 32, the internal radiation source is sealed.
【００３６】また、照射部２０下端面には、線源部２８
からの放射線を寝台３３の方向に照射するための照射窓
３４が形成されており、この照射窓３４には、その開口
を調節するための鉛製のコリメータ３６が設けられてい
る。Further, a radiation source section 28 is provided on the lower end face of the irradiation section 20.
An irradiation window 34 for irradiating radiation from the bed in the direction of the bed 33 is formed. The irradiation window 34 is provided with a lead collimator 36 for adjusting the opening thereof.
【００３７】この照射窓３４と線源部２８との間には、
線源部２８からの放射線を遮蔽するための放射線照射シ
ャッタ３８が備えられている。この放射線照射シャッタ
３８には、スライド部４０が設けられ、このスライド部
４０が線源部２８と照射窓３４とを結ぶ領域上にスライ
ド突出することにより線源部２８からの放射線を遮蔽す
る。Between the irradiation window 34 and the radiation source 28,
A radiation irradiation shutter 38 for shielding radiation from the radiation source unit 28 is provided. The radiation irradiation shutter 38 is provided with a slide portion 40, and the slide portion 40 slides out onto a region connecting the radiation source portion 28 and the irradiation window 34, thereby shielding radiation from the radiation source portion 28.
【００３８】また、照射部２８の内部には、放射範囲確
認部として可視光ランプ４２が設けれられている。この
可視光ランプ４２からの可視光は、照射窓を通過して患
者１２を照らし、この可視光により照らされた範囲を照
射範囲として確認することができる。A visible light lamp 42 is provided inside the irradiation unit 28 as a radiation range confirmation unit. The visible light from the visible light lamp 42 passes through the irradiation window and illuminates the patient 12, and the range illuminated by the visible light can be confirmed as the irradiation range.
【００３９】なお、図には示していないが、これら各構
成の駆動制御及び調節は、別の操作室から遠隔的に操作
する。Although not shown in the drawings, the drive control and adjustment of each of these components are remotely operated from another operation room.
【００４０】次に、上記通り構成された細胞破壊装置に
より、患者の癌組織を破壊する方法を説明する。Next, a description will be given of a method for destroying a cancer tissue of a patient by using the cell disrupting device configured as described above.
【００４１】患者の癌組織には、予め、直径５ｎｍ以下
の酸化チタン粒子懸濁液１５を注射筒１６により注入す
る。酸化チタン粒子注入後、照射窓３４からの放射線が
癌組織１４に照射されるように照射部２０の位置、角
度、高さを調節する。この調節時には可視光ランプ４２
からの可視光の照射範囲を目印として、走行軌道レール
２２上の位置、角度調節器２４及び高さ調節軸２６を調
整して、照射範囲４４を癌組織１４に合せる。また、コ
リメータ３６を調節し、周囲の細胞に放射線が照射され
ないように、照射窓３４の開口を制限する。A suspension of titanium oxide particles 15 having a diameter of 5 nm or less is previously injected into a patient's cancer tissue through a syringe 16. After the injection of the titanium oxide particles, the position, angle, and height of the irradiation unit 20 are adjusted so that the radiation from the irradiation window 34 is irradiated on the cancer tissue 14. At this time, the visible light lamp 42
The irradiation range 44 is adjusted to the cancer tissue 14 by adjusting the position on the running track rail 22, the angle adjuster 24, and the height adjustment shaft 26 using the irradiation range of the visible light from as a mark. In addition, the collimator 36 is adjusted to limit the opening of the irradiation window 34 so that the surrounding cells are not irradiated with radiation.
【００４２】照射範囲を調整した後、放射線照射シャッ
タ３８のスライド部４０を収納位置に配置し、線源部２
８からの放射線を照射窓３４から放出する。ここで放出
された放射線は癌組織１４に放射され、癌組織１４の各
細胞内では注入された酸化チタンにおいて電子正孔対が
形成される。この電子正孔対は、その酸化還元力により
細胞を破壊する。After adjusting the irradiation range, the slide portion 40 of the radiation irradiation shutter 38 is placed at the storage position,
The radiation from 8 is emitted from the irradiation window 34. The emitted radiation is radiated to the cancer tissue 14, and electron-hole pairs are formed in the injected titanium oxide in each cell of the cancer tissue 14. The electron-hole pairs destroy cells by their redox power.
【００４３】［実施例２］次に、上記酸化チタン放射線
触媒法による細胞破壊方法において必要となる放射線量
を求める場合の計算例を示す。[Example 2] Next, a calculation example for obtaining a radiation dose required in the cell destruction method using the above-described titanium oxide radiation catalyst method will be described.
【００４４】癌細胞の破壊方法として現在研究されてい
る酸化チタン光触媒法では、紫外光の照射強度は、１ｍ
Ｗ／（ｃｍ2・ｓｅｃ）と考えられる。そこで、この紫
外光の波長を、酸化チタン中で電子正孔（ｅ-−ｈ+）対
を形成させる場合に必要なエネルギー値、５ｃＶ（＝２
５０ｎｍ）として評価し、放射線触媒法において必要な
放射量の計算を行った。なお、ここではγ線源としてＣ
ｓ−１３７を用いた場合を示す。In the titanium oxide photocatalyst method currently studied as a method for destroying cancer cells, the irradiation intensity of ultraviolet light is 1 m
W / (cm 2 · sec). Therefore, the wavelength of the ultraviolet light is set to an energy value required to form an electron-hole (e − −h + ) pair in titanium oxide, 5 cV (= 2 cV).
50 nm), and the amount of radiation required in the radiation catalytic method was calculated. Here, C is used as the γ-ray source.
The case where s-137 is used is shown.
【００４５】先ず、従来の紫外光を用いた場合に酸化チ
タン内で電子正孔（ｅ-−ｈ+）対を形成させるのに必要
な一秒間当たりの光子数を求める。紫外線の波長が２５
０ｎｍの場合、１ｍＷ／ｓｅｃのエネルギーを０．０１
ｊ／ｓｅｃとすると、その一秒間当たりの光子数（ｐｈ
ｏｔｏｎｓ）は、以下計算式より１．２５Ｘ１０16ｐｈ
ｏｔｏｎｓ／ｓｅｃとなる。First, the number of photons per second required to form an electron-hole (e − −h + ) pair in titanium oxide when using conventional ultraviolet light is determined. UV wavelength is 25
In the case of 0 nm, the energy of 1 mW / sec is 0.01
j / sec, the number of photons per second (ph
otons) is calculated as 1.25 × 10 16 ph
otons / sec.
【００４６】[0046]
【数１】0.01(j/s)／1.6X10-19(j/eV)・5(eV) = 1.25
X1016 photons/sec 次に、上記において求められた一秒間当たりの光子数に
対応するγ線光子数を以下の計算式より求める。なお、
ここでＣｓ−１３７のγ線エネルギーを５００ｋｅＶと
した場合を求める。[Equation 1] 0.01 (j / s) /1.6×10 −19 (j / eV) · 5 (eV) = 1.25
X10 16 photons / sec Next, the number of γ-ray photons corresponding to the number of photons per second obtained above is calculated by the following formula. In addition,
Here, the case where the γ-ray energy of Cs-137 is set to 500 keV is determined.
【００４７】[0047]
【数２】1.25X1016（photons/s）／（500X10X103(eV)/5
(eV)= 1.25X1011（photons/s） 以上の通り、５００ＫｅＶのγ線の場合、崩壊数として
1.25X1011（photons/s）となり、これをキューリー数に
換算すると、3.4Ｃｉ（＝1.25X1011/3.7X1010)となる。
このγ線は特定の範囲のコリメータを通して照射するた
め、その立体角を考慮する必要がある。１ｍ離れて生体
組織に照射し、その１ｃｍ２当たりの照射エネルギーを
１ｍＪにするには、約６３０倍の線源強度が必要にな
る。従って、Ｃｓ−１３７の線源強度は、２１４２Ｃｉ
（＝3.4 Ci X 630）となる。また、この線源強度に
おける生体表面での照射線量率Ｓ（Ｒ／ｈ）は、次の近
似式から求めることができる。## EQU2 ## 1.25 × 10 16 (photons / s) / (500 × 10 × 10 3 (eV) / 5
(eV) = 1.25 × 10 11 (photons / s) As described above, in the case of 500 KeV γ-ray, the number of decay
It is 1.25 × 10 11 (photons / s), which is 3.4 Ci (= 1.25 × 10 11 /3.7×10 10 ) when converted to the Curie number.
Since this γ-ray is radiated through a specific range of collimator, its solid angle needs to be considered. In order to irradiate a living tissue at a distance of 1 m and to set the irradiation energy per 1 cm 2 to 1 mJ, a source intensity of about 630 times is required. Therefore, the source intensity of Cs-137 is 2142 Ci
(= 3.4 Ci X 630). The irradiation dose rate S (R / h) on the surface of the living body at this radiation source intensity can be obtained from the following approximate expression.
【００４８】[0048]
【数３】S(R/h) = 5.2 X 10-3 X nAE/X2 n:一崩壊で放出する光子数（photons） A:照射時のキューリー数（Ｃｉ） E:放射線のエネルギー（ＭｅＶ） X:線源からの距離（ｃｍ） 上記式に上記各数値を代入すると、Ｓ（Ｒ／ｈ）は５．
４６Ｘ１０2となる。S (R / h) = 5.2 X 10 -3 X nAE / X 2 n: Number of photons emitted by one decay (photons) A: Curie number at irradiation (Ci) E: Energy of radiation (MeV) X) Distance from the radiation source (cm) By substituting the above values into the above equation, S (R / h) is 5.
46 × 10 2 .
【００４９】通常考えられる照射時間は電子正孔対によ
るラジカルと生体との反応は速く、この線量率での細胞
破壊時間は０．１時間程度と考えられる。一般に生体の
軟組織が１Ｒ／ｈの照射線量率の照射を受けると、組織
が吸収するエネルギーは約１００ｅｒｇ／ｇ（＝１ｒａ
ｄ）となる。そのため、上記線量率で生体が０．１時間
の間に吸収する線量は約５５ｒａｄとなる。The irradiation time usually considered is such that the reaction between the radical and the living body by the electron-hole pair is fast, and the cell destruction time at this dose rate is considered to be about 0.1 hour. Generally, when a soft tissue of a living body is irradiated at an irradiation dose rate of 1 R / h, the energy absorbed by the tissue is about 100 erg / g (= 1ra).
d). Therefore, the dose absorbed by the living body at the above dose rate in 0.1 hour is about 55 rad.
【００５０】一般的に現在行われているγ線の直接照射
による癌治療では、放射線吸収による早期障害がでる４
００−５００ｒａｄ以上であるため、酸化チタンを用い
た本方法では、早期放射線障害の生じる線量の１／１０
倍程度に低減できることになる。In general, currently used cancer treatment by direct irradiation of γ-rays causes early damage due to radiation absorption.
Therefore, in the method using titanium oxide, 1/10 of the dose that causes early radiation damage is used.
It can be reduced about twice.
【００５１】尚、上記実施例は、Ｃｓ−１３７を用いた
場合を例として示したが、同様に、Ｃｏ−６０を用いた
場合やＸ線をも同様に演算して使用することができる。In the above embodiment, the case where Cs-137 is used has been described as an example. However, similarly, the case where Co-60 is used and X-rays can be calculated and used.
【００５２】[0052]
【発明の効果】以上の通り、本発明の細胞破壊方法及び
装置は、従来よりも極少ない放射線量で細胞を破壊する
ことが可能となり、周囲の細胞の損傷を低減させること
が可能となる。また、紫外線を利用した光触媒のように
切開を行う必要もなくなり、また、細胞破壊において偏
りを解消することも可能となる。従って、これら従来の
方法に比して、より確実に、また、弊害を抑制しつつ標
的細胞を破壊することも可能となる。As described above, the method and apparatus for cell destruction of the present invention can destroy cells with a very small radiation dose as compared with the prior art, and can reduce damage to surrounding cells. In addition, it is not necessary to make an incision like a photocatalyst using ultraviolet light, and it is also possible to eliminate bias in cell destruction. Therefore, it becomes possible to destroy target cells more reliably and with less adverse effects than in the conventional methods.
【図１】 実施例１における細胞破壊装置の全体構成を
示す図である。FIG. 1 is a diagram showing an overall configuration of a cell disruption apparatus according to a first embodiment.
１０ 細胞破壊装置、１４ 癌組織（標的細胞）、１５
酸化チタン粒子懸濁液、２０ 照射部、２８ 線源
部。10 Cell destruction device, 14 Cancer tissue (target cell), 15
Titanium oxide particle suspension, 20 irradiation unit, 28 radiation source unit.
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 笹尾 信之 茨城県那珂郡東海村大字村松４番地33 動 力炉・核燃料開発事業団東海事業所内 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page (72) Nobuyuki Sasao, Inventor, No. 4 Muramatsu, Oji, Tokai-mura, Naka-gun, Ibaraki Pref.
Claims (6)
壊する方法であって、 標的細胞に半導体粒子懸濁液を注入する工程と、 半導体懸濁液注入後、標的細胞に放射線を照射する工程
と、を含む細胞破壊方法。1. A method for selectively destroying target cells in an aggregate of cells, comprising: injecting a semiconductor particle suspension into the target cells; and injecting radiation into the target cells after injecting the semiconductor suspension. Irradiating the cells.
ことを特徴とする請求項１に記載の細胞破壊方法。2. The method according to claim 1, wherein the semiconductor particles are titanium oxide particles.
下であることを特徴とする請求項２に記載の細胞破壊方
法。3. The method according to claim 2, wherein the diameter of the titanium oxide particles is 50 nm or less.
細胞内に注入された半導体粒子中で電子−正孔対を形成
し得る量であることを特徴とする請求項１に記載の細胞
破壊方法。4. The cell destruction method according to claim 1, wherein the irradiation amount of the radiation is an amount capable of forming an electron-hole pair in at least the semiconductor particles injected into the target cell. .
壊する装置であって、 半導体粒子懸濁液が注入された標的細胞に対し、該標的
細胞内の半導体粒子中で電子−正孔対を形成し得る量の
放射線を照射する照射部を含むことを特徴とする細胞破
壊装置。5. An apparatus for selectively destroying target cells in an aggregate of cells, wherein the target cells into which the semiconductor particle suspension has been injected are electron-positive in the semiconductor particles in the target cells. A cell destruction device comprising an irradiation unit for irradiating an amount of radiation capable of forming a pair of holes.
ことを特徴とする請求項５に記載の細胞破壊装置。6. The cell destruction device according to claim 5, wherein the irradiation unit emits γ-rays or X-rays.
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|---|---|---|---|
| JP14371997A JP3242026B2 (en) | 1997-06-02 | 1997-06-02 | Cell destruction device |
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| JP (1) | JP3242026B2 (en) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2010047934A2 (en) * | 2008-10-23 | 2010-04-29 | Varian Medical Systems, Inc. | Methods and systems for treating cancer using external beam radiation |
| US8580312B2 (en) | 2010-02-17 | 2013-11-12 | National University Corporation Kobe University | Radiation therapy agent |
| JP2021533970A (en) * | 2018-08-24 | 2021-12-09 | 西安大医集団股▲ふん▼有限公司 | Radiation therapy equipment |
-
1997
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| US8580312B2 (en) | 2010-02-17 | 2013-11-12 | National University Corporation Kobe University | Radiation therapy agent |
| JP2021533970A (en) * | 2018-08-24 | 2021-12-09 | 西安大医集団股▲ふん▼有限公司 | Radiation therapy equipment |
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