JP2002529160A

JP2002529160A - 変換可能な放射線治療装置およびその作成方法

Info

Publication number: JP2002529160A
Application number: JP2000580703A
Authority: JP
Inventors: ショシャンシ，ピラン; ジェー．ブリコート，レイモンド
Original assignee: ラジオメッドコーポレーション
Priority date: 1998-11-06
Filing date: 1999-11-02
Publication date: 2002-09-10
Anticipated expiration: 2019-11-02
Also published as: CA2349291A1; EP1126900A1; ATE443539T1; EP1126900A4; WO2000027477A1; JP5036933B2; EP1126900B1; US6293899B1; DE69941457D1

Abstract

(57)【要約】汎用放射線治療装置（３０）を正味形状またはほぼ正味形状に加工し、次に１つの活性化ステップで放射化することができる。装置は、少なくとも部分的に変換性材料（４２）で作成され、これは陽子、重陽子またはアルファ粒子などの荷電粒子の加速ビームで活性化されると、放射性同位体を含む材料に変質可能である。変換性材料（４２）はロジウムであることが好ましく、放射性同位体はパラジウム（１０３）を備えることが好ましい。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【技術分野】

本発明は、所望の最終的またはほぼ最終的な形状に形成した後に放射性にでき
る植込み式放射線治療装置を指向する。

【０００２】

【発明の背景】

腫瘍、生物学的導管の狭窄症、および他の増殖性組織は、放射線で効果的に治
療することができ、これは細胞の増殖を抑制することが知られている。放射線が
このような増殖性細胞反応を防止するメカニズムは、細胞の複製と移動を防止し
、プログラムされた細胞死（アポトーシス）を誘発することによる。

【０００３】細胞は、細胞のタイプおよびその増殖状態に応じて、放射線に対する感受性が
異なる。急速に増殖する細胞は、概して放射線に対する感受性が高く、静止細胞
の方が放射線に寛容である。大量の放射線は、静止細胞さえ、その全機能を殺し
てしまう。レベルを下げると、分裂が遅くなるだけのこともあるが、なお増殖死
の望ましい効果が獲得される。この場合、細胞は構造的に無傷なままであるが、
増殖、つまり無限に分裂する能力を喪失する。

【０００４】従来の高線量外部放射線治療、および長期の低線量近距離放射線治療（小線源
照射療法）は、癌、つまり悪性細胞増殖形態の治療にとってよく確立された療法
である。特に現在は、小線源照射療法の実際的側面に関心が向かっている。これ
らの側面は、言うまでもなく放射線が関与している場合に特に重要である。患者
の疾患部位が、独立した手順として、または手術法との関連で外部ビームからの
放射線に露出することがある。あるいは、植込み式装置に放射能を組み込むこと
がある。第一のケースでは、比較的高エネルギーの放射線源を使用して、放射線
を治療すべき組織に必要なだけ浸透させる。その結果、他の器官または組織が放
射線に不必要に露出することがあり、安全性、取扱いおよびロジスティックスの
問題が生じる。第二のケースでは、植込み式装置が非常に高価になることがある
。特に、器具に放射線を追加すると、装置は放射線が有用な（治療に役立つ）レ
ベルで提供される比較的短期間しか、放射線治療に有効でないことがある。使用
する放射性同位体に応じて、崩壊時間は数時間、数日または数週間と短いことが
ある。

【０００５】例えば前立腺、胸部、脳、目、肝臓または脾臓の癌などの局所的病巣を治療す
るための現在最新の小線源照射療法は、放射性「密封線源」シードを使用する。
本明細書では、「密封線源」という用語は、装置に組み込まれた放射性同位体が
装置と一体であり、使用環境では装置の母材から外れたり放出されたりする可能
性がない、という意味である。典型的な密封線源シードは、例えばチタンなどで
作成され、放射線同位体の浸出や放出を防止するよう設計された、不透過性で生
体適合性のカプセルに封入された放射線源を含む。シードはほぼ米粒のサイズ（
通常は直径０．８１ｍｍで長さ４．５ｍｍ）で、病巣内および／または病巣の周
囲の治療部位に、通常は中間口径（１８ゲージ）の送出針で個々に植え込まれる
。

【０００６】放射線治療装置としてこのようなシードを使用することの欠点には、放射線源
が離散性、つまり点であるとい性質、およびそれに対応して提供される線量の離
散性の性質がある。有効な放射線線量を長い、または広い標的区域に提供するた
めには、シードの間隔が均一で比較的短くなければならない。多数の個々の放射
線源の正確かつ精密な配置を保証する必要があるため、外科的処置が長引き、し
たがって外科チームの放射線被曝も長引く。さらに、離散性シードを使用すると
、適切に配置するために精巧な格子状マトリクスが必要となる。この要件は労働
集約的であり、したがって費用がかかる。また、シードが離散性の性質のため、
所期の位置から移動しやすく、疾病、治療部位、および周囲の健康な組織への線
量が過剰、または不足し、治療の有効性および信頼性が低下する。

【０００７】放射性シード療法には他にも欠点がある。半減期、特定の強度、浸透の深さお
よび強度、および幾何学的性質の必要な組合せで、放射性同位体の利用可能性が
制限されるので、密封線源シードへの使用に適した放射性同位体は比較的少ない
。また、シードの植込みには、概してシードを収容するために十分に大きい口径
の送出針が必要であり、場合によっては追加の管状送出装置が必要である。播種
中に比較的大きい送出針を使用すると、患者に不要な外傷を与え、処置中に病巣
が移動することがある。また、シードが移動したり外れたりする危険のため、病
巣部位付近、またはそこから遠い健康な組織が、所期の位置から外れ、場合によ
っては尿または他の体液内で体内から搬送されるシードからの放射線で照射され
る。また、放射性シード療法は、例えば眼球狭窄など、特定タイプの腔内組織の
増殖を治療するには不適切であり、このような腔内小線源照射療法の用途により
適した放射線療法の装置に対する要求が存在する。

【０００８】パラジウム１０３で作成した放射線治療装置が望ましい。というのは、パラジ
ウム１０は半減期が約１７日で、陽子エネルギーが２０．１〜２３ＫｅＶであり
、そのため胸部、前立腺、肝臓、脾臓、肺臓および他の器官および組織の局所的
病巣の治療に使用するには特に適している。パラジウム１０３は不安定であり、
環境では自然に発生しないので、製造する必要があり、通常はパラジウム１０２
の標的を中性子で活性化するか、ロジウムの標的を陽子で活性化する。中性子活
性化プロセスでは、パラジウム１０２の同位体に原子炉内で中性子束を照射し、
パラジウム１０２をパラジウム１０３に変換する。変換の程度は原子炉内の中性
子束および衝撃継続時間によって決定される。このようにして形成したパラジウ
ム１０３を放射性シードに加工する。この方法は、例えばRussel, Jr.その他に
帰される米国特許第４，７０２，２２８号で開示されている。Ｐｄ−１０２から
Ｐｄ−１０３に変換する中性子活性化の方法は、極端に費用がかかる。というの
は、パラジウム１０２の自然界での存在量は１％未満だからである。この同位体
をわずか２０％のレベルに濃縮するにも、非常に費用がかかる。また、プロセス
中にパラジウムの他の同位体および他の元素、さらに不純物が形成および／また
は活性化し、所望の放射線を変化させたり、これと干渉したりすることがあるの
で、さらなる精製を実施しないかぎり、このプロセスの有用性は不十分である。

【０００９】陽子活性化プロセスでは、ロジウム１０３の標的を用意して、陽子ビームを照
射し、ロジウムの一部をパラジウム１０３に変換する。このプロセスでは、ロジ
ウム１０３を冷却し、次にロジウムからパラジウムを化学的に分離できるだけの
十分な量のパラジウム１０３が獲得されるまで照射する。次に、ロジウムの標的
を強力な溶剤に浸漬し、ロジウム１０３からパラジウム１０３を分離する。これ
で、パラジウム１０３の放射性核種を直接使用するか、その後に使用するために
化合物を形成することができる。この材料は、通常、非放射性のキャリア材料に
吸収させるか、他の方法で組み込み、次にチタンの缶またはシェルなどの非放射
性２次容器に入れ、密封して放射性シードを形成する。２次容器には、Ｘ線撮影
で見えるよう、何らかのタイプの放射性不透過性マーカーが含まれる。この方法
は、例えばCarden, Jr.に帰される米国特許第５，４０５，３０９号で開示され
ている。

【００１０】陽子活性化の方法も欠点を有する。この方法は、ロジウム１０３からパラジウ
ム１０３を隔離するために湿式化学分離が必要であり、このステップおよび他に
必要なステップは、収量損を伴う。小線源照射療法の用途における離散性シード
の欠点については、既に検討した。

【００１１】 Goodに帰される米国特許第５，３４２，２８３号は、基板上に同心の放射性コ
ーティングと他のコーティングを形成することによって作成した多層放射性微小
球とワイヤを開示している。放射性コーティングは、イオンめっきおよびスパッ
タ付着プロセスなどの様々な付着プロセスで、さらに原子炉内でパラジウム１０
２などの同位体先駆物質を中性子束に露出して作成する。放射性ワイヤは、特定
の治療の必要に応じて、その表面に放射性物質が不均一に分布している。

【００１２】 Goodの放射性装置の欠点は、経済的または単純に作成できないことである。中
性子束を使用してパラジウム１０２からパラジウム１０３を生成する方法に関し
て前述したように、このようなプロセスは極端に費用がかかり、非放射性先駆物
質から放射性同位体を隔離するために、長期にわたり費用がかかる湿式化学分離
ステップを必要とする。さらに、放射性コーティングを作成するためにGoodが開
示したコーティング法は比較的複雑な多段階のプロセスであり、制御が困難であ
る。また、Goodの装置の多層コーティングは、時間が経過したり、体液に露出し
たりすると、外れる、崩壊する、剥離する、剥落する、剥皮する、浸出する、ま
たは他の方法で劣化し、その結果、体内に放射性物質および他の物質がまき散ら
され、有害な結果を生じる可能性がある。

【００１３】 Eiglerその他による比較的最近の論文（１９９６年頃）は、眼球内小線源照射
療法の用途に使用するためにニッケル・チタン・ステントの陽子を活性化し、変
換によりステントの表面にバナジウム４８放射性同位体を生成する方法を開示し
ている。このアプローチは、先行技術の陽子活性化プロセスにおけるやっかいな
湿式化学プロセスを省略するが、これも欠点を有する。

【００１４】したがって、比較的簡単かつ経済的に作成できる汎用放射線治療装置を提供す
るため、当技術分野は進歩している。

【００１５】

【発明の目的】

本発明の目的は、多種多様な放射線治療を提供するために使用できる汎用放射
線治療装置を提供することである。

【００１６】本発明の別の目的は、先行技術の放射線治療用シードおよび同様の装置の欠点
を解消する汎用放射線治療装置を提供することである。

【００１７】本発明の別の目的は、所望の正味の、またはほぼ正味のサイズおよび形状に加
工でき、長期にわたる化学分離ステップがない比較的単純な１ステップの活性化
プロセスで装置の全体または一部が放射性になる汎用放射線治療装置を提供する
ことである。

【００１８】本発明の別の目的は、加速した荷電粒子ビームを照射して放射化することがで
きる変換可能な材料で作成した汎用放射線治療装置を提供することである。

【００１９】本発明のさらに別の目的は、非放射性の状態で正味形状またはほぼ正味形状に
加工でき、さらに必要に応じて放射性状態で形成、または仕上げることができる
材料で作成した汎用放射線治療装置を提供することである。

【００２０】本発明の別の目的は、患者に一時的または永久的に植え込み、原位置で放射線
を送出することができる汎用放射線治療装置を提供することである。

【００２１】本発明のさらに別の目的は、装置の作成および活性化の間に、特定の療法の要
件に合わせて調整またはカスタム化することができる線量および分布パターンで
放射線を提供する汎用放射線治療装置を提供することである。

【００２２】本発明の別の目的は、装置の長さまたは幅にわたって変化でき、装置の形状の
みに依存するのではないパターンで放射線を放射する汎用放射線治療装置を提供
することである。

【００２３】本発明の別の目的は、１つの活性化ステップで放射化できる、少なくとも部分
的に変換可能な材料で作成した、例えばステープル、縫合材、ピン、プレート、
ねじ、釘などの放射性外科用締付け装置を提供することである。

【００２４】

【発明の概要】

本発明の放射線治療装置は、従来の封入した放射性シードまたはサンドイッチ
構造に対する有効な代替物を提供する。本明細書で開示する放射線治療装置の性
質により、非放射性状態でほぼ所望の正味、またはほぼ正味のサイズおよび形状
に加工し、次に装置の全部または一部を放射化することができる。次に、装置を
一時的または永久的に患者に植え込むことができる。あるいは、装置は、非放射
性状態で中間の、またはほぼ正味形状に形成し、次に装置の全部または一部を放
射化し、次に必要に応じて放射性状態で最終形状に形成することができる。装置
の作成中、陽子ビームからの入力熱は最小にする一方、熱の散逸を最大にして、
陽子ビームの活性化エネルギーの所望の範囲内で最適の変換収量を達成できるよ
う、装置の寸法を決定する。

【００２５】加速ビーム・テクノロジーを使用して装置の全部または一部を放射化すると、
装置の単位費用が低下し、装置の設計および使用法の融通性を広げることができ
、困難な湿式化学分離手順の必要性が解消され、装置の作成中における熱管理お
よび変換効率の問題に解決策を提供する。装置は、様々な幾何学的形状で正味形
状またはほぼ正味形状で作成することができ、装置の全部または任意の部分を放
射化することができ、したがって多種多様な用途に使用することができる。他の
利点は、以下でさらに詳述する。

【００２６】本発明の別の態様によると、患者の治療部位に原位置で放射線を送出する方法
が提供される。方法は、

【００２７】ａ．荷電粒子の加速ビームで活性化されると放射性同位体を含む物質に変質可
能な変換性材料で少なくとも部分的に作成された放射線治療装置を提供するステ
ップを含み、変換性部分は少なくともほぼ正味形状に形成され、さらに、

【００２８】ｂ．十分なエネルギーの荷電粒子のビームで装置の少なくとも変換可能な部分
を活性化して、放射性同位体を含む材料を形成するステップと、

【００２９】ｃ．治療部位が放射性同位体を含む材料に露出するよう、患者の治療部位に装
置を配置するステップとを含む。

【００３０】方法は、活性化する前に所望の正味形状に装置の変換性部分を形成するか、活
性化する前に所望のほぼ正味形状にし、活性化後に所望の正味形状に装置の変換
性部分を形成するさらなるステップを含むことができる。また、方法は、装置が
、少なくとも部分的には装置の変換性部分内の放射性同位体を含む材料の分布に
よって決定され、装置の形状のみでは決定されない形状を有するパターンで、放
射線を放射するよう、装置の変換性部分を活性化するステップを含むことができ
る。この分布は、ほぼ一定であるか、変化することができる。方法は、ほぼ放射
線透過性の封入材料を装置の表面の少なくとも一部に適用するさらなるステップ
を含むことができる。追加的に、または代替的に、方法は、ほぼ放射線透過性で
非放射性の物質を装置の表面の少なくとも一部に適用するステップを含むことが
できる。放射線不透過性マーカーを装置に組み込むこともできる。

【００３１】本発明のさらに別の実施形態によると、所定の線量の放射線を患者の治療部位
に原位置で送出するキットは、上述したような汎用放射線治療装置、および装置
を患者に配置する送出媒介体を備える。好ましい実施形態では、装置は細長い要
素の形態であり、送出媒介体は、インジェクタ装置を装備した生検針である。

【００３２】本発明の別の態様によると、ほぼ変換性材料で作成された正味形状またはほぼ
正味形状の放射線治療用送出構造を備えた、正味形状またはほぼ正味形状の植込
み式放射線治療装置が提供される。変換性材料の一部は、所定の閾値エネルギー
を超えるエネルギーを有する荷電粒子のビームによって活性化されると、放射性
同位体を含む材料に変質する。所定の閾値エネルギーを超えるエネルギーの少な
くとも一部は、放射線治療用送出構造内に捕捉されて、放射性同位体を含む材料
の形成に使用され、閾値エネルギーを下回るエネルギーの少なくとも一部（原則
的に熱として現れる）は構造内に保持されない。

【００３３】好ましい実施形態では、変換性材料はロジウムを備え、放射性同位体はパラジ
ウム１０３を備える。荷電粒子のビームは、少なくとも約４ＭｅＶのエネルギー
を有する陽子を備えることが好ましい。荷電粒子の所定の閾値エネルギーは、少
なくとも約６ＭｅＶである。

【００３４】装置の変換性部分は、活性化する前に所定の正味形状に形成するか、活性化前
に所定のほぼ正味形状にし、活性化後に、つまり放射性状態で所望の正味形状に
形成することができる。

【００３５】装置は、少なくとも部分的には装置の変換性部分内の放射性同位体を含む材料
の分布によって決定され、装置の形状のみでは決定されない形状を有するパター
ンで、放射線を放射することが好ましい。一つの実施形態では、放射性同位体を
含む材料の分布は、ほぼ一定であり、別の実施形態では変動する。

【００３６】放射線治療用送出構造は、例えばワイヤ、ステント、平面または特別な輪郭の
プラーク、またはガイドワイヤなどのワイヤの先端など、任意の２次元または３
次元の形状でよい。構造は、層状、積層、コイル状、または他の方法で形成し、
ビーム透過方向で装置の有効厚さを増大させることができる。

【００３７】一つの実施形態では、装置は、ほぼ中実または管状の細長い要素の形態である
。細長い要素は、少なくとも３対１の縦横比を有することが好ましい。一つの好
ましい実施形態では、細長い要素はワイヤの形態である。ワイヤは、その一端ま
たは両端、または任意の中間部分に変換可能な部分を含むことができる。細長い
要素は、ジグザグ形または螺旋形など、任意の２次元または３次元形状に形成す
ることができる。

【００３８】別の実施形態では、装置は２次元シートまたは３次元形状の形態である。一つ
の好ましい実施形態では、装置は、凹面および凸面を有する球形輪郭のプラーク
の形態である。凹面の少なくとも一部は活性化可能で、パラジウム１０３を含む
。

【００３９】さらに別の実施形態では、装置はシードの形態である。装置の一部は、好ましくは非変換性金属、非金属、ポリマーおよび複合材料で
構成されたグループから選択された非変換性材料を含んでもよい。

【００４０】装置は、さらに、装置の表面の少なくとも一部に適用される、ほぼ放射線透過
性の封入材料を含むことができる。代替的に、または追加的に、装置は、装置の
表面の少なくとも一部に適用される、ほぼ放射線透過性で非放射性の物質を含む
ことができる。非放射性物質は、治療薬と潤滑剤で構成されたグループから選択
することが好ましい。

【００４１】装置は、さらに、Ｘ線で見えるよう放射線不透過性マーカーを含むことができ
る。

【００４２】一つの実施形態では、装置は、傷の修復部位で組織を外科的に固定するような
構成であり、例えばステープル、縫合材、クリップ、ピン、釘、ねじ、板、かえ
し、錨状体またはパッチなどの装置であることが好ましい。

【００４３】装置は、患者の体内に一時的または永久的に配置するような構成にすることが
でき、そのような目的に適した１つまたは複数の錨状体を含んでもよい。

【００４４】放射線治療用送出構造の変換、および構造内の熱の生成は、それぞれ、構造に
入射するビームの初期エネルギーおよびビーム透過方向における構造の厚さの関
数である。

【００４５】本発明の別の態様によると、正味またはほぼ正味形状の放射線治療装置を作成
する方法が提供される。方法は、

【００４６】ａ．ほぼ変換可能な材料で作成した正味形状またはほぼ正味形状の放射線治療
用送出構造を提供するステップと、

【００４７】ｂ．所定の閾値エネルギーを上回るエネルギーを有する荷電粒子のビームで放
射線治療用送出構造の変換性材料を活性化して、変換性材料の一部を放射性同位
体を含む材料に変質させるステップとを含む。所定の閾値エネルギーを超えるエ
ネルギーの少なくとも一部は、放射線治療用送出構造内に捕捉されて、放射性同
位体を含む材料の形成に使用され、閾値を下回るエネルギーの少なくとも一部は
、構造内に保持されない。

【００４８】好ましい実施形態では、方法は、１つまたは複数の放射線治療用送出構造の表
面上で荷電粒子ビームを走査して、構造上の平均出力密度を減少させるさらなる
ステップを含むことができる。あるいは、方法は、ビームを通して１つまたは複
数の放射線治療用送出構造を移動させるさらなるステップを含むことができる。
ビームを拡大して、局所的出力密度を最小にするよう、放射線治療用送出構造の
表面上の比較的大きい区域をカバーしてもよい。例えば、ビームの有効面積を放
射線治療用送出構造の表面の有意の部分に拡大するよう、予め選択した距離から
放射線治療用送出構造へとビームを向けることができる。あるいは、ビームは、
放射線治療用送出構造に衝突する前に、ビーム拡大要素を通るよう配向すること
ができる。

【００４９】好ましい実施形態では、荷電粒子のビームは線形加速器またはサイクロトロン
によって提供される。

【００５０】方法は、さらに、構造からの熱伝達を実行する媒体と熱的に連絡する状態に配
置することにより、放射線治療用送出構造を冷却するステップを含むことができ
る。例えば、放射線治療用送出構造は、ガスなどの熱伝達媒体、またはほぼ不活
性で熱伝導性の熱散逸部材と接触してもよい。あるいは、放射線治療用送出構造
は、通常は高真空に維持された高エネルギー・ビーム源から、大気で隔離し、し
たがって対流および／または伝導による冷却の改善が可能である。真空環境にお
ける放射線治療用送出構造からの熱伝達には、放射性冷却も効果的なメカニズム
である。

【００５１】本発明の様々な好ましい実施形態では、放射線治療装置は、例えばステント、
マイクロワイヤ、ワイヤの先端、プラーク、または特定の治療部位に放射線治療
を提供するのに適した他の任意の構造でよい。

【００５２】本発明の以上およびその他の特徴および利点は、以下の詳細な説明を添付図面
とともに考慮することにより、さらによく理解される。

【００５３】図の同様の機構は、同様の参照番号で指示されている。

【００５４】［図面の簡単な説明］本発明は、ほぼ非放射性の材料から加工し、高エネルギー荷電粒子ビームへの
露出により放射性材料に変質することができる放射線治療装置を指向する。装置
は、放射化する前に正味形状に製造することができ、したがって非放射性状態で
簡単かつ経済的に加工し、取り扱い、輸送し、保管することができる。あるいは
、既に放射性の装置を、特定の治療に応じて製作するため、使用する直前に最終
的な正味形状に形成することができる。本発明の装置の重大な利点には、比較的
簡単かつ経済的に加工でき、放射化する前または後に装置を加工することができ
、加工および放射化プロセスを単純化した結果、多種多様な放射線治療用途に合
わせて装置をカスタム化できることなどがある。

【００５５】本明細書では、「植込み式」という用語は、一時的または永久的に配置するた
め、外科的に患者の体内または患者の体表に導入できる装置を意味する。「変換
性」という用語は、非放射性の材料が、電荷粒子の加速ビームに露出して、核変
換により放射性材料に変換する能力を指す。「正味形状」および「ほぼ正味形状
」という用語は、本明細書では、それぞれ装置の最終的またはほぼ最終的なサイ
ズおよび／または形状を指し、任意の特定の幾何学的形状を指すものではないが
、例えばワイヤ形成または切断、シート曲げまたは切断、打ち抜き、穿孔、型押
し、引き抜き、押し出し加工、平打ち、研削などの比較的マイナーな追加的形成
ステップ、さらに例えば研磨、ピーニング、ローレット切り、スコアリング、摩
耗などの表面処理を排除するものではない。「放射化」という用語は、本明細書
では、変換性の非放射性材料を、約４ＭｅＶを超えるエネルギーで、陽子、重陽
子、またはアルファ粒子などの加速した電荷粒子ビームに露出させて放射性にす
るプロセスを指す。

【００５６】「密封線源等価物」という用語は、本明細書では、「密封線源」の特徴を有す
る、つまり装置の放射性部分が使用の環境では他の方法で装置から外れたり、放
出されたり、分離したりできない放射性装置を指す。

【００５７】装置は、少なくとも部分的には、電荷粒子の加速ビームで活性化して放射性同
位体を含む材料に変質できる変換性材料で作成することが好ましい。変換プロセ
スは、核加速器またはサイクロトロンで実行することが好ましく、十分に高エネ
ルギーの粒子ビームを使用する場合は、非常に効率的である。

【００５８】装置の変換性部分は、少なくともほぼ正味形状に形成することが好ましく、ロ
ジウムで作成し、これは陽子、重陽子またはアルファ粒子を含む加速ビームに露
出すると、放射性パラジウム１０３に部分的に変換可能である。

【００５９】装置は、所期の治療用途に合わせてほぼ任意のサイズおよび形状に加工するこ
とができる。例えば、線形の放射線源を提供するために細長いワイヤが必要な場
合は、固体のロジウム・インゴットを所望の最終的なフィラメントの寸法へと引
き抜き加工することができる。次に、加速した電荷粒子ビームに露出してワイヤ
の全部または一部を放射化し、露出したロジウムの放射性パラジウム１０３への
変換を実行することができる。あるいは、ロジウムのインゴットを所望の中間サ
イズおよび／または形状に引き抜き加工し、その中間状態で放射化して、患者に
装置を植え込む直前に所望の最終寸法へとさらに形成または切断することができ
る。

【００６０】特定の放射線治療に有用な他の幾何学的形状には、例えばステントなどの管状
構造、器官または他の構造の全体または部分の周囲で輪郭を描くほぼ平坦な薄い
シートまたは箔、および適切なエネルギー・レベルで細長いロジウムのワイヤを
活性化してパラジウム１０３のワイヤを獲得し、次にワイヤを所望の寸法に切断
することによって都合よく形成することができる離散的シードまで含まれる。あ
るいは、活性化してパラジウム１０３に変換する前に、ロジウムのワイヤを所望
の寸法に切断することができる。

【００６１】装置は、全体をロジウム１０３などの変換性材料で作成するか、部分的にほぼ
非変換性の材料で作成することができる。変換性材料を、溶接または他の接合手
段などによって非変換性材料に取り付けるか、めっき、拡散、イオン注入、また
は他の付着または浸透技術などによって非変換性材料の一部の中、またはその上
に組み込むことができる。装置の非変換性部分として使用するのに適した材料に
は、例えばほぼ非変換性の金属、非金属、ポリマー、および複合材料がある。

【００６２】あるいは、装置全体を変換性材料で作成し、変換性材料の一部のみを、十分な
エネルギーの粒子ビームで照射して放射性材料に変換することができる。非放射
性核種から放射性核種への変換は、非放射性核種が全体的に変換するのではなく
、したがって変換が生じた後、放射性核種とともに非放射性核種の部分が存在す
る。活性化するビームのエネルギーが完全には透過しない装置の厚さを選択する
、または装置内または装置全体で所望の変換反応を実行するのには十分でない高
さのレベルに活性化エネルギーを設定する、または活性化前または活性化中に装
置の部分を選択的にマスキングし、ビームのエネルギーを減衰させて装置のビー
ム等価距離に対応するなどにより、装置の部分のみを活性化できると、このよう
な装置のカスタム化の潜在能力および設計の融通性が大幅に向上する。

【００６３】所望に応じて、ほぼ放射線透過性で生体適合性の封入材料を、装置の放射性部
分の少なくとも一部に適用し、装置の放射性部分をさらに封入することができる
。封入材料は、変換前に変換性材料に適用するか、変換後に放射性同位体を含む
材料に適用することができる。追加的に、または代替的に、１つまたは複数のほ
ぼ放射性透過性の非放射性物質を、装置表面の全部または一部に適用し、病巣ま
たは治療部位に他の恩恵を与えることができる。このような物質には、例えば治
療薬および潤滑剤がある。これらの物質は、変換の実行前または実行後に適用す
ることもできる。

【００６４】図１は、Theragenics Corporation（ジョージア州Norcross）が製造している
ような先行技術の放射性シードを示す。放射性シードは、内部に放射性パラジウ
ム１０３の２つのペレット１４を含むチタン管２４を備える。ペレットは、放射
線不透過性の鉛マーカー１８で分離される。管は密封され、端部に溶接したキャ
ップ２６を取り付ける。シードは、ほぼ米粒のサイズであり、例えば１８ゲージ
の送出針などで患者の治療部位に植え付けることができる。このようなシードは
、例えばRussell, Jr.その他に帰される米国特許第４，７０２，２２８号および
Carden, Jr.に帰される第５，４０５，３０９号で開示された方法により作成す
ることができる。

【００６５】当技術分野で知られている方法により離散性放射性シードを加工するのは、困
難であるばかりでなく、病巣の近傍に離散性シードを植え込み、周囲の健康な組
織に損傷を与えずに病巣に適切な放射線の線量を提供することは、退屈で労働集
約的なプロセスであり、十分な程度まで確実に制御することができない。３次元
の線量制御は、放射線送出媒介体として離散性シードを使用すると比較的困難で
ある。患者は、多数の離散性シードを植え込んだ結果ばかりでなく、そのシード
の一部が移動する可能性がある結果として、重大かつ不必要な外傷を受けること
があり、それに伴って治療期間中に隣接する健康な組織に損傷を与える。

【００６６】図２は、本発明により加工した典型的な放射線治療装置３０を示す。この実施
形態の装置３０は、ロジウムなどのほぼ非放射性の変換性材料で作成した１対の
形成プレート３２を備える。プレート３２は、所期の用途に合わせて所望の形状
およびサイズに加工することができる。装置の特定の用途を示すため、図２の想
像線で病巣３４を示す。この用途では、放射性核種に変換されないよう、活性化
プロセス中に、プレートの中心部分３８の各側から延在する脚部４０をマスキン
グした状態で、プレートの中心部分３８の内面３６を、高エネルギーの荷電粒子
ビームで活性化することができる。装置の放射性部分は、病巣３４に向かう収束
パターンで放射線を放出する。

【００６７】所望の放射線線量を送出するのに適した他の幾何学的形状には、例えば特定の
サイズおよび形状の病巣を囲むよう予備形成できる薄い箔またはシート、または
金網のケージまたはバスケット、治療部位で直線または半径方向の放射線パター
ンで放射線を透過するか、その他の方法で提供するよう一定または変化する直径
のマイクロフィラメントまたは棒、あるいは病巣を囲むようなサイズの管状構造
がある。例えば、皮膚癌などの大きい区域の治療には、箔およびシートが有用で
ある。このような装置は、片側を活性化して、他方の側は放射線不透過性層でコ
ーティングし、１方向のみでの放射線送出を容易にすることができる。これは、
ほぼ２次元のパッチとして形成するか、活性化前または活性化後に複雑な３次元
形状へとさらに形成することができる。このようなシートを追加的に形成し、輪
郭を形成すると、そこから放出する放射線のパターンをさらに集束または集中さ
せることができる。特定の用途に適した他の装置の幾何学的形状は、本発明の範
囲に入ると見なされる。

【００６８】図３Ａから図３Ｃは、ロジウムを放射性パラジウム１０３に変質する３つの好
ましいメカニズムを示す。ロジウムとパラジウムの原子は、それぞれ４５と４６
の電荷数を有する。ロジウムはロジウム１０３として単一の同位体で存在するが
、パラジウムは幾つかの同位体を有し、その一つが準安定パラジウム１０３であ
る。

【００６９】図３Ａでは、ロジウム標的４２に、好ましくは約６から１８ＫｅVの範囲にあ
る高エネルギー陽子ビームを照射する。ロジウム核種の変換反応は、単一の陽子
（ｐ）を捕捉し、単一の中性子（ｎ）を放出する。図３Ｂでは、ロジウム標的４
２に高エネルギーの重陽子（１つの陽子と１つの中性子を含む重水素の核）ビー
ムを照射する。変換反応は、ロジウム核種から重陽子（ｄ）を捕捉して２つの中
性子（ｎ，ｎ）を放出し、パラジウム１０３を生成する。図３Ｃでは、ロジウム
標的４２を高エネルギーのアルファ粒子（２つの陽子と２つの中性子を含むヘリ
ウムの核）ビームを照射する。変換反応は、ロジウム核種からアルファ粒子αを
捕捉して、３つの中性子（ｎ，ｎ，ｎ）および１つの陽子（ｐ）を放出し、パラ
ジウム１０３を生成する、各ケースで、変換の深さまたは範囲は、装置の少なく
とも変換性の部分に照射ビームを照射する継続時間、ビームのエネルギー、およ
び装置の変換性材料の厚さによって決定される。

【００７０】図４、図５、図６Ａ、図６Ｂおよび図７は、本発明の様々な代替実施形態によ
る放射線治療装置を示す。図４に示す装置は、主軸Xに沿って延在し、ロジウム
などの変換性材料で作成し、好ましくは引き抜き加工または押し出し加工したワ
イヤまたは棒の形態である細長い要素４４の形態である。

【００７１】ワイヤ４４を高エネルギーの荷電粒子ビームで照射すると、ロジウムの一部を
パラジウム１０３に変換することができる。荷電粒子の透過深さは、粒子のエネ
ルギーおよびビーム透過方向におけるワイヤまたは標的の厚さの関数である。例
えば、約１８ＭｅＶの粒子エネルギーで、変換深さは約５００ミクロンのオーダ
ーである。ワイヤの直径、またはシートまたはプラークの厚さが約５００ミクロ
ン未満の場合、このエネルギーで荷電粒子を照射した時に装置の塊全体の変換を
実行することができる。しかし、装置の直径または厚さ寸法が約５００ミクロン
より大きい場合、このエネルギーでの活性化でほぼこの深さまで変換され、５０
０ミクロンを超える深さにある装置の芯部分は非放射性ロジウムの形態のままで
ある。あるいは、装置の一部をマスキングするか、荷電粒子ビームの照射から他
の方法で遮蔽し、マスキングまたは遮蔽していない（つまり照射した）部分のみ
がビーム照射でロジウム１０３に変換するようにしてもよい。したがって、ロジ
ウム標的の変換の範囲は、標的に入射する活性化ビームのエネルギー、およびビ
ームの透過方向における標的の厚さ双方の関数である。これを理解すると、装置
の幾何学的形状またはビームのエネルギーを指定することができ、次に許容可能
な変換の程度または範囲に合わせて、それぞれ必要なビームのエネルギーまたは
装置の厚さを決定する。

【００７２】図５に示す装置は、病巣または治療される組織の領域を囲むために使用できる
管４６である。ロジウム管の照射および変換は、通常、装置の外側から中心軸X
に向かう。他の照射および／またはマスキング手法を使用して、装置の材料のカ
スタム化した変換を提供し、それによってカスタム化した放射線パターンを提供
することができる。

【００７３】図６Ａは、治療される病巣を囲む、覆う、または他の方法で密接に合致するよ
う加工できる薄いほぼ平坦なシートまたは箔４８を示す。薄く平坦なシートは、
必要になるまで非放射性状態で予備形成し、簡単に保管することができるので、
特定の用途には特に有利である。これは、活性化したら、必要に応じてさらに形
成し、場合によっては原位置で病巣または治療組織の輪郭に合致させることがで
きる。

【００７４】図６Ｂは、例えば不規則な形状の病巣または治療区域に合致するよう、必要に
応じてほぼ３次元の複雑な形状５０に形成されるほぼ２次元のシートを示す。シ
ートは、ほぼ正味形状に形成し、次に放射化するか、放射化してから最終的な正
味形状に形成することができる。

【００７５】図７は、本発明の１つの態様により作成した放射性シード５２の集まりを示す
。非放射性チタン外被に封入されたペレット状の放射性材料の複合物である先行
技術のシードとは異なり、本発明のシード５２は、放射化したロジウム・ワイヤ
５４から直接作成し、次に植え込む直前に所望のシード寸法へと切断することが
できる。あるいは、ロジウムのワイヤを所望の長さに切断し、このように形成し
たロジウムのシードを、後に放射化するために非放射性状態で保管することがで
きる。いずれの方法でも、本明細書で開示する変換技術を使用する放射性シード
の製造では、費用のかかる多くの加工ステップが回避される。

【００７６】放射線治療装置は、さらに、図８に示すように、表面の少なくとも一部を、ほ
ぼ放射線透過性で生体適合性の封入剤５６で処理することができる。封入剤の目
的は、返還後に装置から残留放射能が浸出するのを防止する追加の密封材を提供
することである。封入剤コーティング５６は、変換前または返還後にワイヤ４４
として図示されているような装置の全部または一部に適用することができ、例え
ばポリマー、金属、非金属またはセラミックを含む。封入剤を適用する典型的な
技術には、例えばめっき、スパッタリング、蒸着、イオンめっき、プラズマ溶射
蒸着、溶射蒸着、および化学蒸着などがある。典型的なコーティング厚さは、約
５０オングストロームから約２５０マイクロメートルの範囲である。

【００７７】放射線で非放射性処理を実行するため、装置の表面の少なくとも一部に、ほぼ
放射線透過性の非放射性物質５８を１つまたは複数適用することも望ましい。こ
のような物質は、例えば治療薬、化学物質、熱物質、タンパク質や成長因子など
の生物学的物質、潤滑剤または摩擦減少物質、および様々な治療に有用な他の物
質を含む。これらの物質は、装置の変換性材料に、または非変換性の基質材料が
装置の一部を形成する場合は、装置のこのような材料、または封入剤コーティン
グ５６に直接適用することができる。このような物質は、例えば装置を所望の媒
体に浸漬するなどのプロセス、化学的移植、プラズマ・コーティング、プラズマ
補助コーティング、プラズマ分解コーティング、真空コーティング（蒸発、スパ
ッタリング、イオン注入、およびイオン・ビーム・スパッタリングなど）、めっ
き、化学蒸着、化学反応結合、懸濁乾燥などで適用することができる。

【００７８】いずれか、または療法のタイプのコーティングを、必要に応じて装置に、また
は装置の個々の部分に適用することができる。

【００７９】図９Ａは、本発明の技術を用いて患者の局所的な病巣または疾病部位を治療す
る方法のステップを示す。ロジウム・シート６０を設けて、所望の形状およびサ
イズに形成する。この図では、ロジウムの平坦なシートまたは箔を、患者６６の
体表または体内の病巣６４を囲む、または密接に合致するような寸法の特殊な輪
郭のパッチ６２に形成する。次に、ロジウム・シート６０に、陽子ビームなどの
活性化した荷電粒子のビームを約４から１８ＭｅＶのエネルギー・レベルで照射
する。図９Ａで示すように、装置は、装置の一部のみの変換が望ましい場合、片
側のみ、または制限された区域のみ荷電粒子ビームを照射してもよい。この場合
、シートの凹面６８に陽子を照射してパラジウム１０３に変換し、したがって装
置を患者に埋め込むと、周囲の健康な組織の放射線被曝が最小の状態で、放射線
を凹面から病巣６４に放射することができる。

【００８０】図９Ｂは、放射性で特殊な輪郭の３次元形状を必要とする、患者の局所的病巣
または疾病部位を治療する方法のステップを示す。この図では、ロジウム７０で
作成した平坦なシートは、好ましくは荷電粒子ビームを片側７２からシートに透
過させることにより、荷電粒子ビームで放射化し、この片側は、シートを放射性
状態で複雑な特殊輪郭の形状７８に形成した時に、患者７６の治療病巣７４に向
いた側である。装置の所望の正味形状およびサイズは、組織内の病巣の寸法をマ
ッピングするために当技術分野で知られているマッピング技術で決定することが
できる。

【００８１】所望に応じて、図９Ａおよび図９Ｂに示す装置は、さらに、活性化していない
側を放射線不透過性材料でさらに処理し、治療する領域または組織から離れる方
向での放射線の放射を最小にすることができる。

【００８２】図１０は、患者の疾病部位または病巣に所定の放射線線量を送出するキットを
示す。キット８０は、本明細書で述べるような中実または管状でよいワイヤなど
、ほぼ細長い要素８２の形態にある放射線治療装置、および細長い要素を治療部
位で、またはその付近で患者に挿入するシリンジ８４などのような送出媒介体を
含む。放射線治療装置は、前立腺腫瘍の治療など、特定の用途に適した形態で提
供される。これは、ロジウムなど、ほぼ変換可能な非放射性材料で作成し、加速
荷電粒子ビームを照射して活性化し、放射化することができる。

【００８３】増殖組織の治療に放射性ワイヤを使用することは、現在のシード技術より進歩
していることが知られている。放射性ワイヤで獲得可能な放射線線量は、ワイヤ
の全長にわたってほぼ均一か、変化することができる。いかなる場合も、装置の
形状および装置から放射される放射線パターンを調整することにより、特定の治
療要件に基づいて線量を識別して適用することができる。また、ワイヤは、所期
の位置から放射線源が移動したり、外れたりすることなく、正確かつ確実に配置
することができる。

【００８４】本発明の重大な利点は、このような装置を比較的簡単に製造できることである
。任意の所望のサイズおよび形状で、ほぼ正味形状の装置を加工し、次に、精巧
な化学分離プロセスを必要とせず、単一の活性化ステップで放射化することがで
きる。さらに、放射化の前に少なくともほぼ正味形状に装置を加工できることに
より、装置に大きい設計の融通性が与えられ、多種多様な展開位置および段階で
多種多様な疾病部位を治療する手段が提供される。

【００８５】装置は、断面がほぼ中実か、管状、多孔質、または局所的病巣に治療的な放射
線線量を投与するのが容易になる他の幾何学的形状でよい。ワイヤは、特定の用
途に適合するよう、高エネルギー・ビームでの放射化前または放射化後に、様々
な長さに切断することができる。例えば、前立腺腫瘍の治療に使用する放射性ワ
イヤまたはフィラメントの好ましい長さは、約１０ｍｍと６０ｍｍの間であり、
好ましい直径は約０．０５ｍｍと０．２５ｍｍの間である。放射性構造は、特定
の治療領域に対応するようなサイズにすることが好ましい。図１１および図１２
で示すように、ワイヤ８６は、例えば２次元のジグザグ形または蛇状の形状、ま
たは図１３に示すような３次元の螺旋形またはコイル状に形成することができる
。装置は、必要に応じて、その長さの一部または全体を放射化してよい。最初に
ほぼ正味形状に形成して、次に放射化するか、最初に放射化して、次に最終的な
正味形状に形成することができる。

【００８６】装置は、患者に永久的または一時的に植え込むことができる。放射線治療が完
了した後に患者から取り出して、荷電粒子ビームの照射で再度活性化し、別の用
途で放射線を送出するため、再度植え込むこともできる。図１４および図１５に
示すように、装置８６は、植込み後に放射線治療の継続期間にわたって、場合に
よっては無限に所定の位置に残るよう、受容組織内に装置を取り付けるため、固
定要素を含むことができ、これは当技術分野で知られている様々な形態の１つま
たは複数の錨状体またはかえし８８の形態であることが好ましい。

【００８７】本発明の放射線治療装置が特に重要な２つの用途は、良性および悪性双方の前
立腺腫瘍の治療、および眼球内メラノーマ、網膜芽細胞腫および黄斑部変性など
の眼病巣の治療である。同様に本発明の装置で治療するのに適した他の用途には
、胸部、脾臓、肝臓、肺臓、および脳腫瘍、さらに他の局所的腫瘍の治療がある
。

【００８８】例えば、前立腺腫瘍の放射線治療の場合、本発明の放射線治療装置は、比較的
細かいゲージのフィラメントなど、比較的薄く狭い細長部材を備え、これを腫瘍
内または腫瘍の周囲に挿入することができる。フィラメントは、断面がほぼ中実
か、管状でよい。装置は、荷電粒子ビームで放射化する前、またはその後に、２
次元または３次元の構造に加工することができる。ビームのエネルギー、ビーム
の照射継続時間、ビーム透過方向における装置の厚さ、および装置の任意の部分
におけるマスキングまたは他の遮蔽物の有無に応じて、完全に、または部分的に
放射化することができる。したがって、このような装置からの放射線パターンは
、概ね装置の形状に従うか、特定の治療要件に適合するよう調整することができ
る。

【００８９】例えば前立腺腫瘍の治療には、少なくとも４ＭｅVの平均エネルギー・レベル
で陽子、重陽子またはアルファ粒子を照射するとパラジウム１０３に変換可能な
中実または管状のロジウム・ワイヤを使用することが好ましい。パラジウム１０
３は、前立腺腫瘍の治療に使用する放射性シードに既に使用されており、したが
ってその挙動およびこの用途への適合性は詳細に記録されている。好ましい実施
形態では、パラジウム１０３を２０、４０および６０ｍｍのワイヤ区画に組み込
んで、シードの形態でこの放射性同位体によって提供される離散性シードの活性
度、つまりシード線源の強度に対応する各ワイヤの単位長当たりの活性度を確立
する。

【００９０】眼病巣の治療の場合、本発明の放射線治療装置は、所定の曲率半径でほぼ球形
の輪郭形状を有する、図１６Ａから図１６Ｃに示した半球形プラーク９０を備え
ることができる。プラーク、例えばプラークの凹面９２の材料を、高エネルギー
の荷電粒子ビームで照射して変換すると、病巣または治療する組織内に位置する
焦点または領域９６に収束する放射線パターン９４を画定する放射性表面が生成
される。前述したように、プラークを加速荷電粒子ビームで選択的に照射し、さ
らにプラークの一部を選択的にマスキングすると、例えばそれぞれ図１６Ｂおよ
び図１６Ｃで示すような対応するパターンで放射線を放射する環状または扇形の
放射性部分を生成することができる。目の背後にある頭蓋が、放射性同位体を含
むプラークの凹面から望ましくない放射線を受けないため、プラークの凸面など
、装置の非放射性表面に金の層などの放射線不透過性コーティングを設けること
が望ましい。

【００９１】プラークは、プラークを組織に取り付けることができる鳩目または同様の構造
の形態である１つまたは複数の錨状体９８を含むことができる。

【００９２】装置の部分を選択的にマスキングおよび／または活性化すると、装置の形状の
みでは決定されない特徴的なパターンで放射線を放射する装置を生成することが
できる。例えば、選択的に活性化したロジウム・ワイヤ１００は、図１７に示す
ように、その長さに沿って一定半径の放射線パターンを生成するか、図１８およ
び図１９で示すように、その長さに沿って半径が変化する放射線パターンを生成
することができる。

【００９３】例えば縫合材、ステープル、クリップ、ピン、釘、ねじ、プレート、かえし、
錨状体、および組織架橋構造などの外科的締付け装置も、ロジウムから容易に加
工し、本明細書で説明するように、部分的または全体的に放射化するよう活性化
することができる。このような装置は、傷の修復に特に有用であり、組織または
骨の区間を接合して癒着を促進する。癒着するために組織を結合するかその必要
が必ずしもない病巣または他の局所的な治療部位に治療的放射線を投与するには
、パッチまたは他の局所的適用構造も有用である。このような装置の例を図２０
Ａから図２０Ｇに示す。

【００９４】加速ビーム技術を使用して、非放射性の変換性材料を放射性材料に変質するこ
とには、装置の製造が簡単であること、装置の構造的完全性に悪影響を与えずに
、必要に応じて連続的な加速ビーム処理で装置を放射化できることなど、幾つか
の利点がある。変換性の非放射性材料からほぼ正味形状の装置を製造し、これを
一つの加工ステップで放射性装置に変質できることは、先行技術で対応または提
供されない本発明の大きな利点である。

【００９５】本発明では、装置の所望の形状が獲得可能であり、高エネルギー・ビームを操
車する間に装置の一部を適切にマスキングしたり、装置の厚さおよびビームのエ
ネルギーを適切に選択したりして、所望の放射線を獲得することができる。変換
性材料から放射線治療装置を加工することの重大な利点は、非放射性の状態で装
置を任意のサイズ、形状または構成に加工できることである。次に、装置に高エ
ネルギー荷電粒子ビームを照射して、最終的形状で放射化することができる。加
工した状態の装置の正味形状は、いつでも使用できる最終的形態の装置の正味形
状である。

【００９６】正味形状およびほぼ正味形状の放射線治療装置を加工する核変換技術は、多く
の費用のかかるプロセスを省略し、放射化する前に装置を簡単かつ経済的に加工
することができる。また、装置は、装置の材料を変換する必要に応じた回数だけ
、加速荷電粒子ビームを照射することができる。この特徴は、先行技術の放射性
装置に伴う保管および貯蔵寿命の問題を解消する。放射性材料の半減期の間に装
置を使用しない場合は、単に再活性化することができる。

【００９７】本発明による放射線治療装置は、先行技術で定義する「密封線源」が必要な用
途への使用に適しているので、「密封線源等価物」と見なされる。本発明の変換
プロセスを使用して、正味形状またはほぼ正味形状のロジウム標的を活性化し、
正味形状またはほぼ正味形状の放射性パラジウム１０３の標的を形成することの
重大な利点は、放射線治療装置の自然材料から放射性同位体が解離する危険が回
避されることである。したがって、本発明の装置は、先行技術の「密封線源」放
射線治療装置に与えられた安全性および取扱いの要件全てに適合するので、真の
「密封線源等価物」である。

【００９８】ロジウムからパラジウム１０３への望ましい変換反応は、放射線治療の使用に
は適切でない他のパラジウム同位体および熱を生成する他の望ましくない変換反
応を伴うことがある。望ましい反応と望ましくない、またはそれほど望ましくな
い反応とのこのような組合せは、ビーム透過方向における放射線治療用送出構造
の厚さばかりでなく、少なくとも部分的には、荷電粒子ビームが放射線治療用送
出構造を透過する際のそのエネルギーによっても左右される。

【００９９】図２１は、ロジウム１０３からパラジウム同位体への様々な変換反応の相対的
強度を、陽子エネルギーの関数として概ね示す代表的グラフである。グラフの最
大のピークは、概ね、Ｒｈ−１０３→（ｐ，ｎ）→Ｐｄ−１０３の反応の強度曲
線を示し、ここでは１つの陽子がロジウム原子の核にある１つの中性子を置換す
る。約４ＭｅＶと５ＭｅＶの間にある網掛け部分Ａは、おおよそのクーロン・エ
ネルギー閾値を示し、それより下では陽子が変換反応を引き起こすほど十分にエ
ネルギーを与えられない。クーロン閾値と約６ＭｅＶの間にある網掛け部分Ｂは
、十分な変換反応を引き起こすにはまだ低すぎるが、それでもロジウム標的に熱
を生成するには十分な陽子エネルギー・レベルを表す。熱は、標的構造を歪めた
り、永久的な影響を与えたりしないよう、何らかの方法で散逸しなければならな
い。

【０１００】グラフの広い網掛け領域Ｃで概ね指示される、約６ＭｅＶより高い陽子エネル
ギーでは、プロトンエネルギーはロジウムをパラジウム１０３に変換するのに十
分である。ロジウムをパラジウム１０３に効率的に変換するため最適のエネルギ
ー範囲は、概ね約１０から１２ＭｅＶで、グラフの直交斜線領域Ｄで指示される
。この量は、特定のロジウム放射線治療用送出構造にビームが透過する距離の関
数として変化し、したがって構造の幾何学的形状、とくにビーム透過方向におけ
るその厚さは、所望の変換反応が生じる可能性を決定する上で重要な要素である
。

【０１０１】概ね図２１のグラフの曲線Ｅで指示するように、約１２ＭｅＶより高い陽子エ
ネルギーでは、１つの陽子がロジウム原子の核の中性子２個と置換する第２の変
換反応Ｒｈ−１０３→（ｐ，２ｎ）→Ｐｄ−１０２の可能性が高まる。この反応
はパラジウム１０２、つまり放射線治療の用途には有用でない安定したパラジウ
ム同位体を生成する。

【０１０２】グラフの曲線Ｆで指示するように、約１６ＭｅＶより高い陽子エネルギーでは
、１つの陽子によってロジウム原子の核から３つの中性子が放射される第３の変
換反応Ｒｈ−１０３→（ｐ，３ｎ）→Ｐｄ−１０１が生じる。この反応は放射性
パラジウム１０１を生成し、これは放射線治療に使用するには適さない比較的複
雑な崩壊体系を有し、パラジウム１０３の放射性不純物と見なされる。

【０１０３】過度の熱を発生せず、望ましくない同位体および放射性同位体を生成せずに、
放射線治療用送出構造を正味形状またはほぼ正味形状に加工し、変換できるよう
、所望のロジウムからパラジウム１０３への変換反応の可能性を最高にすること
が望ましい。出力、つまり熱は、ビーム・エネルギーとビーム電流の産物である
。活性化する高エネルギーのビームで標的に生成される熱は、変換の範囲と無関
係であり、したがって熱は何らかの変換反応の有無に関係なく、ビーム活性化の
結果として標的内で発生する。

【０１０４】装置内に過度の熱が蓄積されるのを抑制し、防止する一つの方法は、ビーム透
過方向に十分な厚さがあり、所望の変換反応が生じる可能性が最も高い範囲のエ
ネルギーを吸収するよう、放射線治療用送出構造を設計することである。この範
囲外のビームのエネルギーは、主に熱として現れる。装置は、主に熱を発生する
エネルギーの少なくとも一部が装置を通過するか、以下でさらに詳細に述べる幾
つかの可能な手段によって、少なくとも放射線治療用送出構造から逸れるような
寸法にすることができる。

【０１０５】放射線治療用送出構造の変換、および構造内の熱発生は、それぞれ、構造に入
射するビームの初期エネルギーおよびビーム透過方向における構造の厚さの関数
である。図２２で示すように、ロジウムから正味形状またはほぼ正味形状の放射
線治療用送出構造４２に形成した標的は、ビーム透過方向に厚さｔを有する。構
造４２に、高エネルギー陽子ビーム１０５が透過する。ビームの入射角度は、標
的の照射部分全体に有効な量の放射性同位体を提供するよう選択され、それに従
って変化することができる。ビームが標的を通過するにつれ、標的はビームの陽
子からエネルギーの一部を吸収する。陽子のエネルギーは、ビーム透過深さｔの
関数として、標的に入射する名目レベルから減衰する。陽子のエネルギー・スペ
クトルは、所望の変換反応が標的中の表面ｔ₀とビーム透過方向における極限厚
さｔ_nとの間で発生するよう選択することが好ましい。構造の極限厚さは、所望
の変換反応が発生する可能性が最も高いエネルギーの少なくとも一部が、標的構
造内で、つまりｔ₀とｔ_nとの間で吸収されるよう選択する。ｔ_nを超える中間深
さｔ_n+1で、ビームのエネルギーが枯渇し、したがって所望の変換反応が発生す
るには不十分である。４ＭｅＶより大きいビーム・エネルギーで加熱が生じるの
で、所望の変換反応を実行するエネルギーを吸収するのに十分なだけの厚さの装
置であることが好ましい。少なくとも所望の変換反応を実行するには不十分なエ
ネルギーの部分が、装置を通過するか、他の方法で熱散逸媒体に与えることがで
きる。

【０１０６】ビームは、図２１のグラフに関して既に検討したように、所望の変換反応を実
行するのに必要な量を上回る初期エネルギーを有することができる。したがって
、ビームのエネルギーは、所望の変換反応に必要な量より大きい陽子エネルギー
を必要とするような望ましくない変換反応が装置内で発生しないよう選択するこ
とが好ましい。あるいは、ビーム・エネルギーが過剰な場合は、荷電粒子が所望
の変換反応を実行するのに適したエネルギーで標的構造に到達することを保証す
るよう、標的構造の変換性材料を透過する前に、ほぼ活性化できない金属などの
減衰媒体で、ビーム・エネルギーを減衰することができる。

【０１０７】Ｒｈ−１０３→（ｐ，ｎ）→Ｐｄ−１０３の反応では、標的厚さの１００マイ
クロメートルごとに約３ＭｅＶの陽子ビーム減衰を予想することができる。した
がって、１２ＭｅＶの名目エネルギーを有する陽子ビームをロジウム標的に向け
ると、（例えばｔ₀で）１２ＭｅＶの陽子が衝突するロジウム原子がパラジウム
１０３に変換されるようである。同様に、標的のさらに内側（例えばｔ₁）にあ
るロジウム原子は、１１ＭｅＶで陽子と衝突してパラジウム１０３に変換される
ようであり、ある厚さｔ_nで陽子エネルギーが所望の変換反応を実行するのには
不十分なレベルまで減衰されるまでこれが続く。このエネルギー・レベルで、陽
子ビームはもはや放射線治療用送出構造に入ったり、通過したりしないことが好
ましい。

【０１０８】活性化ビームの任意のエネルギー・レベルに対して、標的の放射線治療用送出
構造の所望の厚さが分かったら、図２３で示すように、所望の厚さが獲得される
まで複数の名目厚さのシートまたは箔４８を積み重ねるか層状にするなど、様々
な方法で所望の厚さを獲得することができる。あるいは、ビームが傾斜角度で構
造に衝突するよう、活性化ビームに対して構造に角度をつけ、したがってビーム
透過方向における構造の有効厚さを所望に応じて増減させることにより、所望の
厚さを達成することができる。

【０１０９】標的の放射線治療用送出構造は、例えば図２４に示すようなマイクロワイヤ４
４、または図２５で示すようなステント４９でよい。構造はロジウムで作成し、
完全に活性化してもよい。あるいは、ほぼ活性化できない材料で作成し、ガイド
ワイヤ４４の端部に、ロジウムで作成してマイクロワイヤと一体であるか、結合
プロセスなど他の方法でマイクロワイヤと接合できる図２４の先端４５を含むこ
とができる。活性化ビームは、標的構造の特定の領域のみを活性化するよう、そ
の領域に集束することができる。先端４５は、例えばガイドワイヤ４４の端部に
取り付けられるコイルなど、用途に適した任意の形状でよい。

【０１１０】マイクロワイヤの標的は、それをコイル状にしたり、ビーム透過方向で材料が
厚くなるよう他の方法で形成したりして、その有効厚さを増加させることも可能
である。

【０１１１】送出構造に出入りする熱を制御する他の方法には、構造に出入りし主に熱を発
生するエネルギーを制御することがある。この２モードの熱管理のうち、過度の
熱を除去する必要がないよう、送出構造に入る熱を制限する方が好ましい。しか
し、陽子の活性化中に送出構造の過熱が回避できない場合は、構造から熱を効果
的に散逸させる手段も使用しなければならない。

【０１１２】前述したように、放射線治療用送出構造は、ビーム透過方向における厚さが、
所望の変換反応を実行するエネルギーの少なくとも一部が構造に吸収させる一方
、所望の変換反応の閾値より低いエネルギーの少なくとも一部が構造を通過する
か、他の方法で熱交換媒体から逸れるのを保証するのに十分であるよう、設計す
ることができる。したがって、構造はエネルギーの「フィルタ」として作用する
ことができ、これは少なくとも６ＭｅＶで最大約１６ＭｅＶのエネルギーを選択
的に吸収し、ほぼこの範囲以外の重大なエネルギーは吸収しない。

【０１１３】送出構造への熱入力を最小にする別の方法は、ビームから標的構造への出力密
度を減少させることである。その一つの方法は、図２６に示すような拡散器また
は他のビーム減衰要素４７でビームを拡散させるか、自然に比較的大きいビーム
・スポットへと発散するよう、ビームを比較的長い距離にわたって配向するなど
により、標的構造上に比較的広く均一なビーム・スポットを生成することである
。これを達成する別の方法は、図２５の矢印１０８で示すように、１つまたは複
数の標的構造の表面上でビームを走査させることである。あるいは、１つまたは
複数の標的構造を、比較的大きい範囲に配向されたビームに出入りさせることが
できる。

【０１１４】標的構造内で発生した熱は、例えば熱伝導性ヒートシンク部材１１０を標的と
熱的に連絡させて配置することにより、散逸させることができる。ヒートシンク
部材１１０は、任意のほぼ活性化できない金属またはセラミックであることが好
ましい。例えば、図２７に示すように、箔４８として図示された標的を、図２７
に示すようにフィンまたは他の熱散逸部材を有する熱伝導性プレート１１０に着
脱可能な状態で装着することができる。プレートの冷却は、気体、液体または他
の適切な熱伝導性媒体で達成することができる。伝導性冷却の場合、標的からの
熱伝達を最大にするために、標的とヒートシンク部材との熱的接触を最大にする
ことが好ましい。これは、伝導性コーティングなどの機械的結合剤を使用するか
、例えばワイヤを標的から熱伝導性スプール、ドラム、シートなどの周囲に巻く
ことにより、標的とヒートシンク部材の間に物理的力を加えて、その間の接触範
囲を増大させることにより実行することができる。

【０１１５】高エネルギー・ビームは、図２８に示すような線形加速器またはサイクロトロ
ン１１４で獲得することが好ましい。ビームは、ビームのエネルギーおよび放射
線治療用送出構造の厚さの関数として選択された傾斜角度で、ロジウム標的に配
向することが好ましい。これらのパラメータは、クーロン障壁より低いエネルギ
ーの少なくとも有意の部分が、下にある熱散逸システムで散逸し、放射線治療用
送出構造内では散逸しないよう選択することが望ましい。

【０１１６】熱伝導性の熱伝達方法は、標的構造がサイクロトロンまたは線形加速器に伴う
排気された室内にある場合は、実行可能ではない。これは、真空、伝導性および
対流性冷却が比較的有効でないためである。したがって、代替法として、標的構
造は、例えばヘリウムなど、非常に効率的で化学的に不活性な熱伝達流体で冷却
することができる。図２９で示すように、これはシール１１６を真空状態のサイ
クロトロンまたは線形加速器と、標的構造４２が配置されて大気圧である最終ス
テーションとの間に含めることによって達成することができる。シール１１６は
、熱容量が比較的高く、荷電数が低く、冷却特性が良好な薄い金属の窓であるこ
とが好ましい。ベリリウムおよびアルミは、サイクロトロンと最終ステーション
との間に大気のシールを効果的に提供できる好ましい金属である。高エネルギー
陽子ビーム１０５は、窓を通過して標的構造に衝突し、これは熱伝導性媒体中の
エネルギー散逸を最小にするため、窓の近傍に配置することが好ましい。ヘリウ
ムなどの冷却流体１２２は、標的構造上を通過して、標的構造から１２４で概略
的に示す熱交換器へと熱を伝達することができる。

【０１１７】熱は、放射性熱伝達により標的構造から逸れることもできる。放射性熱伝達を
最適にするため、標的とそれを囲む熱伝達媒体との温度差および／または熱輻射
能を最大にすることが好ましい。

【０１１８】本発明の幾つかの例示的実施形態について以上で詳細に説明してきたが、本発
明の新規の教示および利点から具体的に逸脱することなく、例示的実施形態に多
くの変形が可能であることが、当業者には容易に理解される。したがって、この
ような変形は全て、請求の範囲で規定する本発明の範囲内に含まれるものとする
。

【図面の簡単な説明】

【図１】当技術分野で知られているように、非放射性のパラジウム１０２の標的を中性
子束に露出させて放射性パラジウム１０３を獲得して作成した先行技術の放射性
シードの破断図である。

【図２】本発明の一つの態様による放射線治療装置の側面図である。

【図３Ａ】陽子ビームでの活性化によるロジウム１０３から放射性パラジウム１０３への
変換の略図である。

【図３Ｂ】重陽子ビームでのロジウム１０３から放射性パラジウム１０３への変換の略図
である。

【図３Ｃ】アルファ粒子ビームでのロジウム１０３から放射性パラジウム１０３への変換
の略図である。

【図４】本発明の一つの実施形態による中実ワイヤの形態にある装置の斜視図である。

【図５】本発明の別の実施形態による管の形態にある装置の斜視図である。

【図６Ａ】本発明の別の実施形態による、ほぼ２次元の平坦なシートの形態にある装置の
斜視図である。

【図６Ｂ】本発明の別の実施形態による、ほぼ３次元の形状の形態にある装置の斜視図で
ある。

【図７】本発明の別の実施形態によるシードの形態にある装置の斜視図である。

【図８】放射線透過性で生体適合性の封入材料のコーティングを含むワイヤの形態の装
置、さらにワイヤの表面に適用された少なくとも１つの放射線透過性の非放射性
物質の破断図である。

【図９Ａ】本発明の一つの態様により作成した放射線治療装置を使用して、局所的病巣に
放射線を送出する方法を示す流れ図である。

【図９Ｂ】本発明の別の態様により作成した放射線治療装置を使用して、局所的病巣に放
射線を送出する代替方法を示す流れ図である。

【図１０】本発明の別の態様による放射線治療用送出キットの側面図である。

【図１１】ほぼジグザグ形の幾何学的形状を有する細長い放射線治療装置の側面図である
。

【図１２】ほぼ蛇状の幾何学的形状を有する細長い放射線治療装置の側面図である。

【図１３】ほぼコイル状の幾何学的形状を有する細長い放射線治療装置の側面図である。

【図１４】装置の各端にかえしのある錨状体を有する細長い放射線治療装置の側面図であ
る。

【図１５】装置の各端にコイル状の錨状要素を有する細長い放射線治療装置の側面図であ
る。

【図１６Ａ】眼球病巣の治療に有用な半球形プラークの斜視図である。

【図１６Ｂ】環状放射性部分を提供するよう選択的に活性化された半球形プラークの軸方向
の図である。

【図１６Ｃ】扇形の放射性部分を提供するよう選択的に活性化された半球形プラークの軸方
向の図である。

【図１７】ほぼ均一で半径が一定した放射線パターンを提供するよう、長さに沿って活性
化された細長い要素の斜視図である。

【図１８】放射線パターンが変化するよう、長さに沿って活性化された細長い要素の斜視
図である。

【図１９】放射線パターンが変化するよう、長さに沿って活性化された細長い要素の斜視
図である。

【図２０Ａ】本発明により、放射性材料になるよう活性化可能な変換性材料で作成した外科
用固定装置の斜視図である。

【図２０Ｂ】本発明により、放射性材料になるよう活性化可能な変換性材料で作成した外科
用固定装置の斜視図である。

【図２０Ｃ】本発明により、放射性材料になるよう活性化可能な変換性材料で作成した外科
用固定装置の斜視図である。

【図２０Ｄ】本発明により、放射性材料になるよう活性化可能な変換性材料で作成した外科
用固定装置の斜視図である。

【図２０Ｅ】本発明により、放射性材料になるよう活性化可能な変換性材料で作成した外科
用固定装置の斜視図である。

【図２０Ｆ】本発明により、放射性材料になるよう活性化可能な変換性材料で作成した外科
用固定装置の斜視図である。

【図２０Ｇ】本発明により、放射性材料になるよう活性化可能な変換性材料で作成した外科
用固定装置の斜視図である。

【図２１】陽子ビームのエネルギーの関数として、ロジウムからパラジウムへの様々な変
換反応の相対的強度を一般的方法で示す説明グラフである。

【図２２】厚さｔのロジウム標的への高エネルギー陽子ビームの透過を単純化した図であ
る。

【図２３】シートまたは箔の形態の標的、およびビーム透過方向に所望の厚さを有する標
的を獲得するため、積層状に配置されたこのような送出構造数個の単純化した斜
視図である。

【図２４】線形加速器から出て、高エネルギー陽子ビームによって放射性パラジウム１０
３に変換可能なロジウムの先端を有するワイヤの形態である標的へと配向された
陽子の高エネルギー・ビームの単純化した側面図である。

【図２５】線形加速器から出て、ロジウム・ワイヤで作成したステントへと配向される高
エネルギー陽子ビームの単純化した側面図である。

【図２６】線形加速器から出て、標的に衝突する前にビーム拡散器を通過する高エネルギ
ー陽子ビームの単純化した側面図である。

【図２７】フィン付きの不活性熱散逸部材に装着した箔またはシートの形態であるロジウ
ム標的の斜視図である。

【図２８】高エネルギー陽子ビームをロジウム標的に向かって加速するサイクロトロンの
単純化した平面図である。

【図２９】放射線治療用送出構造の冷却メカニズムの単純化した略図である。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.⁷ 識別記号ＦＩテーマコート゛(参考）Ａ６１Ｌ 17/00 Ａ６１Ｌ 17/00 31/00 31/00 ＺＡ６１Ｍ 25/01 Ａ６１Ｍ 29/00 29/00 29/02 29/02 31/00 31/00 25/00 ４５０Ｂ 36/00 ４５０Ｄ 37/04 Ｆターム(参考） 4C060 BB11 CC06 DD12 MM24 4C066 AA01 BB10 CC06 FF01 4C081 AC02 AC03 4C082 AA01 AC05 AE05 AJ05 AJ10 4C167 AA21 AA28 AA29 AA41 BB70 CC04 CC07 CC09 CC10 CC13 DD04 FF03 FF05

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】正味形状またはほぼ正味形状の植込み式放射線治療装置であ
って、ほぼ変換可能な材料で作成した正味形状またはほぼ正味形状の放射線治療用送
出構造を備え、変換性材料の一部が、所定の閾値エネルギーを上回るエネルギー
を有する荷電粒子のビームで活性化されて、放射性同位体を含む材料に変質し、
所定の閾値エネルギーを超えるエネルギーの少なくとも一部が放射線治療用送出
構造内に捕捉されて、放射性同位体を含む材料の形成に使用され、所定の閾値エ
ネルギーを下回るエネルギーの少なくとも一部が、放射線治療用送出構造内に保
持されない放射線治療装置。
【請求項２】変換性材料がロジウムを備え、放射性同位体がパラジウム１
０３を備え、荷電粒子ビームが、少なくとも約４ＭｅＶのエネルギーを有する陽
子を備え、荷電粒子の所定の閾値エネルギーが少なくとも約６ＭｅＶである、請
求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項３】放射線治療用送出構造が、活性化の前に所望の正味形状に形
成されるか、活性化の前には所望のほぼ正味形状で、活性化の後に所望の正味形
状に形成される、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項４】装置が、装置の変換性部分内での放射性同位体を含む材料の
分布によって少なくとも部分的に決定され、装置の形状のみによっては決定され
ない形状を有するパターンで放射線を放射する、請求項１に記載の放射線治療装
置。
【請求項５】放射線治療用送出構造がワイヤである、請求項１に記載の放
射線治療装置。
【請求項６】放射線治療用送出構造が少なくとも３：１の縦横比を有する
、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項７】放射線治療用送出構造がほぼ中実である、請求項１に記載の
放射線治療装置。
【請求項８】放射線治療用送出構造が管状である、請求項１に記載の放射
線治療装置。
【請求項９】放射線治療用送出構造がほぼ２次元の形状である、請求項１
に記載の放射線治療装置。
【請求項１０】放射線治療用送出構造がほぼ３次元の形状である、請求項
１に記載の放射線治療装置。
【請求項１１】放射線治療用送出構造がステントである、請求項１に記載
の放射線治療装置。
【請求項１２】装置がガイドワイヤであり、放射線治療用送出構造がガイ
ドワイヤ先端である、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項１３】ガイドワイヤ先端が螺旋形コイルである、請求項１２に記
載の放射線治療装置。
【請求項１４】放射線治療用送出構造が、第１表面および第２表面を有す
る球形の輪郭のプラークであり、第１および第２表面の一方がほぼ凹状で、他方
の表面がほぼ凸状であり、プラークの凹面の少なくとも一部が放射性同位体を含
む材料を含む、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項１５】複数の前記放射線治療用送出構造の積み重ねを備える、請
求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項１６】さらに、少なくとも装置の表面の一部に適用された、ほぼ
放射線透過性の封入材料を備える、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項１７】さらに、少なくとも装置の表面の一部に適用された、ほぼ
放射線透過性の非放射性物質を備える、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項１８】前記非放射性物質が、治療薬および潤滑剤で構成されるグ
ループから選択される、請求項１７に記載の放射線治療装置。
【請求項１９】さらに、放射線不透過性マーカーを備える、請求項１に記
載の放射線治療装置。
【請求項２０】装置が、縫合材、ステープル、クリップ、ピン、釘、ワイ
ヤ、ねじ、かえし、錨状体、プレートおよびプラークで構成されたグループから
選択される、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項２１】放射線治療用送出構造の変換、および構造内の熱発生が、
構造に入射するビームの初期エネルギーおよびビーム透過方向における構造の厚
さの関数である、請求項１に記載の放射線治療装置。
【請求項２２】正味形状またはほぼ正味形状の放射線治療装置を作成する
方法であって、ａ）変換可能な材料を備える正味形状またはほぼ正味形状の放射線治療用送出
構造を提供するステップと、ｂ）所定の閾値エネルギーを上回るエネルギーを有する荷電粒子のビームで放
射線治療用送出構造の変換性材料を活性化して、変換性材料の一部を放射性同位
体を含む材料に変質させるステップとを含み、所定の閾値エネルギーを超えるエネルギーの少なくとも一部は、放射線治療用
送出構造内に捕捉されて、放射性同位体を含む材料の形成に使用され、閾値を下
回るエネルギーの少なくとも一部は、放射線治療用送出構造内に保持されない方
法。
【請求項２３】変換性材料がロジウムを備え、放射性同位体がパラジウム
１０３を備え、荷電粒子ビームが、少なくとも約４ＭｅＶのエネルギーを有する
陽子を備え、荷電粒子の所定の閾値エネルギーが少なくとも約６ＭｅＶである、
請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】さらに、ｃ．活性化前に所望の正味形状に、または活性化前に所望のほぼ正味形状で、
活性化後に所望の正味形状に放射線治療用送出構造を形成するステップを含む、
請求項２２に記載の方法。
【請求項２５】さらに、ｄ．装置が、装置の変換性部分内での放射性同位体を含む材料の分布によって
少なくとも部分的に決定され、装置の形状のみによっては決定されない形状を有
するパターンで放射線を放射するよう、装置の変換性部分を活性化するステップ
を含む、請求項２４に記載の方法。
【請求項２６】さらに、放射線治療用送出構造をワイヤに形成するステッ
プを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項２７】さらに、放射線治療用送出構造をガイドワイヤに形成する
ステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項２８】さらに、荷電粒子のビームでガイドワイヤの端部分を活性
化して、放射性ガイドワイヤ先端を獲得するステップを含む、請求項２７に記載
の方法。
【請求項２９】さらに、放射線治療用送出構造をガイドワイヤの先端に形
成するステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３０】さらに、ガイドワイヤの先端を螺旋形コイルに形成するス
テップを含む、請求項２９に記載の方法。
【請求項３１】さらに、放射線治療用送出構造をほぼ２次元の形状に形成
するステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３２】さらに、放射線治療用送出構造をほぼ３次元の形状に形成
するステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３３】さらに、放射線治療用送出構造をステントに形成するステ
ップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３４】さらに、放射線治療用送出構造を、第１表面および第２表
面を有する球形輪郭のプラークに形成するステップを含み、第１および第２表面
の一方がほぼ凹状で、他方の表面がほぼ凸状であり、プラークの凹面の少なくと
も一部が放射性同位体を含む材料を含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３５】さらに、複数の前記放射線治療用送出構造の積み重ねを形
成するステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３６】さらに、ほぼ放射線透過性の封入材料を、装置の表面の少
なくとも一部に適用するステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３７】さらに、ほぼ放射線不透過性の非放射性物質を、装置の表
面の少なくとも一部に適用するステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項３８】前記非放射性物質が、治療薬および潤滑剤で構成されたグ
ループから選択される、請求項３７に記載の方法。
【請求項３９】さらに、放射線不透過性マーカーを装置に組み込むステッ
プを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項４０】活性化するステップが、さらに、高エネルギーの荷電粒子
ビームで１つまたは複数の放射線治療用送出構造の表面を走査するステップを含
む、請求項２２に記載の方法。
【請求項４１】さらに、交流電界を使用してビームの特性を制御するステ
ップを含む、請求項４０に記載の方法。
【請求項４２】さらに、磁界を使用してビームの特性を制御するステップ
を含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項４３】さらに、１つまたは複数の放射線治療用送出構造を荷電粒
子ビームに通して移動させるステップを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項４４】活性化するステップが、さらに、荷電粒子ビームの有効範
囲を放射線治療用送出構造の表面の比較的大きい部分に拡大するステップを含む
、請求項２２に記載の方法。
【請求項４５】活性化するステップが、さらに、ビームの有効範囲を放射
線治療用送出構造の表面の有意の部分に拡大するよう、荷電粒子ビームを所定の
距離から放射線治療用送出構造に配向するステップを含む、請求項２２に記載の
方法。
【請求項４６】活性化するステップが、さらに、ビームを減衰して、それ
が放射線治療用送出構造の表面に到達する前にビームの有効範囲を拡大するよう
、荷電粒子ビームの通路にビーム拡大要素を設けるステップを含む、請求項２２
に記載の方法。
【請求項４７】活性化するステップが、さらに、線形加速器またはサイク
ロトロンからの荷電粒子のビームを提供するステップを含む、請求項２２に記載
の方法。
【請求項４８】さらに、構造を熱伝達媒体と熱的に連絡させて配置するこ
とにより、放射線治療用送出構造を冷却するステップを含む、請求項２２に記載
の方法。
【請求項４９】熱伝達媒体が気体であり、冷却が主に対流によるものであ
る、請求項４８に記載の方法。
【請求項５０】熱伝達媒体が固体であり、冷却が主に伝導によるものであ
る、請求項４８に記載の方法。
【請求項５１】さらに、送出構造を活性化する前に、ほぼ活性化できない
熱散逸部材を放射線治療用送出構造と熱的に連絡させて配置するステップを含む
、請求項５０に記載の方法。
【請求項５２】さらに、主に放射によって放射線治療用送出構造を冷却す
るステップを含む、請求項２２に記載の方法。