JP2000503564A - 放射線源 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 血管内近接照射療法に使用する臨床上適切なβ−照射の放射線源。該放射線源は、活性化した場合に放射性物質を産生する原料物質から成り、その放射性物質が臨床上不適切な崩壊と共に崩壊して崩壊生成物となり、それが更に崩壊して臨床上適切なβ−崩壊を起こすことを特徴とする。非常に適切な原料物質としては、タングステンが用いられ、このものは活性化により W−１８８を産生し、更に崩壊してRe−１８８となる。

Description

【発明の詳細な説明】 放射線源 本発明は血管内近接照射療法に使用する臨床上適切なβ−照射の放射線源に関 する。 放射線源を医療上応用するに当たっては、医療応用に適した半減期をもつ放射 性物質が用いられる。この半減期はその適用にもよるが、少なくとも二三日であ る。更に、血管内近接照射療法での使用のためには、用いる放射線が少なくとも ０．６MeV の平均エネルギーE_meanを有する必要がある。E_meanはまたβ−エネル ギーとして以下に言及する。今日まで、適切な放射性物質を選択することは、周 期律表の各元素について述べている広汎な表を掲載した膨大な量の書籍をあさる ことを意味していた。すなわち、そのものが放射性であるか否か、そしてもしそ うならどのような経路でその放射性元素が崩壊するのかについて述べている表で ある。このように、その崩壊がβ−崩壊から成り、E_meanが０．６MeV よりも大 きく、かつ半減期が二三日よりも長い全ての放射性元素を適切なものとする。こ れらの基準に加えて、他の基準、例えば、原料物質の不足、その毒性、その機械 操作上の処理可能性なども考慮する。 それ故に、実際には、β−エネルギーを有し、その半減期が困難を伴わずに血 管系近接照射療法に採用可能なものであり、かつ、高価ではなく、機械操作的に 処理がし易い放射性物質源に対して非常に強い要望がある。本発明はそのような 放射性物質の源となるものを提供する。 本発明による放射線源は、その放射線源が活性化した場合に放射性物質を産生 する原料物質から成り、その放射性物質が臨床上非適切な放射崩壊と共に崩壊し て崩壊生成物となり、それが更に崩壊して臨床上適切なβ−崩壊を起こすことを 特徴とする。この経路において、血管内近接照射療法においてβ−放射体として 非常に適切な「組み合わせ源」が提供される。 この方法において、活性化する原料物質についてはその選択が全く自由に得ら れるものであり、特に、その価格、機械操作上の処理可能性、毒性、活性化度な どがそうである。 原料物質は、それが濃縮したものであってもなくても、中性子照射による反応 装置中で活性化する。濃縮原料物質とは、その同位体存在比が、天然原料物質に 存在する同位体比と比べて、ある一種類の同位体に偏って変化しているものと理 解する。 有利な方法においては、本発明による放射線源用活性化原料の半減期は崩壊生 成物の半減期よりも相当に長い。 より特定的には、活性化物質の半減期は５０時間を超えるが、崩壊生成物の半 減期は１０日を超えない。活性化物質の半減期は、好ましくは、崩壊生成物の半 減期の少なくとも１０倍以上である。この経路においては、産生と崩壊生成物の 崩壊との間で、比較的急速に平衡に達する。それ自体既知のことであるが、その ような平衡は崩壊生成物の半減期の約４倍経過したときに到達する。従って、崩 壊生成物の半減期は、好ましくは、１０日より短くする必要がある。 タングステンがとりわけ適切な原料物質である。天然のタングステンは二種の 同位体、W−１８４および W−１８６から成っているが、W−１８６は中性子照射 により活性化されて、二重中性子捕捉を経て W−１８８となる。十分に高い中性 子フラックスをもつ反応装置では、二重中性子捕捉が十分な頻度で起こり、この 適用（血管内近接照射療法）のために十分に高い活性を生ずる。 留意すべきことは、その半減期が６９．４日であることの理由で、W−１８８ は大体において放射線源として適切である。しかし、既知の表から分かるように 、同様に候補者の一つと考えるには W−１８８が照射するβ−線のβ−エネルギ ーが余りに低い、０．１MeV である。これまで得ることの難しかった（二重中性 子捕捉）W−１８８は、それ故に、放射線源として採用されていなかった。更に 、同じ表から明らかなように、そのβ−エネルギーのために基本的に適正とされ ている Re−１８８のような放射活性物質は、その１７時間の半減期が現今の適 応として余りに短すぎるという理由で実際には適用されていない。その他にも、 なお、放射活性物質の例は沢山あるが、それらは一つの基準は満足するが、他の 基準は満足できないようなものである。 本発明による放射線源の特に有利な態様は、原料物質がタングステンであり、 それが濃縮物であってもなくても、活性化により W−１８８を産生し、その崩壊 生成物がRe−１８８であることにより特徴づけられる。 この経路において、放射線源は、Re−１８８（臨床関連β−線を放出する）が あらかじめ反応装置内で産生されるのではなく、むしろ W−１８８の崩壊により その場で連続的に産生されると理解されている。Re−１８８の１７時間という短 い半減期に関しては、W−１８８が Re−１８８に崩壊する時間が十分に長い（６ ９．４日）ので、Re−１８８の連続産生が起こって、見かけ上 Re−１８８源が １７時間ではなく６９日より長い半減期をもつこととなる。この経路では、従っ て、十分に高いβ−エネルギーと十分に長い半減期との両方の要件を満たす放射 線源が得られる。また、放射線源として得られる物質タングステンは、優れた機 械的性質を有し、白熱灯のフィラメントとしての用途でよく知られたものである 。 とりわけ、本発明による放射線源は、細長いワイヤ状の要素の一端に接続した 放射性要素として応用できる。 細長いワイヤ状の要素の一端に接続した放射性要素の応用については、欧州特 許出願EP-A-0433011 により既知である。 そのような放射性要素の一応用例を挙げると、局所照射が必要である場合、特 に、その照射部位が直接あるいは容易に接近できないような部位である場合、例 えば、腫瘍が身体に存在する場合などに応用できる。そのような場合、例えば、 乳房腫瘍の場合の中空針、あるいは例えば、子宮腫瘍の場合の中空カテーテルな どが、放射処置のため所望の部位に放射性要素を挿入できる範囲内で使用される 。イオン化照射治療を実施している人を保護するために、放射性要素は遮蔽ハウ ジングに収めてあり、これはチューブを介して針またはカテーテルに結合してあ る。この放射性要素はワイヤ状要素の末端に結合してあり、その結果、放射性要 素は遠隔操作により、遮蔽ハウジングからチューブを介して照射する所望部位に もっていくことが可能であるが、その際ワイヤ状要素は駆動ユニットに置き換え る。 このような血管内近接照射療法として知られる放射性要素の他の用例は、再疎 通治療後の血管における新生内膜増殖による再狭窄に対する治療の用例である。 心臓周辺の血管のそのような治療は、なかんずく、経皮経管冠状血管形成術(PTC A,心臓周辺血管の場合)およびアテレクトミーとして知られている。そのような 治療により、実質的に閉塞した血管（例えば、血管の内腔にいわゆるプラークが 沈積した結果として）を、拡張性の要素、例えば液体膨張式バルーン（血管形成 バルーン）により拡張し、カテーテルなどの細長い要素に固定して、血液が拡張 した血管を実質的に妨害されずに再び循環し得るようにする。ある場合には、い わゆる「ステント」（金属線拡張器）を挿入して、とりわけ「弾力性再らせん化 」（elastic recoil）を防止する。 多くの場合、血管内に狭窄が再生したとき、あるいはすでに再生しているとき から比較的短期間内に新たな再疎通治療が必要とされている。この狭窄は、多分 、組織が拡張した部位で発達した結果であるが(新生内膜過形成または新生内膜 増殖として知られる)、恐らく血管壁が拡張により損傷を受けたためである。組 織のこの形成は、もし再疎通治療の間あるいは間を置かずに関係する血管組織を イオン化照射、特にβおよび/またはγ照射をすれば、かなりの程度避け得るか 、少なくとも減少させ得るので、続いての再疎通治療はもはや必要なくなるか、 あるいはいずれにしてもそのような治療を必要とするまでに相当の時間が経過す ることとなるという顕著な徴候がある。 放射性要素を引き伸ばされた個所へ到達させるためには、血管中のカテーテル を通して少なくとも部分的に押す必要がある。特に、心臓のまわりの冠状動脈血 管の短い屈曲部ではある程度の要素の柔軟性が必要とされる。血管中のカテーテ ルを通るこの変位が柔軟に行われるのを許容するために、数センチメートルの長 さを持っているかもしれない放射性要素は、血管の屈曲部を問題なく摺動できる よう十分フレキシブルで柔軟でなければならない。 発明による放射線源の前記適用の目的は、移動する細長いワイヤ状要素の先導 部分として問題なしに機能できるような十分な堅さを保持しながら、 たどるべき屈曲経路に柔軟に対応できるように放射性要素を設計することである 。 発明による放射線源の前記適用の他の目的は、放射線源から照射される放射エ ネルギーが放射線源と照射個所の途中で吸収によって失われる部分が最小となる ように、照射される個所に放射性物質をできる限り近づけられるようにそのよう な要素を設計することである。さらに、イオン化（βおよび／またはγ）放射線 が放射性物質を離れる前にその物質自体を通過する平均距離をできるだけ短くす ることも、目的とする。 発明による放射線源の前記適用のさらに別の目的は、比較的簡単な方法で放射 性要素を製造することができるようにすること、つまり、ワイヤ状要素とは別に 要素の製造と活性化を実現することにある。 この目的のために、発明による放射線源の前記適用では、提案される放射性要 素が、前部保持部、接続部、後部保持部、それに放射性の、あるいは放射性にさ れるセグメント状要素で構成され、セグメント状要素は中心穴を備え、その中心 穴を介して前端および後端保持部の間で接続部にわたって、互いに対して傾斜で きるように前後に並設され、これにより放射性要素がその長さの大半の部分で柔 軟でフレキシブルなものとなり、また、放射性要素を長手のワイヤ状要素とつな ぐ連結手段が備えられる。これらの方策の結果、 互いに対して傾斜できるセグメント状要素から部材を形成することにより、極め て柔軟でフレキシブルなユニットを得ることができ、それは例えば血管の屈曲に 容易に追従でき、これに関して、前部および後部保持部の間で接続部によって放 射性物質同士を保持することによって要素の長さ方向の一貫性が保証され、また 柔軟でフレキシブルであるために、実際、長さ方向の伸展性を持つ必要はない。 放射性物質が接続部のまわりに配置されるという事実により、放射性物質が細長 い放射性要素の外側にできるだけ集結され、このようにして照射される個所にで きるだけ近づけることができ、放射性物質自体あるいは放射線源と照射個所の間 での吸収によって失われるイオン化放射線が最小になるという更なる利点が得ら れる。 発明による放射線源の前記適用の別の実施例では、各セグメント状部分がらせ ん状に曲がったワイヤ部分の形であり、すべてのセグメント状部分が互いに連結 して、コイルバネの形を持った細長い柔軟でフレキシブルな部材を形成すること が望ましい。このように設計された要素は比較的簡単に製造でき、本来それは柔 軟でフレキシブルであり、これに関連して、前部および後部保持部の間で接続部 上に設けることにより、そのようなコイル状要素の不都合なねじれを有効に妨止 できる。そのような実施例で、接続部が、コイルバネ状部材が比較的大きい間隔 をおいてにワイヤを囲むような直径を持たワイヤである場合、コイルバネ状部材 の中心穴の直径に実質的に等しい外径を持ち、互いに対向したセンタリングカラ ーを両方の保持部に備えることが望ましい。接続部が２つの保持部を連結して、 細長いワイヤ状要素の延長部分を構成し、僅かな間隔をおいてコイルバネ状部材 を受けるワイヤからなる場合、保持部材が細長いワイヤ状要素に締め付けること のできるスリーブ部であることが望ましい。 発明による放射線源の前記適用の他の実施例では、各セグメント状部分が中 央通し孔を備えたビードであり、その横断面は孔から離れる方向に小さくなる。 これに関連して、ビードは丸い、特に楕円または円形の横断面を持ってもよく、 また、各ビードは横断面が実質的に台形の円環の回転体として設計されてもよい 。これに関連して、ビードは接続部としてのワイヤ上にチェーンとしてつなげ、 前部および後部保持部の間で囲まれた状態に載置でき、これら保持部はワイヤに 締め付けることのできるスリーブ部として設計される。接続部が細長いワイヤ状 要素の延長部分でない場合、後部保持部は、ワイヤ状要素と接続するための連結 手段を備えてもよい。連結手段は細長いワイヤ状要素の横断面に等しい表面を持 つ端面を備えてもよく、この場合、後部保持部と細長いワイヤ状要素ははんだ付 け、接着または他の方法で互いに連結される。また、連結手段は、細長いワイヤ 状要素と等しい外径を持った連結要素に形成された孔に固定される段階的に狭く なった部品を備えてもよく、連結要素は溶接、はんだ付け、接着などによって細 長いワイヤ状要素に接続可能である。そのような連結を採用すれば、細長い放射 性要素は細長いワイヤ状要素から完全に別々に製造できる。この要素は、適当な 方法で製造し、活性化してから細長いワイヤ状要素と連結することができるとい う別の利点が生じる。 図面に示した実施形態について述べれば、本発明による細長い放射性要素につ いて一層詳細に論じる。図において、 第１図は本発明による細長い放射性要素の第一の実施形態を示し、その要素を ワイヤ状の要素に取付けて、半分を横断面で、半分を立面で示したものであり、 第２、３、４及び５図は、本発明による源泉の当該アプリケーションに従う細長 い放射性要素の第二、第三、第四、及び第五の実施形態を、第１図のものと同様 の方法で示すものである。 第１図に示した細長い放射性要素１は取付け部２、後部保持部３、接続部４、 前部保持部５及び放射性部６で構成されている。放射性要素１はその端面を柔軟 で可撓性のケーブルで作られた、その一端だけが示してある、細長いワイヤ状の 要素７に取付けられる。取付けは溶接又ははんだ付け接続８によって行われ、そ の接続では、円滑な連続したユニットを得るために、取付け部２はワイヤ状の要 素７と同一の直径を持った円筒形の要素から成るものとする。 取付け部２にはワイヤ状の要素７に接続された端面から反対に延びる盲の長さ 方向の穴２ａを設けてある。後部保持部３には取付け部２と同径を持った円筒形 の中間部３ａが設けてある。図面中左側のこの中間部３ａに隣接して、盲の長い 穴２ａにはまる直径を持った円筒形部３ｂがある。円筒形部３ａは長い穴２ａに 適当な方法によって取付けることが出来る。これは溶接、はんだ付け、膠付け、 等によって行うことができる。しかし、挟み、ねじ切りなどのその他の取付方法 も考慮に入れてよい。３ａの部分では、周囲凹部３ｃがある。図面中右の中央部 ３ａに隣接して、その中央部３ａの直径よりも小さい直径を持った取付けピン３ ｄがある。更に、中間部分には、ワイヤから成る接続部４がそれにきっちりはま ることができるような直径を持った穴３ｅを通る長い貫通孔３ｅが設けてある。 接続部４は、例えば周縁凹部３ｃの所で円筒部３ｂを変形させることによって、 長い中央の貫通孔３ｅに挟まれることができる。勿論、溶接、はんだ付け、膠付 け、等のような、他の適当な取付方法も用いることが出来る。周縁の凹部３ｃも 膠を塗る方法で用いることもできる。 長い貫通孔３ｅに取付けられた端と反対側にある接続部４の端部は正面の保持 部Ｓの長い孔５ａに密接に合うように挿入される。この保持部には端の切られた 円錐型のヘッド５ｂと図面の左側にこれを隣接させた取付けピンＳｃを設けてあ る。これの直径は取付けピン３ｄの直径と等しい。接続部４は適当な方法で、例 えば溶接、はんだ付け、膠付け、等によって、前部保持部５の長い孔５ａに取付 けられる。 前部保持部５と後部保持部３との間に、外側の直径が円筒型の中間部３ａの直 径と実質的に等しい外径を持った、また端の切られた円錐型のヘッド５ｂ及び取 付けピン３ｄ及び５ｃの直径と実質的に等しい内径を持った、コイルばねの形を した放射線部６が囲われている。 こうして、全てその放射性要素１はガイド通路の曲りに従うようにワイヤと同 様にして曲げることが出来て、接続部４及び放射性部６はしなやかな、可撓性の ワイヤと同じような振る舞いをするので、長く伸びたワイヤの前端を形成する極 めて柔軟で可撓性の放射性要素１が得られる。ガイド通路はこのためヒトの身体 の中へ入れて例えば血管を経て処置されるべき場所まで延びるカテーテル又は同 様の要素を構成することが出来る。 本放射性要素１の一つの利点は、それが放射性要素の活性化よりも前にそれを 形成する部分を作ることができること、そのため取付け要素を長く伸びたワイヤ 状の要素７と接続され、また前部保持部５、接続部４、放射性部６及び後部保持 部３を組立ててユニットを形成すると、放射線部６は活性化されて最終的に円筒 部３ｂは長い孔２ａに取付られる。こうして、要素は放射線に露出する危険性が 最小限の状態で製造される。 第２図に示した放射性要素１１には第１図に示したものと同じ取付け部分２が 設けてある。取付け部２はその端面で溶接又ははんだ付け接続部８によって長く 伸びたワイヤ状の要素７の端部と接続される。放射性要素１１には取付けピン３ ｄが端の切られた円錐型の部分３ｄ’と代わっている点を除いて、更に第１図の 部分３と同様な後部保持部１３が設けてある。また再び、後部保持部３に取付け られた接続部４、及び第１図の後部保持部Ｓと実質的に同一である、前部保持部 １５、がある。この場合もまた、取付けピン５ｃは端の切られた円錐型の部分５ ｃ’と代わっている。 第２図に示した実施形態では、放射性部１６は多数の円盤型の要素１６ａで構 成されていて、その全てには中心の孔が設けてあり、また接続部４にはビードと して溝がきってある。この放射性部１６の実施形態によって、放射性要素１１に は所望のしなやかさとフレキシビリテイとが付与される、即ち、問題無くワイヤ 状の要素７と同じようにしてガイド通路に曲りをつくることが出来る。放射性要 素１１の製造、組立及び活性化は第１図の放射性要素１の場合と同様の有利な方 法で行うことができる。 図３に示される放射性要素２１は、固定部２、後部保持部１３、接続部４、及 び前部保持部１５に関して図２の放射性要素１１と同一である。この放射性要素 ２１も溶接又はハンダ接続８により細長い要素７に接続される。放射性部２６の 態様は、それがビーズ状要素２６ａ、すなわち、曲線的な断面及び中心穴を有す る回転対称要素で構成されるという点で異なる。 図４は後部保持部３３と、接続部４と、前部保持部３５と、放射性要素６とか ら形成される放射性要素３１を示す。したがって、前部及び後部保持部は図１に よる態様とは異なる。最も重要な相違は固定部が存在しないことであり、その役 割は後部保持部３３が代わりに担う。この後部保持部３３はこのために細長い要 素７と同じ外径を有する円筒部３３ａを備え、その一端はその端面で溶接又はハ ンダ接続８により細長い要素７に直接固定されている。円筒部３３ａの他端は図 １の固定ピン３ｄに類似する固定ピン３３ｂを有する。前述の態様と同様に、接 続部４は長軸方向の穴３３ｃ内に固定される。例えば、円筒部３３ａにおける外 周凹部３３ｄの位置で締め付けることにより固定することができる。前部保持部 ３５は半球状頭部３５ａを備え、この半球状頭部３５ａの図中左には、図１にお ける固定ピン５ｃに類似する固定ピン３５ｂが接続される。さらに、前部保持部 ３５には接続部４を受けるための見えない穴３５ｃが設けられており、接続部４ はこの穴に固定されなければならない。既述のように、これは溶接、ハンダ付け 、接着剤付け等で固定することができる。締め付けて固定することも可能であり 、そのために、例えば、固定ピン３５を外周凹部に設けてもよい。 図５はコイルバネの形態の放射性部６を備える放射性要素４１を示し、この放 射性部６は、その後部のものが参照符号４３で示され、かつその前部のものが参 照符号４５で示される２つの等しい意匠の保持部の間に納められている。保持部 ４３、４５の各々は、中心の連続した長軸方向の穴４３ｂ、４５ｂ及び外周凹部 ４３ｃ、４５ｃを有するスリーブ様体４３ａ、４５ａで形成されている。さらに 、保持部４３、４５の各々は、平坦端部４３ｄ、４５ｄ及び丸みを帯びた傾斜端 部４３ｅ及び４５ｅを備えている。 先行する態様とは異なり、図５に示される態様には接続部がない。この部分の 役割は、丸みを帯びた端部７ａを備える細長い要素７が代わりに担う。放射性要 素４１は後部保持部４３によって形成され、この後部保持部４３は、例えば外周 凹部４３ｃで締め付けることにより、細長い要素７、その前面に固定されている 丸みを帯びた傾斜端部４３ａを越えて押し込まれている。その上に、放射性部６ 、すなわち放射性にされる部品６が、細長い要素の平坦端部４３ｄに押しつけら れるまで押し込まれる。最後に、前部保持部４５がその平坦端部４５ｄを前にし て細長い要素７の部品６に押しつけられて静止するまで押し込まれ、例えば外周 凹部４５ｃでその上に固定される。これとの関連で、後部保持部４３は、丸みを 帯びた端部７ａが依然として前部保持部４５から突出するような細長い要素７上 の場所で固定される。 図５の態様は、製造及び組み立ての両者の点で容易であるという利点を有する 。実際、取り付けが２つの単純な締め付け動作のみで行われるにもかかわらず、 ２つの異なる部品を作製しなければならないだけである。 添付の請求の範囲において説明される本発明の範囲内で、上に論じられるもの に加えて、図に示される５つの態様において多くの変更及び変形が可能であるこ とは明らかである。したがって、図４又は図５による態様において、コイル状の 放射性部を図２のディスク状要素又は図３のビーズ状要素に置き換えることもで きる。示されている、様々な部品を一緒に固定する方法に加えて、他の適切な公 知の取り付け方法を用いることが可能であり、そのうちの幾つかは既に言及され ている。 原材料は、活性化可能ではないか、もしくは僅かに活性化可能な材料、例えば 、ＴｉＮ、ＴｉＯ、Ｔｉ、Ｓｉ、ＳｉＯ、ＳｉＮでコートすることができる。放 射性要素の他の部品は、例えば、チタン又はバナジウムで製造することができる 。 タングステン（活性化により半減期６９．４日のＷ−１８８が生成し、その崩 壊生成物は半減期１７時間のＲｅ−１８８である）を出発材料として選択するこ とには次のような多くの利点がある： −安価、 −簡単に入手可能、 −作業が容易、 −中性子源による活性化が容易。 さらに、タングステンは、様々な形態、例えば： −らせん、 −ステント（小さな金属ワイヤストレッチャ）、 −（非常に）細いワイヤ、 −ディスク状又はビーズ状要素、 の出発材料として適切な方法で適用することができる。 上述のように、この原料はステントとして用いることができる。ステントは血 管壁に直接接触するもので、そのため原料の高い強度は不必要である。Ｗとの合 金であるＴｉ−ステントを有利な方法で用いることができる。非常に細いワイヤ も、特に小血管用の原料として用いることが可能である。このようなワイヤは、 好ましくはコートされているべきである。小血管内では、このような細線はその 壁と接触する可能性があり、原料の低強度のみが必要とされる。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＡＵ，ＪＰ，ＫＲ，Ｒ Ｕ，ＵＳ

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．血管内近接照射療法に使用する臨床上適切なβ−照射の放射線源であって 、該放射線源が、活性化した場合に放射性物質を産生する原料物質から成り、そ の放射性物質が臨床上不適切な放射崩壊と共に崩壊して崩壊生成物となり、それ が更に崩壊して臨床上適切なβ−崩壊を起こすことを特徴とするβ−照射の放射 線源。 ２．該活性化原料物質の半減期が崩壊生成物の半減期よりも相当に長いことを 特徴とする請求項１記載の放射線源。 ３．該活性化原料物質の半減期が５０時間よりも長く、他方崩壊生成物の半減 期が１０日より短いことを特徴とする請求項２記載の放射線源。 ４．該活性化原料物質の半減期が崩壊生成物の半減期よりも少なくとも１０倍 長いことを特徴とする請求項３記載の放射線源。 ５．該原料物質がタングステンであり、それが濃縮したものであってもなくて も、活性化によりW−１８８およびその崩壊生成物としのRe−１８８を産生する ことを特徴とする請求項１ないし４記載の放射線源。 ６．該放射線源が細長いワイヤ状要素の一端に接続するための細長い放射性要 素であることを特徴とする請求項１ないし５記載の放射線源。 ７．該放射線源がステントの形態を有することを特徴とする請求項1ないし５ 記載の放射線源。 ８．該放射線源が細いワイヤの形態を有することを特徴とする請求項１ないし ６記載の放射線源。 ９．該放射線源がらせん形態を有することを特徴とする請求項１ないし６記載 の放射線源。 10．該ステントがW と合金形成した Ti−ステントであることを特徴とする請 求項７記載の放射線源。 11．該放射線源が被覆されていることを特徴とする請求項１ないし１０記載の 放射線源。 12．該原料物質が非活性化またはほんの僅かに活性化し得る物質で被覆されて いることを特徴とする請求項１ないし１１記載の放射線源。 13．該放射線源が以下の物質、すなわち、TiN，TiO，Ti，Si，SiOおよびSiN， の少なくとも一種で被われていることを特徴とする請求項１２記載の放射線源。