JP2002502638A - 軟ｘ線を放射する医療器具 - Google Patents

軟ｘ線を放射する医療器具

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JP2002502638A JP2000530258A JP2000530258A JP2002502638A JP 2002502638 A JP2002502638 A JP 2002502638A JP 2000530258 A JP2000530258 A JP 2000530258A JP 2000530258 A JP2000530258 A JP 2000530258A JP 2002502638 A JP2002502638 A JP 2002502638A
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Abstract

(57)【要約】 ステントまたはワイヤーのような本体及び、本体の表面にイオン注入された、１ ６８Ｙｂまたは１２４Ｘｅのような中性子放射化断面積の大きい同位体を含む埋込可能な医療器具。中性子放射化断面積の大きい同位体の使用により、器具の中性子放射化に要する時間が短縮されるため、用いられる、ステンレス鋼、ニッケル、チタン及びこれらの金属を含む合金を含む、基体の選択の幅を広げることができる。高密度材料の被覆が、長寿命の放射性化学種からの望ましくないベータ粒子の封じ込め、生物学的に不活性な表面の形成、及び埋め込まれた医療器具の視認性を向上させるためのＸ線不透過性の強化を含む、いくつかの有用な目的に役立たせるために導入される。埋込可能な医療器具は、１６９Ｙｂまたは１２５Ｉのような放射性同位体を含む放射性医療器具も含む。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】関連出願 本出願は、１９９８年２月１０日に出願された米国仮特許出願第６０/０７４,
１８１号に基づき、また優先権を主張するものであり、その全開示内容は本明細
書に参照として含まれる。
【０００２】技術的背景 バルーン血管形成後に、修復された冠状動脈を物理的に疎通させておくため、
ステントと呼ばれる金属製管状支持構造体を永久的に埋め込むことができる。あ
いにくなことに、そのような処置では、６ヶ月から１年以内に動脈の狭窄すなわ
ち再閉鎖（再狭窄）がおこる率が３０％にものぼる。この問題の一解決法は、先
端に放射性同位体であるイリジウム１９２を付けたカテーテルを用いて、極めて
局所的な術後照射処置をその部位に施すことである。血管内近接照射療法と呼ば
れるこの方法においては、先端にイリジウム１９２を付けたカテーテルがステン
トの配置後３０分から４０分の間前記動脈部位に入れておかれ、次いで引き抜か
れる。ガンマ線を用いたこの種の特高線量処置は、"J. Am. Coll. Cardiol."誌 ，第２３巻（１９９４年５月），１４９１〜１４９８ページのジェイ・ジー・ウ
ィーダーマン（J. G. Wiedermann）等による「ブタを使った実験において冠状動
脈内照射がバルーン血管形成後の再狭窄を著しく減少させる」、及び"New Engla
nd Journal of Medicine"誌，第３３６巻（１９９７年６月１２日），１６９７ 〜１７０３ページのピー・エス・タイアスタイン（P. S. Teirstein）等による 「冠状動脈にステントを入れた後の再狭窄を阻止するためのカテーテルを用いた
放射線治療」に述べられているように、術後の再狭窄発生率を大幅に減少させる
ことがわかっている。
【０００３】 患者を照射するこの方法では、必要とされる高放射線強度にともなう危険に悩
まされる。外科医だけでなく、一般に腫瘍遺伝子学者及び放射線物理学者もこの
処置に必要とされる。厳重に遮蔽された鉛製の円蓋が患者を手術室要員から隔て
るために必要とされ、 約０.２キュリー程度の強力な線源を収めたカテーテルを
安全に挿入する作業は特に困難である。処置中に異常がおこれば、外科医が反応
できる時間は比較的にかなり短く、したがって緊急行動手順が十分に予行演習さ
れていなければならない。この方法は、研究環境では可能であるが、通常に使用
するには実用的ではないように思われる。
【０００４】 再狭窄問題を扱う代替方法は永久的に埋め込まれる放射性ステントを用いるこ
とであり、この方法は安全性がより高いためほとんどの医師に好まれる。ベータ
粒子のみかあるいはＸ線の放射体である放射線源が、放射線の到達距離が短く、
よって、特にカテーテルによるステントの動脈挿入後、患者及び手術室要員をと
もに自動的に防護することから好ましい。
【０００５】 イエウサギ及びブタを使った研究の結果、冠状動脈の再狭窄の阻止に成功する
には１５から２５グレイの全線量が必要であると考えられる。 ３２Ｐ，１８６ Ｒｅ，９０Ｙまたは１０３Ｐｄのような放射性同位体のイオン注入を用いた既存
の放射性ステント構造には、多大な費用で放射化を行うための高度に特化した施
設が必要である。フィッシェル（Fischell）等への米国特許第５,０５０,１６６
号及び第５,３７６,６１７号は、 放射性物質がステント本体内に入れられてい るか、あるいはステント表面に電気メッキされている放射性ステントを記述して
いる。その他のサイクロトロン照射あるいは放射性液体の塗布を含む方法にはそ
れぞれ汚染及び安全性問題がある。これらの方法における放射性物質の取り扱い
は困難であり、費用がかかり、危険をともなう。
【０００６】 上記のような困難な処理手順を回避するために、中性子照射により放射化され
てそれぞれ３２Ｐ，１８６Ｒｅ，９０Ｙ，または１０３Ｐｄのような放射性同位
体を生成できる、３１Ｐ，１８５Ｒｅ，８９Ｙ，または１０２Ｐｄのような安定
同位体をステントにイオン注入するかあるいは塗布することができる。この方法
においては、ステントは放射性化学種が全く存在しない状態で製造され、患者に
埋め込む前に放射化される。放射化されるステントの本体に用いられる材料は、
中性子照射により容易に放射化されて望ましくない放射線を発する同位体をつく
る元素を含むことのないように慎重に選ばれなければならない。例えば、他の点
では理想的な材料であるステンレス鋼は、中性子照射がステント本体を放射化し
て、永久的に埋め込まれるステントでは許容できない、５１Ｃｒ及び５９Ｆｅの
ような、寿命が長く、高エネルギーガンマ線を放射する同位体をつくるので、上
記の方法に用いることができない。
【０００７】 他の点では許容できる金属内の少量の不純物であっても、有害な放射線を生じ
得る。例えば、レイアード（Laird）は安定な３１Ｐをチタン製ステントにイオ ン注入し、イオン注入されたステントを原子炉内に入れることにより放射性同位
体３２Ｐを生成した（"Circulation"誌，第９３巻，第３号（１９９６年２月） のジェイ・アール・レイアード等による「ベータ粒子放射ステントからの低線量
照射による新生内膜増殖の阻止」）。この方法では非常に少量の３２Ｐしかつく
られず、チタン製本体内の極微量の不純物が所望の３２Ｐ放射線と強度が同等な
高エネルギーガンマ線をつくりだした。この方法では、３１Ｐの中性子放射化断
面積が非常に小さく（０.１８バーン）、よって長い放射化時間を要するという 事実が障害となっている。たとえチタン自体が熱中性子で放射化されて長寿命の
放射性同位体を形成することはないとしても、チタンは高速中性子は放射化され
て半減期が８３日と長い４６Ｔｉになり、またチタン製本体内の反応断面積の大
きな不純物があまりにも有害な汚染ガンマ線をつくりだす。チタン製ステントに
関する上記実験は、ステンレス鋼製ステントへの安定同位体のイオン注入ではさ
らに大きな障害が生じるはずであることを示している。
【０００８】発明の概要 本発明は、一時的または永久的な埋込みのための、放射性でＸ線を放射する医
療器具及びそのような器具の作製方法を含む。本発明の方法は中性子放射化断面
積が非常に大きい、例えば少なくとも約１８０バーン、あるいは少なくとも約３
０００バーンの安定同位体をイオン注入し、次いで熱中性子で前記安定同位体を
放射化して放射性同位体を形成することにより、望ましくない放射性同位体の生
成を低減する。現在好ましい実施形態においては、熱中性子断面積が３４７０バ
ーンの安定同位体１６８Ｙｂを器具本体にイオン注入し、半減期がほぼ３２日の
軟Ｘ線放射体である１６9Ｙｂをつくりだすに十分な時間をかけて原子炉内で１ ６８ Ｙｂ原子を放射化することにより、埋込可能な医療器具が作製される。別の
実施形態においては、熱中性子断面積が１９３バーンの１２４Ｘｅをワイヤーの
外表面にイオン注入することにより、一時的に埋め込まれる器具が作製される。 １２４ Ｘｅの熱中性子放射化により、半減期が６０日の軟Ｘ線放射体である１２ ５ Ｉが生成される。
【０００９】 本発明の好ましい実施形態にしたがう医療器具は、１６８Ｙｂ，１６９Ｙｂ， １２４ Ｘｅ，または１２５Ｉを含む基体すなわち本体を含み、１６８Ｙｂ，１６ ９ Ｙｂ，１２４Ｘｅ，または１２５Ｉは、本体上に配置されるか、本体内に導入
されるか、または本体に保持されるようにして、本体に結合されている。前記器
具は約１×１０１５個から約５×１０１７個の１６８Ｙｂ原子を含むことが好ま
しい。ある実施形態において、前記器具は少なくとも約１×１０１６原子／ｃｍ ２ の濃度の１６８Ｙｂを含む。 現在好ましい実施形態において、前記医療器具 はステントを含む。本体が線源ワイヤーを含む別の実施形態において、長さ１ｃ
ｍあたり約１×１０１７個から約５×１０１８個の１２４Ｘｅ原子が前記ワイヤ
ーに結合される。
【００１０】 安定同位体は、熱中性子放射化に際して、本体内の金属の同時放射化による望
ましくない同位体の形成を最小限に抑えるかあるいは回避するに十分な短時間で
所望の放射プロファイルを有する放射性同位体を形成するように、十分大きな中
性子放射化断面積を有するものであれば、どの同位体であってもよい。この特性
を有する同位体の例は１２４Ｘｅ及び１６８Ｙｂであり、これらが現在好ましい
。
【００１１】 本体とは前記器具の基礎をなす構造体を含む器具部分を称する。本体は医療器
具、特に埋込可能な医療器具での使用に適するどのような材料からもつくること
ができる。好ましい実施形態において、本体は金属及び合金、有機高分子材、並
びに酸化物セラミックからなる群から選ばれる１種以上の材料からつくられる。
適当な金属及び合金には、例えば、ステンレス鋼、ロジウム−チタン合金、クロ
ム、ニッケル、ニチノール、レニウム、及びレニウム合金がある。好ましい金属
はステンレス鋼、ロジウム、ニチノール、チタン、パラジウム、及びこれらの合
金を含む。
【００１２】 本発明の器具は高密度被覆をさらに含むことができる。好ましい実施形態にお
いて、高密度被覆はチタン、パラジウム、イッテルビウム、バナジウム、マンガ
ン、銅、プラセオジム、及びロジウムからなる群から選ばれる少なくとも１種の
材料を含む。好ましい材料には、チタン、ロジウム、及びパラジウムがある。高
密度被覆の厚さは７０ｋｅＶのベータ粒子の到達距離より大きいことが好ましい
。高密度被覆の厚さはほぼ０.０１μｍからほぼ１０μｍであることが好ましい 。
【００１３】 本発明の別の実施形態において、本体と高密度被覆との間に付着補助層を配す
ることができる。この付着補助層は本体への高密度被覆の付着力を強めるために
有用である。付着補助層は、アルミニウム、ケイ素、チタン、バナジウム、パラ
ジウム、イッテルビウム、マンガン、銅、ニッケル及びロジウムからなる群から
選ばれる少なくとも１種の材料を含むことが好ましい。
【００１４】 本発明は医療器具の作製方法も含む。一態様において本方法は、本体を、１６ ８ Ｙｂまたは１２４Ｘｅのような中性子放射化断面積が大きい、安定な（すなわ
ち非放射性の）同位体に、前記元素を本体上に配置されるか、本体に結合される
か、あるいは本体に保持される状態にするのに十分な条件下で接触させる工程を
含む。次いで本体及び前記同位体は、安定同位体の放射化を誘起し、よって所望
の放射プロファイルを有する放射性同位体をつくるのに十分な条件下で、熱中性
子源にさらされる。安定同位体として１６８Ｙｂが用いられる現在好ましい実施
形態においては、半減期が約３２日の放射性同位体である１６９Ｙｂの生成が熱
中性子放射化により誘起される。安定同位体として１２４Ｘｅが用いられる別の
実施形態においては、半減期が約６０日の放射性同位体である１２５Ｉの生成が
熱中性子放射化により誘起される。本方法の第１工程は本体すなわち基体に元素
を与えるための、例えば、前記元素の本体へのイオン注入、本体表面上への前記
元素の塗布、本体表面上への前記元素のスパッタリング、物理的蒸着による本体
への前記元素の付着、本体表面への前記元素の電気メッキ、またはこれらのある
組合せを含む、いずれか適当な方法により行うことができる。好ましい実施形態
において、前記同位体はイオン注入を用いて与えられ、利便性及び再現性を向上
させるための第２の金属の被覆を施しながらイオン注入が行われることがさらに
好ましい。この第２の金属は高密度被覆に適したどのような金属であってもよく
、チタン，パラジウム、またはロジウムが好ましい。
【００１５】 注入された同位体が放射化される第２の工程は、本体内の金属の放射化による
望ましくない放射性同位体の生成を最小限に抑えながら、１６９Ｙｂをつくるた
めの１６８Ｙｂの放射化を誘起するか、あるいは１２５Ｉをつくるための１２４ Ｘｅの放射化を誘起する条件の下で行われることが好ましい。現在好ましい実施
形態においては、１６８Ｙｂがイオン注入された器具を約２時間ないしそれより
短い時間、熱中性子源にさらし、よって、治療目的に十分な量の１６９Ｙｂを生
成する一方で、本体内の元素からの望ましくない放射性の同位体の形成を実質的
に避ける。別の現在好ましい実施形態においては、１２４Ｘｅがイオン注入され
た器具を熱中性子源にさらし、よって、治療目的に十分な量の１２５Ｉを生成す
る一方で、本体内の元素からの望ましくない放射性の同位体の形成を実質的に避
ける。
【００１６】 本方法の第２の態様は、本体を放射性同位体に接触させる工程をさらに含み、
よって熱中性子放射化工程を回避する。好ましい実施形態において、１６９Ｙｂ
または１２５Ｉが本体上に配されるか、本体に結合されるか、あるいは本体に保
持される状態にするのに十分な条件下で、本体を１６９Ｙｂまたは１２５Ｉに接
触させる。
【００１７】 本発明の上述した方法は、高密度被覆を施す工程をさらに含むことができる。
高密度被覆はいずれかの被覆方法により、例えば、スパッタリング、物理的蒸着
、電気メッキ、あるいはこれらのある組合せにより、本体の少なくとも一部に施
すことができる。高密度被覆は前記第１の工程後のプロセス内のどの時点におい
ても施すことができる。好ましい実施の形態においては、高密度被覆を施す前に
付着補助層の被覆が施される。
【００１８】好ましい実施形態の詳細な説明 本発明は中性子放射化断面積が大きい、例えば約１８０バーンより大きいかあ
るいは約３０００バーンより大きい、安定同位体を非放射性前駆体として用いる
ことにより、それ自体も中性子放射化が可能な基体上に配された非放射性前駆元
素の中性子放射化にともなう上記諸問題を克服する。現在好ましい同位体は１２ ４ Ｘｅ及び１６８Ｙｂであるが、同様の特性を有するその他の同位体も使用する
ことができる。例えば、中性子放射化断面積が３４７０バーンの１６８Ｙｂ原子
を原子炉内で放射化することにより、半減期が３２日の軟Ｘ線放射体である１６ ９ Ｙｂがつくられる。１６８Ｙｂあるいは１２４Ｘｅは器具の本体にイオン注入
されることが好ましい。３１Ｐ，１８５Ｒｅ，８９Ｙ，または１０２Ｐｄのよう
な安定同位体を器具にイオン注入し、中性子放射化を器具に受けさせることによ
り３２Ｐ，１８６Ｒｅ，９０Ｙ，または１０３Ｐｄのそれぞれをつくる技法は、
中性子照射が器具本体内のクロム、鉄、及びニッケルのような元素を放射化して
、人間の患者に埋め込まれることが意図されている医療器具では許容できない、 ５１ Ｃｒ及び５９Ｆｅのような長寿命のガンマ線放射同位体をつくるので、通常
は、放射化が可能な基体では用いることができない。
【００１９】 例えば、１６８Ｙｂのような中性子放射化断面積が大きい同位体原子をその表
面下に約１.５×１０１６個含むステントは、原子炉内で約２時間よりも短い時 間で放射化され得るという今回の発見は、ステンレス鋼製本体を用いてさえも上
記のイオン注入を用いるプロセスを実行可能にする。中性子放射化断面積が極め
て大きい同位体の使用により放射化継続時間を、器具本体内の鉄、クロム、ニッ
ケル、及びその他の元素がつくる汚染放射線を無視し得る程度におさえるのに十
分な短時間、例えば約２時間未満、好ましくは約１時間未満にすることができる
。同様に、いずれの付着補助層、高密度被覆、あるいはその他の器具構成層の内
にも存在し得る鉄、クロム、及びニッケルのような元素の放射化も、短縮された
中性子放射化継続時間内で最小限に押さえられる。
【００２０】 安定で（すなわち非放射性で）中性子放射化断面積の大きい同位体をイオン注
入し、続いてこの安定同位体を熱中性子放射化して所望の治療プロファイルを有
する放射性同位体をつくる、本発明の方法にはいくつかの利点がある。例えば、 １６８ Ｙｂが用いられる現在好ましい実施形態においては、 １６８Ｙｂの約３ ４７０バーンという極めて大きな熱中性子放射化断面積により、前駆元素の中性
子放射化に必要な時間を大きく短縮できる。さらに、この特性により、ステンレ
ス鋼製本体の表面近傍領域にあるわずか約１.５×１０１６個の原子を実利用で きる。イオン注入の性質により、自然界の存在比が０.１３％の１６８Ｙｂをイ ッテルビウムの残りの同位体から質量分離し、よって放射化可能な同位体を濃縮
できる。さらにまた、表面下の注入深さは密封線源を作製するには十分であるが
器具本体が軟Ｘ線を吸収できるほどではなく、よって相当量のＸ線を放射する器
具を作ることができる。１２４Ｘｅのイオン注入によっても同様の利点が得られ
る。
【００２１】 本明細書で用いられる“結合された”という用語は、１つ以上の元素の別の１
つ以上の元素との混和、塗布、混合、混入、差込、封入、埋込、拡散、包囲、接
着、捺印、付着、電気メッキ、注入、及び融合のような関係、あるいはその関係
が永続的または半永続的であるその他の関係を含む、本体と放射性同位体または
前駆体との間の関係を示す。
【００２２】 本発明の医療器具に有用な本体は、意図される用途に適した、安定性、弾性、
構造、及び形状のような特性を有する構造体、器具、あるいは物品を含む。本体
は、ステント、シード、ワイヤー、あるいは局所的な照射線量を与えるための患
者への埋込みに適するその他の物品を含むことができる。一実施形態において、
本体は金属及び合金、例えば、チタン合金、チタン−バナジウム−アルミニウム
合金、ロジウム、バナジウム、パラジウム、レニウム、アルミニウム、ニッケル
、ニチノール（ＮｉＴｉ）、ステンレス鋼、及び４０４ステンレス鋼のような合
金からつくられる。好ましい金属及び合金には、ステンレス鋼、ロジウム、パラ
ジウム、チタン、チタン９０％，バナジウム６％，アルミニウム４％のＴｉ-６-
４、及び、ニッケル５０％，チタン５０％のニチノールがある。別の実施形態に
おいて、本体は有機高分子材及び、石英（二酸化ケイ素）、アルミナ（酸化アル
ミニウム）、チタニア（二酸化チタン）、及びジルコニア（酸化ジルコニウム）
のようなセラミック酸化物からなる群から選ばれる１種以上の材料を含むことが
できる。本体は、中性子放射化により放射性同位体とすることができる１種以上
の元素、例えばイッテルビウム−１６８，キセノン−１２４，バリウム−１３０
，リン−３１，パラジウム−１０２，イットリウム−８９，レニウム−１８５，
レニウム−１８７及びタングステン−１８６をさらに含むことができる。
【００２３】 現在好ましい実施形態において、本体はステントを含み、このステントは管状
構造体の内腔内に入れられて、吻合手術またはカテーテル挿入の間またはその後
の支持を与えるか、あるいは無傷ではあるが収縮した内腔の開存性を確保する。
図１は冠状動脈に用いられるステントの一例を示す。この実施形態において、本
体の形状は管状メッシュ、らせんコイル、またはその他ステントに適した様々な
形状とすることができる。別の好ましい実施形態において、本体はワイヤーを含
み、このワイヤーはある放射線量を与えるために管状構造体の内腔に挿入し得る
医療器具である。図３はそのようなワイヤーの一例を示す。
【００２４】 本体はある被験者に治療または予防の目的で放射線処置を施すための放射性同
位体を含む。例えば、再閉鎖を阻止するために放射線ステントを血管形成手術後
血管内に埋め込むことができる。一実施形態において、埋込可能医療器具は初め
に非放射性構造材料で形成される本体を含むことが好ましい。１種以上の安定な
非放射性前駆同位体が、前記同位体を医療器具の本体と結合した状態にするのに
十分な条件下で前記器具の本体内または本体上に付加される。医療器具の本体と
結合した前駆同位体は、前記本体を熱中性子源にさらすことにより放射化される
。別の実施形態において、１種以上の放射性元素が本体にまたは本体上に付加さ
れ、よって前記放射化工程の必要を排除する。また別の実施形態において、医療
器具の安全性及び／または性能を強化する被覆を前記器具に施すことができる。
【００２５】 中性子放射化されるべき安定な前駆元素の選択基準には：半減期が約２日から
約３０日であるか、または約２日から約７０日であること；中性子放射化断面積
が大きいこと；及び得られる放射性同位体がガンマ線ではなく主としてベータ粒
子またはＸ線を放射すること；がある。ベータ粒子及びＸ線は組織に到達距離の
短い線量を与え、よって患者の全身が不必要な放射線量を受けることがない。上
記基準を多少とも満たす放射性同位体には、リン−３２，リン−３３，イオウ−
３２，及びレニウム−１８６がある。リン−３２は中性子放射化断面積が小さく
、リン−３３はつくることが困難であり、イオウ−３２は半減期が長すぎ、レニ
ウム−１８６はその放射線の２０％をガンマ線として生成する。好ましい非放射
性前駆同位体には、イッテルビウム−１６８，キセノン−１２４，バリウム−１
３０，リン−３１，パラジウム−１０２，イットリウム−８９，レニウム−１８
５，レニウム−１８７，及びタングステン１８６があり、イッテルビウム−１８
６及びキセノン−１２４が最も好ましい。
【００２６】 １６８Ｙｂ及び１２４Ｘｅのいずれについても、電子捕獲崩壊の結果、主とし
て軟Ｘ線放射体である同位体が中性子放射化により誘導される。１６８Ｙｂの場
合、反応は：
【化１】
【化２】 である。よって、安定な前駆体と放射性生成物は同じ元素、すなわちイッテルビ
ウムである。
【００２７】 しかし１２４Ｘｅの中性子放射化の場合は、放射化過程が：
【化３】
【化４】
【化５】 のように予備崩壊段階を含むため、有用な放射性生成物は異なる元素である。す
なわち１２４Ｘｅの場合には、１２５Ｘｅの半減期の約１０倍、すなわち１７１
時間つまり約１週間後には１２５Ｘｅのほとんど全てが崩壊して、半減期が約６
０日でガンマ線またはベータ粒子を放出することなく電子捕獲崩壊により実質的
に３１ｋｅＶのＸ線だけを放射する１２５Ｉになっているであろう。
【００２８】 非放射性前駆同位体には他の同位体が若干の割合で含まれていることがある。
非放射性前駆同位体は、任意に、医療器具の本体を作製する原料合金の溶融体中
に少量の同位体を投入するか、医療器具の本体に同位体を熱拡散するか、医療器
具の本体の表面下に質量分離した同位体をイオン注入するか、あるいは医療器具
の本体の表面に塗布することにより、医療器具の本体に付加することができる。
電気メッキまたはスパッタリングのような、医療器具の本体に非放射性同位体を
付加するための別の方法も、単独であるいは組み合わせて用いることができる。
【００２９】 埋込可能な医療器具本体に付加されるべき所望の非放射性同位体の量は、医療
器具本体の大きさにより変わる。例えば、代表的なステントでは、主として放射
化断面積及び半減期に関する差により、約１０から５０マイクログラムのレニウ
ム−１８５あるいはほぼ５ミリグラムのリン−３１が必要である。医療器具本体
の所望の物理的及び化学的特性に有意な変化を生じさせずに所望の非放射性同位
体をできるだけ多く付加することが、中生子放射化時間を最小限に抑え、また医
療器具本体内の汚染化学種の付随的な放射化を最小限に抑えるために好ましい。
質量分析型イオン注入の使用により得られる、濃縮イッテルビウムのような、非
放射性前駆同位体の同位体的濃縮付加物を用いれば有効であり、好ましい。
【００３０】 医療器具本体が熱中性子放射化されると、前駆同位体も本体内の放射化可能な
どの不純物も放射性になり得る。前駆同位体の量を多くするかあるいは中性子放
射化断面積を大きくすればより短い中性子放射化時間で必要量の放射性同位体を
得ることができ、したがって、医療器具本体内の不純物による放射能レベルはよ
り低くなる。非放射性前駆同位体は、前駆体の付加について述べた方法のいくつ
かを組み合わせることにより最も容易に増量される。被覆に関する好ましい実施
形態において、高密度被覆の外表面が生物学的に不活性な元素だけからなるよう
に、ロジウム、パラジウム、またはチタンのような別の高密度被覆材料がイオン
注入と同時に、あるいはイオン注入のある一部期間中に、スパッタされる。
【００３１】 イオンビームにより表面から材料が過剰にスパッタされるため、１×１０１７ ／ｃｍ２を越えるドーズ量で重い原子を鋼鉄に注入することは通常できない。１
×１０１７／ｃｍ２を越えるドーズ量では、入射する重い原子の数がスパッタで
取り去られる数と等しく、よって重い原子の本体への蓄積が止まる（“Material
Science and Engineering”誌，第６０巻（１９８５年），２０３〜２１０ペー
ジのジー・ケイ・ハブラー（G. K. Hubler）とアイ・エル・シンガー（I. L. Si
nger）による「チタンが注入された鋼鉄の機械的及び化学的特性」）。室温で気
体である１２４Ｘｅのイオン注入にはさらに、Ｘｅの濃度が基体中である固溶限
度をこえることができないという制限がある。しかし、第２の金属または合金の
被覆を同時に付着しながらイオン注入を行えば（本明細書に参照として含まれる
、米国特許第５,３８３,９３４号を参照されたい）、スパッタによる損失はイオ
ン注入された原子よりもむしろ成長している被覆からの原子からなり、注入され
たイッテルビウム−１６８原子の保留性が改善される。この方法を用いれば、ス
テンレス鋼製ステントにイッテルビウム原子を１×１０１８／ｃｍ２までイオン
注入することができる。１２４Ｘｅの場合には、Ｘｅの濃度が一般には２０原子
％をこえないように、同様の被覆が余分の材料を供給する。第２の金属または合
金は熱中性子源にさらされたときに実質的に放射性にならない元素の中から選ば
れることが好ましい。この点で有用であり得る金属には、例えばパラジウム、チ
タン、及びロジウムがある。
【００３２】 上記方法の一例が図２に描かれている。この実施例においては、ステント１が
真空チャンバ内におかれ、水平軸２のまわりにほぼ１０ｒｐｍの速度の回転が与
えられる。水平方向の１６８Ｙｂイオンビーム３がエネルギー９０ｋｅＶ，電流
密度約１μＡ／ｃｍ２でステントに入射する。この入射率では、ほぼ２０００Å
厚の被覆を付着しながら、４.３×１０１６／ｃｍ２の所要ドーズ量を１.９時間
で蓄積できる。イオン照射と同時に、前記１.９時間処理を通して、蒸発ハース ４から金属チタン５が０.３Å／秒／ｃｍ２の速度で蒸発する。得られるステン トは、外表面に埋め込まれたほぼ１.５×１０１６個の１６８イッテルビウム原 子を含むであろう。１２４Ｘｅのイオン注入へのこの方法の使用は、そのために
は一般に５から２０μｍ厚の層が付着されるが、同様に有効である。等価な結果
を達成するレシピは当業者には明らかであろう。
【００３３】 医療器具の中性子放射化に必要な暴露量は、用いられる原子炉の放射線束率、
本体に施された被覆の厚さ及び組成、前駆元素の中性子放射化断面積、並びに所
望のベータ粒子放射量に依存する。暴露時間は極めて放射線束の大きい原子炉に
おける数分から放射線束の小さい原子炉における数時間の範囲になるであろう。
【００３４】 原子炉内における医療器具全体の中性子放射化により放射性同位体がつくられ
るときには、医療器具のバルク材料も放射化され得る。医療器具本体が有意な量
のニッケルを含んでいると、一般にニッケル−６３の望ましくない長寿命の放射
が長々とした放射化期間中につくられる。この同位体はガンマ線を出さずベータ
崩壊によってのみ崩壊する。 ベータ粒子の終点エネルギーは６６.９ｋｅＶであ
る。ニッケル−６３のベータ粒子を阻止しないと、ニッケル−６３の半減期は１
００年であるから、患者が生きている間中、この粒子が患者を照射し続けること
になる。すなわち放射化時間の短縮が有益である。
【００３５】 ニッケルはまた人体中で望ましくない金属イオン源と見なされることがある。
ニチノールにおいては、ニッケルは化合物の形態で安定化されている。本発明に
おいては、血流またはその他の体液にニッケルが溶解する危険性を下げるか排除
するため、生物学的に不活性な、保護材料の被覆を施すことが望ましい。
【００３６】 医療器具本体が有意な量のニッケルを含んでいる場合、本体の少なくとも一部
を覆う高密度材料の被覆を施すことができる。高密度材料の被覆は、長寿命の放
射性化学種からの望ましくないベータ粒子の封じ込め、生物学的に不活性な表面
の形成、及び埋込可能な医療器具の視認性を向上させるためのＸ線不透過性の強
化を含む、いくつかの有用な目的の役に立つことができる。好ましい実施形態に
おいて、高密度材料の被覆が、医療器具の実質的に全露出面を高密度材料で覆う
ことによりニッケル６３からのベータ粒子の周囲の組織内への通行を阻止する。
一実施形態において、高密度材料の被覆は中性子放射化に先だって施され得る。
別の実施形態において、前記被覆は中性子照射化後に施される。
【００３７】 高密度被覆が医療器具本体の中性子放射化後に施されるならば、高密度被覆は
中性子放射化前の被覆に用いら得る高密度材料、例えばロジウム、チタン、バナ
ジウム、マンガン、銅、及びプラセオジムに加えて、金、白金、イリジウム、ま
たはレニウムを組み合わせてあるいは単独で、作製することができる。要求され
る特性は、高密度、大原子番号、化学的不活性、及び付着強度である。高密度被
覆の厚さは、約０.０１μｍから約３０μｍであることが好ましく、０.０１μｍ
から１０μｍであることがさらに好ましい。高密度被覆の厚さが５μｍから２０
μｍであれば、Ｘ線視認性を向上させるための放射線不透過性材料としても利用
できる。好ましい実施形態において、上記厚さは、例えば金については約８.４ μｍであり、ロジウムについては約１０μｍである、７０ｋｅＶのベータ粒子の
到達距離よりも大きい。中性子放射化後に高密度被覆を施すことの利点は、最も
高密度の材料を自由に選択できることである。欠点は、被覆工程中に放射性の器
具を人が取り扱わなければならないことである。
【００３８】 別の実施形態は、医療器具本体の中性子放射化前に高密度被覆を施すことを含
む。この別の実施形態では、高密度被覆内の元素が必要な放射化期間中に望まし
くないいかなる放射性同位体にも有意に放射化されてはならないことが要求され
る。すなわち放射化期間を最小限に抑えることが有益となる。高密度被覆が放射
線不透過性のためにも用いられるならば、被覆には良好なＸ線視認性を示すため
に十分な密度及び厚さが必要である。組み合わせて、あるいは単独で用い得るそ
のような材料の例は、ロジウム、チタン、バナジウム、マンガン、銅、及びプラ
セオジムである。ロジウムあるいはロジウム−銅合金が、上記群のなかでは好ま
しい。ロジウムの密度は１２.４、銅の密度は９.０であり、両者はあらゆる比率
で相互に混和可能である。銅は柔軟性を増し、ロジウムの剛性を低下させるため
に含められる。安定なロジウム−１０３の中性子放射化は、半減期が４.３分の ロジウム−１０４をつくる。安定な銅−６３の中性子放射化は、半減期が１２. ７時間の銅−６４をつくる。安定な銅−６５の中性子放射化は、半減期が５.１ 分の銅−６６をつくる。ロジウムの密度は金または白金より低いが、ロジウムは
、医用イメージングに普通に用いられる１２０ｋｅＶのタングステン制動放射Ｘ
線スペクトルの中央領域にある、ほぼ３０から８０ｋｅＶのエネルギー範囲のＸ
線の減衰効率がより高い。この結果、同じ厚さのロジウム及び金の被覆は一般に
、Ｘ線不透過性に関して互いに５ないし１０％の範囲にある。
【００３９】 別の実施形態においはて、金被覆がＸ線像を強調するために施される。好まし
い実施形態において、医療器具本体上のほぼ１０から１５μｍの厚さの金被覆が
Ｘ線像をかなり強調する。金は非常に軟らかい金属であり、１０から１５μｍの
厚さでは医療器具本体の構造剛性の強化には寄与し得ない。医療器具がステント
であれば、ステントは弾力性のある動脈を疎通させておくためにかなりの剛性を
有していなければならない。金被覆の医療器具本体への付着強度を十分なものと
するためには、より厚い金被覆を付着する前に約３０００Å厚の薄いチタン被覆
を構造体にまず施すことが望ましい。チタンはニチノールステントへの付着強度
を高めることがわかっている。付着強度強化層及び金被覆はともに、真空中での
不平衡マグネトロンスパッタリングプロセスを用いて付着できる。
【００４０】 オプションとして、１層以上の付着補助層を、非放射性前記同位体、高密度被
覆材料、及び／または放射性同位体の付着強度を強化するために本体上に配する
ことができる。本体と非放射性前駆同位体または放射性同位体との間に用いられ
る場合には、付着補助層はケイ素、アルミニウム、チタン、バナジウム、ニッケ
ル、プラセオジム、またはロジウムを含む材料で形成できる。医療器具本体と高
密度被覆材料との間で用いられる場合には、付着補助層はケイ素、チタン、バナ
ジウム、クロム、鉄、コバルト、またはニッケルを含むことが好ましい。
【００４１】 高密度被覆材料及び付着補助層材料の選択は、これらの材料が中性子放射化を
受けるか否か及びその中性子放射の継続時間に依存する。治療用同位体の半減期
は１日から４０日であることが好ましい。高密度被覆または付着補助層の材料が
中性子放射化を受けて放射性同位体になる場合は、そのような放射性同位元素の
いずれについても、半減期は、器具が埋め込まれる前に放射能が問題にならない
レベルまで崩壊することが確実に期待できるように、約１日より短いことが好ま
しい。アルミニウム、ケイ素、チタン、バナジウム、マンガン、銅、プラセオジ
ム、及びロジウムという元素が短半減期の基準を満たす。
【００４２】 以下の実施例は本発明をさらに説明するが、いかなる形であっても本発明を制
限することを意図するものではない。
【００４３】実施例１ 通常のステンレス鋼製ステント（ガイダント・コーポレーション（Guidant Co
rp.）社から入手可能なマルチリンク（Multilink）またはコーディス（Cordis）
）を、以下の実施例にしたがって処理できる： ステント重量： ０.０１５ｇ 材料： ３１６Ｌステンレス鋼 表面積： ０.３５ｃｍ２ １６８Ｙｂイオン注入ドーズ量： ４.３×１０１６/ｃｍ２ イオン注入エネルギー： ９０ｋｅＶ 同時被覆Ｔｉ： ２０００Å 表面１６８Ｙｂ原子数： １.５×１０１６個 熱中性子照射率： ８×１０１３中性子/ｃｍ２/秒 熱中性子照射継続時間： １時間 放射化後崩壊時間： ７日 初期１６８Ｙｂ放射能： ８４μＣｉ 得られたステントはステントの外表面から２ｍｍの所でほぼ２５グレイの全吸
収線量を近隣組織に生じ、これは治療上の許容範囲内にある。
【００４４】 中性子放射化への暴露は、ステンレス鋼製ステント本体を有意には放射化しな
いことが好ましい。実際、前記ステントを８×１０１３中性子/ｃｍ２/秒の中性
子照射率で１時間放射化した場合の合金成分からの全ガンマ線放射は： ステンレス鋼中７４％の鉄から： ５９Ｆｅの０.５μＣｉ ステンレス鋼中１８％のクロムから： ５１Ｃｒの３.５μＣｉ ステンレス鋼中８％のニッケルから： ６３Ｎｉの０.００９μＣ
ｉ である。Ｍｎ及びＳｉのようなその他の極微量汚染物からはさらに少量の放射線
さえも生じていない。
【００４５】実施例２ 一時的な血管内近接照射療法のため、１２５Ｉからの軟Ｘ線（３２ｋｅＶ）の
みを放射する長さ２.５ｃｍのワイヤーを以下のパラメータを用いて作製できる ： ワイヤー直径： ０.０１０インチ（約０.２５４ｍｍ） 材料： ロジウム 表面１２４Ｘｅ原子数： １×１０１８個 イオン注入エネルギー： ９０ｋｅＶ 同時被覆Ｔｉ： １５μｍ 熱中性子照射率 ： ２×１０１５中性子/ｃｍ２/秒 熱中性子照射継続時間： ３０日 放射化後崩壊時間： ７日 初期１２５Ｉ放射能： ７Ｃｉ 単位長あたり放射能： ２.８Ｃｉ/ｃｍ 得られたワイヤー線源は、適切なカテーテルを用いて血管形成部位に入れられ
た場合、ワイヤーから２ｍｍの所に３０分より短い時間で２５グレイの吸収線量
を生じることができ、これは治療上の許容範囲にある。
【００４６】同等物 本発明を図示し詳細に説明した好ましい実施形態に関して開示したが、様々な
等価物、改変及び改善が上記説明から当業者には明らかであろう。そのような同
等物、改変及び改善は特許請求の範囲に包含されると見なされる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の一実施形態の、管状メッシュステントの１本のワイヤーの側面及び断
面を示す
【図２】 １６８Ｙｂをステントにイオン注入するための方法を示す
【図３】 本発明の一実施形態のワイヤーを示す
【符号の説明】
１ ステント ３ １６８Ｙｂイオンビーム ５ チタン
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ) ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ， ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，Ｄ Ｋ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ， ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，Ｌ Ｔ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ， ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，Ｕ Ａ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ

Claims (24)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 本体及び前記本体と結合された少なくとも１種の同位体を含
    み、前記同位体の中性子放射化断面積が少なくとも約１８０バーンであることを
    特徴とする医療器具。
  2. 【請求項２】 本体及び前記本体と結合された少なくとも１種の同位体を含
    み、前記同位体の中性子放射化断面積が少なくとも約３０００バーンであること
    を特徴とする医療器具。
  3. 【請求項３】 本体及び前記本体に結合された、１６８Ｙｂ及び１６９Ｙｂ
    からなる群から選ばれる、少なくとも１種のイッテルビウム同位体を含むことを
    特徴とする医療器具。
  4. 【請求項４】 本体及び前記本体に結合された、１２５Ｉ及び１２４Ｘｅか
    らなる群から選ばれる、少なくとも１種の同位体を含むことを特徴とする医療器
    具。
  5. 【請求項５】 前記同位体がイオン注入されていることを特徴とする請求項
    ３記載の器具。
  6. 【請求項６】 前記同位体がイオン注入されていることを特徴とする請求項
    ４記載の医療器具。
  7. 【請求項７】 前記本体が有機高分子材、セラミック酸化物、金属及び合金
    からなる群から選ばれる材料を含むことを特徴とする請求項１記載の器具。
  8. 【請求項８】 前記本体がステンレス鋼、チタン、またはニチノールを含む
    ことを特徴とする請求項４記載の器具。
  9. 【請求項９】 前記本体がロジウム、パラジウムまたはパラジウム合金を含
    むことを特徴とする請求項４記載の器具。
  10. 【請求項１０】 前記本体に結合されたイッテルビウムの量が約１×１０１ ５ 原子から約５×１０１７原子の間にあることを特徴とする請求項３記載の器具
    。
  11. 【請求項１１】 前記本体に結合されたイッテルビウムの濃度が少なくとも
    約１×１０１６原子／ｃｍ２であることを特徴とする請求項３記載の器具。
  12. 【請求項１２】 前記本体に結合された１２４Ｘｅの量が長さ１ｃｍあたり
    約１×１０１７原子から約５×１０１８原子の間にあることを特徴とする請求項
    ４記載の器具。
  13. 【請求項１３】 前記本体の少なくとも一部に施された高密度被覆をさらに
    含むことを特徴とする請求項１記載の器具。
  14. 【請求項１４】 前記本体と前記高密度被覆との間に配された付着補助層を
    さらに含むことを特徴とする請求項１３記載の器具。
  15. 【請求項１５】 医療器具の作製方法において： （ａ）少なくとも１種の同位体に本体を接触させる工程であって、前記同位体
    が、前記同位体を前記本体と結合した状態にするのに十分な条件下で少なくとも
    約１８０バーンの中性子放射化断面積を有する工程； （ｂ）放射性同位体を生成するのに十分な条件下で前記本体及び前記結合した
    同位体を熱中性子源に暴露する工程； を含むことを特徴とする方法。
  16. 【請求項１６】 医療器具の作製方法において： （ａ）少なくとも１種の同位体に本体を接触させる工程であって、前記同位体
    が、前記同位体を前記本体と結合した状態にするのに十分な条件下で少なくとも
    約３０００バーンの中性子放射化断面積を有する工程； （ｂ）放射性同位体を生成するのに十分な条件下で前記本体及び前記結合した
    同位体を熱中性子源に暴露する工程； を含むことを特徴とする方法。
  17. 【請求項１７】 医療器具の作製方法において： （ａ）本体を１２４Ｘｅまたは１６８Ｙｂからなる群から選ばれる少なくとも
    １種の同位体に、前記同位体を前記本体と結合した状態にするのに十分な条件下
    で、接触させる工程； （ｂ）放射性同位体を生成するのに十分な条件下で前記本体及び前記結合した
    同位体を熱中性子源に暴露する工程； を含むことを特徴とする方法。
  18. 【請求項１８】 前記工程（ａ）が前記本体に１６８Ｙｂをイオン注入する
    工程を含むことを特徴とする請求項１７記載の方法。
  19. 【請求項１９】 前記工程（ａ）が、医療器具本体の溶融合金への１６８Ｙ
    ｂの添加、前記本体の表面上への１６８Ｙｂの塗布、 前記本体の表面上への１ ６８ Ｙｂのスパッタリング、物理的蒸着による前記本体への１６８Ｙｂの付着、
    及び前記本体の表面上への１６８Ｙｂの電気メッキからなる群から選ばれる１種
    の技法により行われることを特徴とする請求項１７記載の方法。
  20. 【請求項２０】 前記工程（ａ）が、前記本体の表面に１６８Ｙｂ及び１２ ４ Ｘｅからなる群から選ばれる少なくとも１種の同位体をイオン注入しながら、
    同時に第２の金属または合金の被覆を付着することにより行われることを特徴と
    する請求項１７記載の方法。
  21. 【請求項２１】 前記第２の金属または合金が熱中性子源に暴露されたとき
    に実質的に放射性にはならない元素から実質的になることを特徴とする請求項２
    ０記載の方法。
  22. 【請求項２２】 前記第２の金属または合金がパラジウム、チタン、及びロ
    ジウムからなる群から選ばれる１種以上の金属を含む特徴とする請求項２０記載
    の方法。
  23. 【請求項２３】 前記本体の少なくとも一部に高密度被覆を施す工程をさら
    に含むことを特徴とする請求項１３記載の方法。
  24. 【請求項２４】 前記本体と前記高密度被覆との間に付着補助層を配する工
    程をさらに含むことを特徴とする請求項２２記載の方法。
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