JP2024503995A

JP2024503995A - ベータ線治療を強化した拡散アルファ放射体放射線治療

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Publication number: JP2024503995A
Application number: JP2023537235A
Authority: JP
Inventors: リオールアラジ; ロバートビーデン; マイケルシュミット; オーファーマーゲン; イツァークケルソン; アムノンガット
Original assignee: アルファタウメディカルリミテッド
Priority date: 2020-12-16
Filing date: 2021-12-14
Publication date: 2024-01-30
Also published as: CN116615264A; US20220184418A1; AU2021400142A9; US11857803B2; CA3202211A1; MX2023007085A; US20240024701A1; TW202237193A; WO2022130195A1; EP4262888A1; KR20230121738A; AU2021400142A1; IL303002A

Abstract

腫瘍に埋め込むのに適したベース（２２）と、ベース（２２）に付着した、センチメートル長さ当たり少なくとも６μＣｉの濃度を有するアルファ線放出原子（２６）とを含む間質型線源（２１）。アルファ線放出原子（２６）は、３０％以下の放射性崩壊時脱離確率でベースに付着する。【選択図】図１

Description

本発明は、一般に放射線治療に関し、具体的には、アルファ線と非アルファ線とを組み合わせた埋め込み可能な放射線源を提供するデバイス及び方法に関する。

悪性癌性腫瘍を含むいくつかのタイプの腫瘍（ｔｕｍｏｒｓ）の治療では、その細胞を破壊するために一般に電離放射線が使用される。しかしながら、電離放射線は患者の健康な細胞にもダメージを与える恐れがあり、従って腫瘍以外の健康な組織に送達される放射線量を最小化しながら腫瘍への放射線量を最大化するように配慮される。

電離放射線は、細胞のＤＮＡにダメージを与えることによって細胞を破壊する。細胞を殺す上での異なるタイプの放射線の生物学的効果は、これらの放射線がもたらすＤＮＡ損傷のタイプ及び重度によって決まる。アルファ粒子は、ＤＮＡ上の散在する二重鎖の切断を誘発し、細胞はこれを修復できないため、放射線治療のための強力な手段である。従来のタイプの放射線とは異なり、アルファ粒子の破壊効果は低い細胞酸素濃度の影響もそれほど受けないため、腫瘍内に存在することで従来の光子又は電子に基づく放射線治療の主な失敗原因となる低酸素細胞に対しても同様に有効である。また、組織内でのアルファ粒子の射程は短い（１００マイクロメートル未満）ため、これらを放出する原子を腫瘍容積内に閉じ込めれば、周囲の健康な組織には危害が及ばない。

例えば、Ｋｅｌｓｏｎに付与された米国特許第８，８３４，８３７号に記載されている拡散アルファ放射体放射線治療（Ｄｉｆｆｕｓｉｎｇａｌｐｈａ－ｅｍｉｔｔｅｒｓｒａｄｉａｔｉｏｎｔｈｅｒａｐｙ：ＤａＲＴ）は、複数の放射性崩壊の連鎖を生み出すラジウム２２３又はラジウム２２４原子を使用することによってアルファ線の治療範囲を拡大させ、これらの支配的半減期（ｇｏｖｅｒｎｉｎｇｈａｌｆ－ｌｉｆｅ）は、ラジウム２２４で３．６日、ラジウム２２３で１１．４日である。ＤａＲＴでは、腫瘍に埋め込まれた（「シード」とも呼ばれる）線源にラジウム原子が十分な強度で付着し、従ってこれらのラジウム原子は（血液を通じて腫瘍から除去されることによって）無駄になる形で線源から離れることがなく、ラジウム崩壊時には相当な割合の娘核種（ｄａｕｇｈｔｅｒｒａｄｉｏｎｕｃｌｉｄｅｓ）（ラジウム２２４の場合はラドン２２０、ラジウム２２３の場合はラドン２１９）が線源から離れて腫瘍内に入り込むようになる。これらの放射性核種及びそれ自体の放射性娘原子は、アルファ線放出によって崩壊する前に拡散によって線源の周囲数ミリメートルの半径方向距離に広がる。従って、娘原子と共に線源上に残る放射性核種に比べて腫瘍内の破壊範囲が増加する。

また、娘原子の一部は、アルファ線を放出することに加えてベータ線（ｂｅｔａｒａｄｉａｔｉｏｎ）も放出する。ベータ線はアルファ線よりもはるかに弱く、アルファ線よりも長い射程を有する。

腫瘍の治療を効果的なものにするには、治療に採用されるＤａＲＴシードが、腫瘍を高確率で破壊するのに十分な数のラドン原子を放出すべきである。採用される放射線の量が不十分な場合には腫瘍内に余分な癌細胞が残り、これらの細胞が繁殖して悪性腫瘍を再形成する恐れがある。一方で、シードから放出されるラドン原子が多すぎると、これらの娘の一部が血液を通じて腫瘍から除去され、従って患者の骨髄、腎臓及び／又は卵巣などの臓器を含む遠くの健康な組織にダメージを与える恐れがあるため良くない。

ＤａＲＴ線源上のラジウム原子の量は、放射能（ａｃｔｉｖｉｔｙ）、すなわちラジウム崩壊の速度の観点から定量化される。ＤａＲＴ線源の放射能は、マイクロキュリー（μＣｉ）又はキロベクレル（ｋＢｑ）の単位で測定され、１μＣｉ＝３７ｋＢｑ＝毎秒３７０００回の崩壊である。ＤａＲＴを使用する場合、腫瘍細胞に送達される放射線量は、線源のラジウム放射能のみならず、ラジウム又はその娘ラドン原子が線源から腫瘍に入り込む確率にも依存する。本明細書では、ラジウムのアルファ崩壊時に娘ラドン原子が線源から離れて腫瘍内に入り込む確率を「脱離確率（ｄｅｓｏｒｐｔｉｏｎｐｒｏｂａｂｉｌｉｔｙ）」と呼ぶ。線源からのラジウムの拡散速度を無視できる場合には、線源の放射能を参照する代わりに、ＤａＲＴに関連する線源の放射能の尺度として、線源上の放射能と線源からのラドンの脱離確率との積として定められる「ラドン放出率（ｒａｄｏｎｒｅｌｅａｓｅｒａｔｅ）」を使用することができる。放射能と同様に、ラドン放出率もμＣｉ又はｋＢｑ単位で与えられる。本明細書に示す放射能及びラドン放出率の値は、別途言及していない限り、腫瘍に線源を埋め込んだ時点の線源のものである。

上述したＫｅｌｓｏｎへの米国特許第８，８３４，８３７号では、「約１０ナノキュリー～約１０マイクロキュリーの、より好ましくは約１０ナノキュリー～約１マイクロキュリーの」放射能を使用することが提案されている。「拡散アルファ放射体放射線療法のための放射能レベル（ＡｃｔｉｖｉｔｙＬｅｖｅｌｓｆｏｒＤｉｆｆｕｓｉｎｇＡｌｐｈａ－ＥｍｉｔｔｅｒＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙ）」という名称の米国特許出願第１７／３４３，７８６号では、腫瘍を破壊できるほど十分に高く、遠くの健康組織へのダメージを回避できるほど十分に低いラドン放出率が様々な腫瘍タイプについて提案されている。

Ｋｅｉｓａｒｉらに付与された米国特許出願公開第２０１０／００１５０４２号では、ラドン脱離確率が２２～３６％である１０～３０ｋＢｑの範囲のラドン－２２４放射能を使用したインビボ実験についての言及がある。

ＶａｎＮｉｅｋｅｒｋに付与された米国特許出願公開第２０１３／０２５３２５５号には、同じ物質の２つの異種同位体を運ぶ小線源治療シード（ｂｒａｃｈｙｔｈｅｒａｐｙｓｅｅｄ）が記載されており、この文献の開示は引用により本明細書に組み入れられる。

Ｈａｒｄｅｒらに付与された米国特許出願公開第２００８／０２４９３９８号には、小線源治療で使用されるハイブリッド多核種密封線源（ｈｙｂｒｉｄｍｕｌｔｉ－ｒａｄｉｏｎｕｃｌｉｄｅｓｅａｌｅｄｓｏｕｒｃｅ）が記載されており、この文献の開示は引用により本明細書に組み入れられる。

一般に、放射性核種は、崩壊する機会を得る前に体液によって線源から押し流されるのを防ぐことが望ましい。「小線源治療デバイスのためのポリマーコーティング（ＰｏｌｙｍｅｒＣｏａｔｉｎｇｓｆｏｒＢｒａｃｈｙｔｈｅｒａｐｙＤｅｖｉｃｅｓ）」という名称の国際公開第２０１８／２０７１０５号には、放射性核種が押し流されるのを防ぎながら線源からの娘核の脱離を妨げないように選択されたコーティングが記載されており、この文献は全体が引用により本明細書に組み入れられる。

Ｍａｖｉｔｙらに付与された米国特許出願公開第２００２／００５５６６７号には、通常は放射性核種の半減期よりも大幅に長い所定の持続期間を有する生体吸収性構造を有する放射性核種が記載されており、この文献の開示は全体が引用により本明細書に組み入れられる。これらの放射性核種は、有意な放射能が残存している間は所望の標的部位に局在して隔離されたままである。

Ｆｉｓｈｅｒらに付与された米国特許第８，８２１，３６４号には、アルファ粒子放出放射線源及び再吸収性ポリマーマトリックスを含む急速に溶解するマイクロスフィアで構成された小線源治療シードが記載されており、この文献の開示は全体が引用により本明細書に組み入れられる。

米国特許第８，８３４，８３７号明細書米国特許出願第１７／３４３，７８６号明細書米国特許出願公開第２０１０／００１５０４２号明細書米国特許出願公開第２０１３／０２５３２５５号明細書米国特許出願公開第２００８／０２４９３９８号明細書国際公開第２０１８／２０７１０５号米国特許出願公開第２００２／００５５６６７号明細書米国特許第８，８２１，３６４号明細書米国特許第８，８９４，９６９号明細書米国特許第７，９２２，６４６号明細書米国特許第６，０９９，４５８号明細書米国特許第１０，１６６，４０３号明細書

ＬｉｏｒＡｒａｚｉ著、「拡散アルファ放射体放射線治療：理論的かつ実験的線量測定（ＤｉｆｆｕｓｉｎｇＡｌｐｈａ－ＥｍｉｔｔｅｒｓＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙ：ＴｈｅｏｒｅｔｉｃａｌａｎｄＥｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌＤｏｓｉｍｅｔｒｙ）」、テルアビブ大学上院に提出された論文、２００８年９月

本出願人は、腫瘍の内部と腫瘍の周辺部に近い領域との間では、腫瘍細胞の破壊に関与する放射線の量にかなりの違いがあることを確認した。周辺部近くでは腫瘍の組織は壊死しておらず、血管構造が乱れて混沌としている場合はあるものの豊富な血液供給が存在する。この豊富な血液供給のため、（１）周辺部に近い領域の腫瘍組織は膜構造が緻密であることによって²²⁰Ｒｎ及び²¹²Ｐｂなどの一部の娘核種の有効拡散範囲を減少させ、（２）²¹²Ｐｂは血管によって高い割合で除去され、従って腫瘍の周辺部に近い領域ではアルファ粒子の放出が少なくなる、という２つの効果によってアルファ線の有効性が抑えられる。この結果、腫瘍の周辺部に近い領域の腫瘍細胞の破壊範囲が狭くなり、一部の腫瘍領域が十分な放射線を受けなくなってしまう。

また、組織細胞の破壊範囲は、線源からの距離に強く依存する。従って、六角形配列などの規則的な線源配列を使用して、５ミリメートル未満又は４ミリメートルを超えない間隔などの短い間隔で腫瘍を覆うことが望ましい。それでもやはり、アルファ線のみに依存すると、腫瘍のいくつかの地点はどの線源からも比較的遠くなってしまう。

本発明の実施形態は、アルファ線の供給に加えて拡散アルファ放射体放射線療法（ＤａＲＴ）を通じて有意なレベルでベータ線を供給する放射線治療線源を提供することに関する。

いくつかの実施形態では、ベータ線が、比較的高い放射能及び比較的低い脱離確率によって達成される必要なラドン放出率を有するＤａＲＴ放射線治療線源によって達成される。低脱離確率の使用は、線源上の必要以上に大きな放射性核種の部分がアルファ線細胞破壊に寄与しないという点で無駄が多い。しかしながら、低脱離確率によって可能になる高い放射能は、腫瘍破壊に寄与することができるベータ線を増加させることができる。アルファ線を供給する放射性核種と同じ放射性核種によってベータ線破壊を達成することは、ベータ線用に別の放射性核種を用意するよりも単純であり、このことは低脱離確率の無駄を補って余りある。

従って、本発明の実施形態によれば、腫瘍に埋め込む（ｉｍｐｌａｎｔｉｎｇ）のに適したベースと、ベースに付着した（ａｔｔａｃｈｅｄ）、センチメートル長さ当たり少なくとも６μＣｉの濃度を有するアルファ線放出原子（ａｌｐｈａｅｍｉｔｔｉｎｇａｔｏｍｓ）とを含み、アルファ線放出原子が、２％～３０％の放射性崩壊時脱離確率（ｄｅｓｏｒｐｔｉｏｎｐｒｏｂａｂｉｌｉｔｙｕｐｏｎｒａｄｉｏａｃｔｉｖｅｄｅｃａｙ）でベースに付着する、線源が提供される。

任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも８マイクロキュリー（μＣｉ）、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１０．５マイクロキュリー（μＣｉ）、又はベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１２マイクロキュリー（μＣｉ）を含む。任意に、アルファ線放出原子はラジウム２２４原子を含む。任意に、アルファ線放出原子は、センチメートル長さ当たり少なくとも０．５マイクロキュリーのラドン放出率を有する。任意に、アルファ線放出原子は、少なくとも４％、少なくとも５％、少なくとも７％、又は少なくとも１０％の崩壊時脱離確率を有する。任意に、アルファ線放出原子は、２７％以下、２４％未満、又は２０％未満の崩壊時脱離確率を有する。

任意に、アルファ線放出原子は熱処理によってベースに付着する。任意に、アルファ線放出原子は、１５％未満の脱離確率でベースに付着する。いくつかの実施形態では、線源が、娘核種の脱離確率を低下させる形でアルファ線放出原子を覆う低拡散ポリマーのコーティングを含む。任意に、コーティングは少なくとも０．５ミクロンの厚みを有する。これに代えて又は加えて、コーティングは非金属のコーティングを含む。いくつかの実施形態では、線源が、アルファ線放出原子を覆う酸化アルミニウムの原子層堆積コーティングを含む。任意に、原子層堆積コーティングは少なくとも２ナノメートルの厚みを有する。いくつかの実施形態では、間質型線源（ｉｎｔｅｒｓｔｉｔｉａｌｓｏｕｒｃｅ）がベータ線をさらに放出し、デバイスから２ミリメートルの距離におけるベータ線の漸近的線量（ａｓｙｍｐｔｏｔｉｃｄｏｓｅ）のデバイスからのラドン放出率に対する比率が１５Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きい。任意に、ベータ線の少なくとも９０％は、アルファ線放出原子の子孫（ｐｒｏｇｅｎｙ）から放出される。任意に、ベータ線の少なくとも２０％は、アルファ線を放出しない同位体から放出される。

本発明の実施形態によれば、腫瘍に埋め込むのに適したベースと、ベースに付着した、センチメートル長さ当たり少なくとも１０．５μＣｉの濃度を有するアルファ線放出原子と、を含む間質型線源がさらに提供される。

任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１２マイクロキュリー（μＣｉ）を含む。任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１５マイクロキュリー（μＣｉ）を含む。任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも２１マイクロキュリー（μＣｉ）を含む。任意に、アルファ線放出原子はラジウム２２４原子を含む。

本発明の実施形態によれば、腫瘍に埋め込むのに適したベースと、熱処理によってベースに付着し、５％～３０％の放射性崩壊時脱離確率を有するアルファ線放出原子と、を含む間質型線源がさらに提供される。任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも５マイクロキュリー（μＣｉ）、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも８マイクロキュリー（μＣｉ）、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１１マイクロキュリー（μＣｉ）、又はベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１４マイクロキュリー（μＣｉ）を含む。

本発明の実施形態によれば、腫瘍に埋め込むのに適したベースと、ベースに付着した、５％～３０％の放射性崩壊時脱離確率を有するアルファ線放出原子とを含み、間質型線源がアルファ線放出原子の上方に金属コーティングを含まない間質型線源がさらに提供される。

任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも５マイクロキュリー（μＣｉ）含む。任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも８マイクロキュリー（μＣｉ）を含む。任意に、ベースに付着したアルファ線放出原子は、ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１１マイクロキュリー（μＣｉ）を含む。任意に、アルファ線放出原子はラジウム２２４原子を含む。任意に、アルファ線放出原子は、少なくとも７％の崩壊時脱離確率を有する。任意に、アルファ線放出原子は、少なくとも９％の崩壊時脱離確率を有する。任意に、アルファ線放出原子は、少なくとも１２％の脱離確率でベースに付着する。任意に、アルファ線放出原子は、２７％以下の崩壊時脱離確率を有する。任意に、アルファ線放出原子は、２５％未満の脱離確率でベースに付着する。任意に、アルファ線放出原子は、２１％未満の脱離確率でベースに付着する。任意に、アルファ線放出原子は熱処理によってベースに付着する。任意に、アルファ線放出原子は、１５％未満の脱離確率でベースに付着する。いくつかの実施形態では、線源が、娘核種の脱離確率を低下させる形でアルファ線放出原子を覆う低拡散ポリマーのコーティングを含む。任意に、コーティングは少なくとも０．５ミクロンの厚みを有する。いくつかの実施形態では、線源が、アルファ線放出原子を覆う酸化アルミニウムの原子層堆積コーティングを含む。任意に、原子層堆積コーティングは少なくとも２ナノメートルの厚みを有する。

本発明の実施形態によれば、腫瘍に埋め込むのに適したベースと、ベースに付着した１又は２以上の同位体の放射性原子（ｒａｄｉｏａｃｔｉｖｅａｔｏｍｓ）とを含み、放射性原子が、センチメートル当たり少なくとも０．５マイクロキュリーのラドン放出率を有し、ベースから２ミリメートルの位置において少なくとも１０Ｇｙの漸近的線量を達成するベータ線を放出し、デバイスから２ミリメートルの距離におけるベータ線の漸近的線量のラドン放出率に対する比率が１５Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きい、間質型線源がさらに提供される。

任意に、デバイスから２ミリメートルの距離における漸近的線量のラドン放出率に対する比率は２０Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きい。任意に、放射性原子は、センチメートル長さ当たり少なくとも１マイクロキュリーの放射能を有するラジウム－２２４原子を含む。任意に、放射性原子は、センチメートル長さ当たり少なくとも１０．５マイクロキュリーの放射能を有するラジウム－２２４原子を含む。任意に、１又は２以上の同位体の放射性原子は、アルファ線を放出せずにベースから２ミリメートルにおいて少なくとも５Ｇｙの漸近的線量を達成するベータ線を放出する１又は２以上の同位体を含む。

本発明の実施形態による放射線治療線源の概略図である。本発明の実施形態によるアルファ線及びベータ線複合線源の概略図である。本発明の別の実施形態によるアルファ線及びベータ線複合線源の概略図である。本発明のさらに別の実施形態によるアルファ線及びベータ線複合線源の概略図である。

本発明のいくつかの実施形態の態様は、有意な確率（例えば、少なくとも１％）での娘核種の脱離を可能にするが脱離確率は３０％よりも低い形でアルファ線放出原子を運ぶ放射線治療線源に関する。脱離確率を低くすることで、ラドン放出率及び結果として遠くの健康組織に到達する全身性アルファ線（ｓｙｓｔｅｍｉｃａｌｐｈａｒａｄｉａｔｉｏｎ）を変化させることなく線源上の放射能を高めることができる。線源上の放射能が高まると、腫瘍細胞の破壊においてアルファ線を補完する、線源によって供給されるベータ線が増加する。

図１は、本発明の実施形態による放射線治療線源２１を示す概略図である。放射線治療線源２１は、被験者の体内に挿入されるように構成された支持体２２と、支持体２２の外面２４上のラジウム－２２４などのアルファ線放出物質の放射性核種原子２６とを含む。なお、説明を容易にするために、原子２６及び放射線治療線源２１の他の構成要素については過度に大きく示している。いくつかの実施形態では、支持体２２及び原子２６が、放射性崩壊時における放射性核種原子２６及び／又は原子２６の娘核種の放出速度を制御する形でコーティング３３によって覆われる。いくつかの実施形態では、図１に示すように、コーティング３３に加えて厚みＴ１の内側コーティング３０が支持体２２上に配置され、この内側コーティング３０に放射性核種原子２６が付着する。しかしながら、全ての実施形態が内側コーティング３０を含むわけではなく、代わりに放射性核種原子２６は線源２１に直接付着する。同様に、いくつかの実施形態はコーティング３３を含まない。

いくつかの実施形態では、支持体２２が、患者の腫瘍内に完全に埋め込まれるシードを含み、ロッド又はプレートなどのいずれかの好適な形状を有することができる。支持体２２は、患者内に完全に埋め込まれるのではなく部分的にのみ埋め込まれ、針、ワイヤ、内視鏡の先端、腹腔鏡の先端、又は他のいずれかの好適なプローブの一部である。

いくつかの実施形態では、支持体２２が円筒形であり、少なくとも２ミリメートル、少なくとも５ミリメートル、又は少なくとも１０ミリメートルの長さを有する。任意に、支持体２２は、７０ｍｍ未満の、６０ｍｍ未満の、又は４０ｍｍ（ミリメートル）未満の長さを有する。支持体２２は、任意に０．７～１ｍｍの直径を有するが、いくつかの事例ではさらに大きな又は小さな直径の線源が使用される。とりわけ、支持体２２は、狭い間隔の治療レイアウトのために、任意に０．７ｍｍ未満の、０．５ｍｍ未満の、０．４ｍｍ未満の、又は０．３ｍｍ以下の直径を有する。

通常、放射性核種、娘核種、及び／又は崩壊連鎖における後続の原子核は、所与の原子核の崩壊時にアルファ粒子が放出されるという点でアルファ線放出性である。例えば、引用により本明細書に組み入れられる米国特許第８，８９４，９６９号に記載されるように、放射性核種はラジウムの同位体（例えば、Ｒａ－２２４又はＲａ－２２３）を含み、この同位体はアルファ線放出によって崩壊してラドンの娘同位体（例えば、Ｒｎ－２２０又はＲｎ－２１９）を生成し、この同位体はアルファ線放出によって崩壊してポロニウムの同位体（例えば、Ｐｏ－２１６又はＰｏ－２１５）を生成し、この同位体はアルファ線放出によって崩壊して鉛の同位体（例えば、Ｐｂ－２１２又はＰｂ－２１１）を生成する。或いは、放射性核種はアクチニウム－２２５を含む。

放射線治療デバイス２１によって周辺組織に供給される放射線の量は、放射線治療デバイスの様々なパラメータに依存する。これらのパラメータは以下を含む。
１）放射性核種原子２６の崩壊時における娘原子の脱離確率、
２）拡散による放射性核種原子２６の放出速度、及び、
３）線源上の放射性核種原子２６の量。

なお、単一の小さな腫瘍では放射線の過剰投与のリスクは低いが、大きな腫瘍及び／又は複数の腫瘍を治療する場合には、治療が数百もの線源の埋め込みを含むことがある。従って、線源によって供給される放射線は、患者への過剰な放射線投与を防ぐように調整される。

放射線治療デバイス２１内の放射性核種原子２６の量は、一般に支持体２２のセンチメートル長さ当たりの放射能の観点から与えられる。本明細書では、放射能を、線源のセンチメートル長さ当たりマイクロキュリーの単位で測定する。腫瘍の大部分に到達する放射線量は線源から離れる放射性核種が大半を占めるので、本明細書では「ラドン放出率」の尺度を線源上の放射能と脱離確率との積として定義する。例えば、センチメートル長さ当たり２マイクロキュリーの放射能及び４０％の脱離確率を有する線源は、センチメートル長さ当たり０．８マイクロキュリーのラドン放出率を有する。

通常、線源のラドン放出率は、センチメートル長さ当たり少なくとも０．５マイクロキュリー、少なくとも１マイクロキュリー、又は少なくとも２マイクロキュリーである。一般に、ラドン放出率は、センチメートル長さ当たり４マイクロキュリー以下である。しかしながら、本出願人は、放射性核種が遠くの健康組織に到達するリスクが予め想定していたよりも低いことを確認したため、いくつかの実施形態では、センチメートル長さ当たり４マイクロキュリー超の、センチメートル長さ当たり４．５マイクロキュリー超の、センチメートル長さ当たり５マイクロキュリー超の、又はセンチメートル長さ当たり６マイクロキュリー超のラドン放出率を使用する。任意に、ラドン放出率は特定の腫瘍タイプに従って選択される。例えば、「拡散アルファ放射体放射線療法のための放射能レベル」という名称の米国特許出願公開第１７／３４３，７８６号には使用できる特定のラドン放出率が記載されており、この文献は引用により本明細書に組み入れられる。

原子２６は、上述したＫｅｌｓｏｎへの’９６９号特許に記載されている技術のうちのいずれか１つ又は２つ以上などのいずれかの好適な技術を使用して支持体２２に結合することができる。例えば、放射性核種の流れを発生させる発生源を支持体２２近くの真空中に配置して、発生源から反跳した核が真空ギャップを横切って表面２４上に収集され又は表面２４に埋め込まれるようにすることができる。或いは、発生源と支持体との間に好適な負電圧を印加することによって放射性核種を支持体２２上に静電的に収集することもできる。このような実施形態では、放射性核種の静電的収集を容易にするために、支持体２２がチタンなどの導電性金属を含むことができる。例えば、支持体２２は、導電性の金属ワイヤ、針、ロッド又はプローブを含むことができる。或いは、支持体２２は、表面２４を含む導電性金属コーティングによって被覆された非金属性の針、ロッド又はプローブを含むこともできる。

先行技術では、組織破壊を最大化して腫瘍に入り込まない放射性核種の無駄を回避するために、脱離確率を最大化する試みが行われた。本発明の実施形態によれば、放射線治療デバイス２１によって供給されるベータ線のアルファ線に対する比率を高めるために、脱離確率が意図的にできるだけ低く設定される。

脱離確率は、任意に３０％未満、２５％未満、２０％未満、１５％未満、１３％未満、又は１０％未満である。一方で、脱離確率は低すぎないことが好ましく、任意に２％超、４％超、６％超、又は８％超である。いくつかの実施形態では、脱着確率が１０％超、１２％超、又は１５％超である。

脱離確率は、支持体２２に対する放射性核種原子２６の結合の強度、及び／又はコーティング３３のタイプ及び厚みに依存する。

いくつかの実施形態では、高い結合強度を使用することによって低い脱離確率が達成されるが、コーティングは高脱離確率のために使用されるものと実質的に同じであり、例えば３ミクロン未満の厚みの生体適合性ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）である。支持体２２に対する放射性核種原子２６の結合は、一般に放射線治療デバイス２１の熱処理によって達成され、結合の強度は、熱処理の温度及び／又は期間を調整することによって制御可能である。いくつかの実施形態では、使用される温度が、約３８～４５％の脱離確率を達成するために使用される温度よりも少なくとも５０℃、少なくとも１００℃、又は少なくとも２００℃高い。これに代えて又は加えて、熱処理は、１０¹ミリバール未満、１０^-2ミリバール未満、又は１０^-3ミリバール未満の低圧で実行され、及び／又は熱処理は、例えば約３８～４５％の脱離確率を達成するために必要な時間を少なくとも１０分、少なくとも２０分、少なくとも４０分、又は少なくとも１時間上回るようなさらに長い時間にわたって実行される。熱処理を変化させることによって脱離確率を下げることに代えて又は加えて、他のいずれかの好適な方法を使用して結合強度を下げることもできる。

いくつかの実施形態では、シード表面に対する放射性核種の固定が希ガス環境又は真空環境内で実行される。固定はいずれかの好適な圧力で実行することができる。熱処理は、任意に少なくとも１０分、少なくとも３０分、少なくとも１時間、少なくとも３時間、又は少なくとも１０時間にわたって適用される。任意に、熱処理の温度は、圧力、放射性核種が表面に固着する環境、及び固定プロセスの持続時間に依存する。いくつかの実施形態では、温度がシード表面の材料に依存する。

他の実施形態では、結合強度が約３８～４５％の脱離率に使用されるものと実質的に同じであり、脱離確率を所望のレベルに低下させるためにコーティング３３を変更することによって低い脱離確率が達成される。

例えば、いくつかの実施形態では、娘核種がコーティング３３を通じて拡散できるように、コーティング３３が、生体適合性ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）などの、娘核種（例えば、ラドン）に対する透過性の高いポリマーの層を含む。例えば、コーティング３３のポリマー中の娘核種の拡散係数は、少なくとも１０１１ｃｍ２／秒とすることができる。これらの実施形態では、コーティング３３の厚みＴ０が、任意に２０ミクロン超、５０ミクロン超、１００ミクロン超、２００ミクロン超、又は３００ミクロン超である。

コーティング３３は、ＰＤＭＳ（ポリジメチルシロキサン）に代えて又は加えて、表面２４を被覆し、従って原子２６を覆う、ポリプロピレン、ポリカーボネート、ポリエチレンテレフタレート、ポリ（メチルメタクリレート）及び／又はポリスルホンなどの、娘核種に対する透過性を有する他のいずれかの好適な材料を含む。

他の実施形態では、コーティング３３が、ラドンに対する透過性がＰＤＭＳよりも著しく低い材料の１又は２以上の層を含む。これらの実施形態の一部では、コーティング３３が、少なくとも０．２ミクロンの、少なくとも０．５ミクロンの、少なくとも１ミクロンの、又は少なくとも２ミクロンの厚みを有する低拡散ポリマー（例えば、パリレン－ｎ）である。しかしながら、依然としてラドンの所望の脱離速度を可能にするためにコーティングは厚すぎず、任意に１００ミクロン未満、２０ミクロン未満、５ミクロン未満、又は３ミクロン未満の厚みを有する。いくつかの実施形態では、コーティングが、２ミクロン未満、１ミクロン未満、又は０．７５ミクロン未満の厚みを有する。低拡散ポリマーとは、ラドンが５ミクロン未満の深さまで拡散するポリマーのことである。いくつかの実施形態では、例えば２ミクロン未満、１ミクロン未満、又は０．５ミクロン未満などの、さらに拡散深度の低いポリマーが使用される。

低透過性コーティングの他の実施形態は（例えば、Ａｌ₂Ｏ₃による）原子層堆積を含む。原子層堆積は、任意に少なくとも２ナノメートル、少なくとも３ナノメートル、又は少なくとも５ナノメートルの厚みを有する。任意に、原子層堆積は、１５ナノメートル未満、又は１０ナノメートル未満の厚みを有する。

任意に、上記の実施形態では、コーティング３３が、金属を含まない非金属コーティングを含む。この理由は、本出願人が、金属コーティングは作業が困難であり結果の予測可能性が低いことを発見したためである。しかしながら、他の実施形態では、コーティング３３が、部分的又は全体的にチタンなどの金属コーティングである。本出願人は、好適な厚みの金属コーティングが娘ラドン放射性核種の低脱離確率を達成できることを発見した。

さらに他の実施形態では、所望の脱離確率が、（例えば、熱処理による）より強い結合とコーティング３３の特性との組み合わせによって達成される。例えば、コーティング３３は、約４ミクロン超、６ミクロン超、１０ミクロン超、２０ミクロン超、又は４０ミクロン超などの、ただし依然として１００ミクロン未満又は６０ミクロン未満の、約３８～４５％の脱離率に使用されるものよりも大きな厚みを有することができる。任意に、脱離速度のさらなる低下は、熱処理の１又は２以上の特性を変更することによって達成される。

いくつかの実施形態では、例えば拡散による放射性核種原子２６の放出速度が非常に低く、無視することもできる。他の実施形態では、例えば「放射性核種の制御された放出（ＣｏｎｔｒｏｌｌｅｄＲｅｌｅａｓｅｏｆＲａｄｉｏｎｕｃｌｉｄｅｓ）」という名称の国際公開第２０１９／１９３４６４号に記載されている方法のうちのいずれかを使用して放射性核種原子２６の実質的な拡散速度が使用され、この文献は引用により本明細書に組み入れられる。任意に、拡散は、最初は放射性核種原子２６の早過ぎる放出を防ぐが腫瘍への埋め込み後には崩壊して拡散を可能にする生体吸収性コーティングをコーティング３３に使用することによって達成される。放射性核種原子２６の放出率は、任意に脱離による娘核種の放出率よりも低く、脱離による娘核種の放出率の５０％未満、３０％未満、又は１０％未満であることが好ましい。

通常、外面２４上の原子２６の密度は、平方センチメートル当たり１０¹¹～１０¹⁴個である。任意に、線源の放射能は、所望のラドン放出率が達成されるように脱離速度に従って選択される。いくつかの実施形態では、シードにおける放射性核種の濃度が、センチメートル長さ当たり少なくとも５μＣｉ、センチメートル長さ当たり少なくとも７μＣｉ、センチメートル長さ当たり少なくとも８μＣｉ、又はセンチメートル長さ当たり少なくとも１０μＣｉ、センチメートル長さ当たり少なくとも１１μＣｉ、センチメートル長さ当たり少なくとも１２μＣｉ、又はセンチメートル長さ当たり少なくとも１４μＣｉである。任意に、放射性核種の濃度は、センチメートル長さ当たり１５μＣｉ以下であり、いくつかの実施形態ではセンチメートル長さ当たり１３μＣｉ未満である。しかしながら、他の実施形態では、放射性核種の濃度がセンチメートル長さ当たり１５μＣｉを上回る。

ラジウム－２２４を運ぶ放射線デバイス２１によるベータ線は、鉛－２１２が崩壊してビスマス－２１２になり、ビスマス－２１２が崩壊してポロニウム－２１２になり、又はビスマス－２１２が崩壊してタリウム－２０８になり、これらが鉛－２０８に崩壊する際に電子を放出することによって生じる。ベータ線の一部は、線源に付着したままの娘核種に由来し、ベータ線の別の部分は、娘核種又はその祖先核種がデバイス２１から放出された後の腫瘍内の娘核種に由来する。しかしながら、腫瘍に到達した又は腫瘍内で形成された鉛２１２の一部は、崩壊する機会を得る前に血液の流れを通じて腫瘍から除去される。

本発明の実施形態による比較的低い脱離確率の使用は、腫瘍細胞に到達するベータ線の増加を２つの方法で可能にする。第一に、低脱離確率は、ベータ線を増加させる一方で血流を通じて腫瘍から離れる鉛－２１２のアルファ線の副作用を高めない形でデバイス２１上のラジウムの放射能の増加を可能にする。第二に、低脱離確率は、血流を通じて腫瘍から離れる、従ってベータ線を供給しない鉛－２１２の量を減少させる。ベータ線はアルファ線よりも広い範囲を有するが、それでも線源からの距離と共にかなり急激に減少する。

ＬｉｏｒＡｒａｚｉ著、「拡散アルファ放射体放射線治療：理論的かつ実験的線量測定（ＤｉｆｆｕｓｉｎｇＡｌｐｈａ－ＥｍｉｔｔｅｒｓＲａｄｉａｔｉｏｎＴｈｅｒａｐｙ：ＴｈｅｏｒｅｔｉｃａｌａｎｄＥｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌＤｏｓｉｍｅｔｒｙ）」、テルアビブ大学上院に提出された論文、２００８年９月、に記載されるように、センチメートル当たり３マイクロキュリーのラジウム放射能を有する放射線デバイス２１では、ベータ線が線源から２ミリメートルの距離で約１０Ｇｙの漸近的線量をもたらし、この文献の開示は引用により本明細書に組み入れられる。デバイス２１のラジウム放射能をセンチメートル当たり９マイクロキュリーに高めると、デバイス２１から２ミリメートルの距離で約３０Ｇｙのベータ線がもたらされる。４ミリメートル間隔で六角形に配置した場合、腫瘍内の各地点は３つの線源からベータ線を受け、従って少なくとも約９０Ｇｙを受けるようになる。ベータ線の破壊力はアルファ線よりも約５～１０倍小さいと考えられており、従ってこの９０Ｇｙはアルファ線からの約９～１８Ｇｙと同等である。

従って、ベータ線は、所望のレベルを超えてラドン放出率を高めることなく治療レベルの放出をもたらすことができる。いくつかの実施形態では、放射線デバイス２１が、血流を通じた鉛の除去を無視できる腫瘍内で、デバイスから２ミリメートルの距離で少なくとも１８Ｇｙ、少なくとも２０Ｇｙ、少なくとも２４Ｇｙ、少なくとも２８Ｇｙ、又は少なくとも３０Ｇｙをもたらすように設計される。

これらのベータ線レベルをもたらす放射線デバイス２１によって供給されるアルファ線は、任意にデバイスから２ミリメートルの距離で少なくとも１０Ｇｙ又は少なくとも２０Ｇｙである。いくつかの実施形態では、放射線デバイス２１によって供給されるアルファ線が、１００Ｇｙ未満、６０Ｇｙ未満、又は４０Ｇｙ未満である。このアルファ線は、任意にセンチメートル長さ当たり少なくとも０．５マイクロキュリーの、ただしセンチメートル長さ当たり４マイクロキュリー未満の、センチメートル長さ当たり３マイクロキュリー未満の、センチメートル長さ当たり２．５マイクロキュリー未満の、又はセンチメートル長さ当たり２マイクロキュリー未満のラドン放出率を有する放射線デバイス２１によって供給される。いくつかの実施形態では、血流を通じた鉛の除去を無視できる腫瘍におけるデバイスから２ミリメートルの距離での漸近的線量とデバイスのラドン放出率との比率が１５Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きく、２０Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きく、２５Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きく、又は３０Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きい。

上記の説明では、アルファ線を供給するアルファ線放出核種の子孫によってベータ線が供給される。一般に、ベータ線の少なくとも９０％、少なくとも９５％、又は少なくとも９９％はアルファ線放出核種に起因する。

上述した放射線量は、アルファ線を供給する放射性核種からのベータ線を使用してアルファ線を補完することに代えて又は加えて、治療上有効なアルファ線を供給しない別の放射性核種によってベータ線を供給するデバイスによっても達成される。

図２は、本発明の実施形態によるアルファ線及びベータ線複合線源５０を示す概略図である。線源５０は、ベータ線及び／又はガンマ線を放出する１又は２以上の放射性同位元素の放射性物質５２を封入するカプセル５４を含む。アルファ線放出核種原子２６は、その娘核種が放射性崩壊時に所望の脱離確率で線源５０から離れることを可能にする形でカプセル５４の外面に付着する。いくつかの実施形態では、図１に関して上述したように、放射性核種原子２６がコーティング３３によって覆われる。図示のように、線源５０は、カプセル５４の表面と放射性核種原子２６との間にコーティング３０を含まない。しかしながら、いくつかの実施形態では、カプセル５４と放射性核種原子２６との間にコーティング３０が含まれる。

任意に、カプセル５４は、カプセル５４からのベータ線及び／又はガンマ線の放出を防がない密閉容器を含む。任意に、カプセル５４は、金、ステンレス鋼、チタン及び／又はプラチナなどの金属を含む。或いは、カプセル５４は、「プラスチック製小線源治療源（ＰｌａｓｔｉｃＢｒａｃｈｙｔｈｅｒａｐｙｓｏｕｒｃｅｓ）」という名称の米国特許第７，９２２，６４６号に記載されるようなプラスチックを含み、この文献は引用により本明細書に組み入れられる。任意に、この代替案によれば、プラスチックカプセルは、放射性核種原子２６が付着している薄い金属被覆によって被覆される。カプセル５４は、「カプセル化された低エネルギー小線源治療源（ＥｎｃａｐｓｕｌａｔｅｄＬｏｗ－ＥｎｅｒｇｙＢｒａｃｈｙｔｈｅｒａｐｙＳｏｕｒｃｅｓ）」という名称の米国特許第６，０９９，４５８号、及び／又は「小線源治療源アセンブリ（ＢｒａｃｈｙｔｈｅｒａｐｙＳｏｕｒｃｅＡｓｓｅｍｂｌｙ）」という名称の米国特許第１０，１６６，４０３号などに記載されるような、当業で周知のいずれかの好適なサイズ及び／又は形状のものであり、これらの文献の開示は引用により本明細書に組み入れられる。

放射性物質５２は、イリジウム－１９２、カリホルニウム－２５２、金－１９８、インジウム－１１４、リン－３２、ラジウム－２２６、ルテニウム－１０６、サマリウム－１４５、ストロンチウム－９０、イットリウム－９０、タンタル－１８２、ツリウム－１０７、タングステン－１８１及び／又はイッテルビウム－１６９などの、ベータ線を放出する１又は２以上の放射性同位体を含む。或いは、放射性物質５２は、ヨウ素１２５（Ｉ－１２５）、パラジウム１０３（Ｐｄ－１０３）、セシウム１３１（Ｃｓ－１３１）、セシウム１３７（Ｃｓ－１３７）及び／又はコバルト６０（Ｃｏ－６０）などの、ガンマ線を放出する１又は２以上の放射性同位体を含む。当業で周知の他の好適な放射性物質、並びに複数のベータ放射体の組み合わせ、複数のガンマ放射体の組み合わせ、ベータ放射体とガンマ放射体との組み合わせ、及び／又はベータ線及びガンマ線の両方を放射する１又は２以上の物質を使用することもできる。

放射性物質５２の放射能及びカプセル５４の壁の厚みは、線源５０から約３～４ｍｍの距離で十分な量の放射線を達成するように選択される。任意に、放射性物質５２は、少なくとも０．５ｍＣｉ（ミリキュリー）の、少なくとも５ｍＣｉの、少なくとも２０ｍＣｉの、又は少なくとも５０ｍＣｉの放射能レベルを有する。いくつかの実施形態では、放射性物質５２の放射能が大幅に高く、１００ｍＣｉ超、２００ｍＣｉ、又は５００ｍＣｉ超である。

いくつかの実施形態では、放射性物質５２がカプセル５４を満たす。或いは、放射性物質５２は、カプセル５４の壁の内側コーティングとして配置される。

図３は、本発明の別の実施形態によるアルファ線及びベータ線複合線源８０を示す概略図である。線源８０は、ベータ線放出核種８４が直接又は１又は２以上のコーティングを介して付着したベース８２を含む。ベータ線放出核種８４の上方にはアルファ線放出核種８６が配置されて、ベータ線放出核種８４に直接付着し、又はベータ線放出核種８４とアルファ線放出核種８６とを分離するコーティング上に配置される。

図４は、本発明のさらに別の実施形態によるアルファ線及びベータ線複合線源９０を示す概略図である。線源９０では、ベース８２の表面上にベータ線放出核種８４及びアルファ線放出核種８６が分散する。

線源８０及び９０では、ベータ線放出核種８４が、線源８０からの放出が実質的に防がれる形でベース８２に取り付けられる。対照的に、アルファ線放出核種８６は、崩壊時に線源８０からの娘核種の放出を可能にする形でベース８２に取り付けられる。

線源５０、８０及び９０では、娘核種が、任意に少なくとも３０％、少なくとも３５％、又は少なくとも４０％の脱離確率で線源８０から放出され、アルファ線放出核種８６の放射能が、このような脱離確率レベルについて当業で周知の、放射線治療デバイス２１に関して上述したものよりも低いレベルに適宜設定される。この理由は、線源５０、８０及び９０の実施形態では、任意にベータ線が主にベータ線放出核種８４によって供給され、アルファ線放出核種８６がベータ線のために信頼されていないからである。

或いは、ベータ線放出核種８４からのベータ線とアルファ線放出核種８６からのベータ線との組み合わせによって、例えば少なくとも６０グレイ（Ｇｙ）、少なくとも７０Ｇｙ、又は少なくとも８０Ｇｙなどの所望のレベルのベータ線が供給される。いくつかの実施形態では、線源５０、８０及び９０によって放出されるベータ線の少なくとも１０％、少なくとも２０％、少なくとも３０％又は少なくとも４０％がアルファ線放出核種８６から放出される。これに代えて又は加えて、線源５０、８０及び９０によって放出されるベータ線の少なくとも１０％、少なくとも２０％、少なくとも３０％又は少なくとも４０％がベータ線放出核種８４から放出される。

結論
上述した方法及び装置は、方法を実行するための装置、及び装置を使用する方法も含むものとして解釈すべきであると理解されるであろう。１つの実施形態に関して説明した特徴及び／又はステップは、他の実施形態と共に使用されることもあり、本発明の全ての実施形態が、特定の図に示す又は特定の実施形態のうちの１つに関して説明した特徴及び／又はステップを全て有するわけではないと理解されたい。タスクは、必ずしも説明した正確な順序で実行されるとは限らない。

上述した実施形態の一部には、本発明にとって必須ではない、一例として説明した構造、行為、又は構造及び行為の詳細を含むものもある。本明細書で説明した構造及び行為は、たとえこれらの構造又は行為が異なる場合でも、当業で周知のような同じ機能を果たす同等物に置き換えることができる。上述した実施形態は一例として挙げたものであり、本発明は上記で具体的に図示し説明した内容に限定されるものではない。むしろ、本発明の範囲は、本明細書で上述した様々な特徴の組み合わせ及び部分的組み合わせ、並びに上述した説明を読んだ時点で当業者に浮かぶであろう、先行技術には開示されていないこれらの変形例及び修正例の両方を含む。従って、本発明の範囲は、特許請求の範囲において使用されている要素及び制限によってのみ限定され、「備える、含む、有する（ｃｏｍｐｒｉｓｅ、ｉｎｃｌｕｄｅ、ｈａｖｅ）」という用語及びこれらの活用形が特許請求の範囲で使用されている場合、これらは「必ずしも限定するわけではないが～を含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅｂｕｔｎｅｃｅｓｓａｒｉｌｙｎｏｔｌｉｍｉｔｅｄｔｏ）」を意味するものとする。

２１放射線治療線源
２２支持体
２４支持体の外面
２６放射性核種原子
３０内側コーティング
３３コーティング
Ｔ１内側コーティングの厚み

Claims

間質型線源であって、
腫瘍に埋め込むのに適したベースと、
前記ベースに付着した、センチメートル長さ当たり少なくとも６μＣｉの濃度を有するアルファ線放出原子と、
を含み、
前記アルファ線放出原子は、３０％以下の放射性崩壊時脱離確率で前記ベースに付着する、
線源。
前記ベースに付着した前記アルファ線放出原子は、前記ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも８マイクロキュリー（μＣｉ）を含む、請求項１に記載の線源。
前記ベースに付着した前記アルファ線放出原子は、前記ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１０．５マイクロキュリー（μＣｉ）を含む、請求項２に記載の線源。
前記ベースに付着した前記アルファ線放出原子は、前記ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１２マイクロキュリー（μＣｉ）を含む、請求項３に記載の線源。
前記アルファ線放出原子はラジウム２２４原子を含む、請求項１に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、少なくとも２％の崩壊時脱離確率を有する、請求項１に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、少なくとも５％の崩壊時脱離確率を有する、請求項６に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、センチメートル長さ当たり少なくとも０．５マイクロキュリーのラドン放出率を有する、請求項１に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、２７％以下の崩壊時脱離確率を有する、請求項１に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、２４％未満の脱離確率で前記ベースに付着する、請求項９に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、２０％未満の脱離確率で前記ベースに付着する、請求項１０に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、熱処理によって前記ベースに付着する、請求項１１に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、１５％未満の脱離確率で前記ベースに付着する、請求項１２に記載の線源。
娘核種の脱離確率を低下させる形で前記アルファ線放出原子を覆う低拡散ポリマーのコーティングを含む、請求項１から１３のいずれかに記載の線源。
前記コーティングは、少なくとも０．５ミクロンの厚みを有する、請求項１４に記載の線源。
前記コーティングは非金属コーティングを含む、請求項１４に記載の線源。
前記アルファ線放出原子を覆う酸化アルミニウムの原子層堆積コーティングを含む、請求項１から１３のいずれかに記載の線源。
前記原子層堆積コーティングは、少なくとも２ナノメートルの厚みを有する、請求項１７に記載の線源。
前記間質型線源はベータ線をさらに放出し、前記デバイスから２ミリメートルの距離における前記ベータ線の漸近的線量の前記デバイスからのラドン放出率に対する比率が１５Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きい、請求項１から１３のいずれかに記載の線源。
前記ベータ線の少なくとも９０％は、前記アルファ線放出原子の子孫から放出される、請求項１９に記載の線源。
前記ベータ線の少なくとも２０％は、アルファ線を放出しない同位体から放出される、請求項１９に記載の線源。
間質型線源であって、
腫瘍に埋め込むのに適したベースと、
前記ベースに付着した、センチメートル長さ当たり少なくとも１０．５μＣｉの濃度を有するアルファ線放出原子と、
を含む、線源。
前記ベースに付着した前記アルファ線放出原子は、前記ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１２マイクロキュリー（μＣｉ）を含む、請求項２２に記載の線源。
前記ベースに付着した前記アルファ線放出原子は、前記ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも１５マイクロキュリー（μＣｉ）を含む、請求項２３に記載の線源。
前記ベースに付着した前記アルファ線放出原子は、前記ベースのセンチメートル長さ当たり少なくとも２１マイクロキュリー（μＣｉ）を含む、請求項２４に記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、少なくとも２％の崩壊時脱離確率を有する、請求項２２～２５のいずれかに記載の線源。
前記アルファ線放出原子は、２８％以下の崩壊時脱離確率を有する、請求項２２～２５のいずれかに記載の線源。
間質型線源であって、
腫瘍に埋め込むのに適したベースと、
前記ベースに付着した１又は２以上の同位体の放射性原子と、
を含み、前記放射性原子は、センチメートル当たり少なくとも０．５マイクロキュリーのラドン放出率を有し、前記ベースから２ミリメートルにおいて少なくとも１０Ｇｙの漸近的線量を達成するベータ線を放出し、
前記デバイスから２ミリメートルの距離における前記ベータ線の漸近的線量の前記ラドン放出率に対する比率は１５Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きい、
線源。
前記デバイスから２ミリメートルの距離における前記漸近的線量の前記ラドン放出率に対する前記比率は２０Ｇｙ／（マイクロキュリー／ｃｍ）よりも大きい、請求項２８に記載の線源。
前記放射性原子は、センチメートル長さ当たり少なくとも１マイクロキュリーの放射能を有するラジウム－２２４原子を含む、請求項２８に記載の線源。
前記放射性原子は、センチメートル長さ当たり少なくとも１０．５マイクロキュリーの放射能を有するラジウム－２２４原子を含む、請求項３０に記載の線源。
前記１又は２以上の同位体の放射性原子は、アルファ線を放出せずに前記ベースから２ミリメートルにおいて少なくとも５Ｇｙの漸近的線量を達成するベータ線を放出する１又は２以上の同位体を含む、請求項２８に記載の線源。