JPH05503303A - エンドキュリー療法 - Google Patents

エンドキュリー療法

Info

Publication number
JPH05503303A
JPH05503303A JP3518428A JP51842891A JPH05503303A JP H05503303 A JPH05503303 A JP H05503303A JP 3518428 A JP3518428 A JP 3518428A JP 51842891 A JP51842891 A JP 51842891A JP H05503303 A JPH05503303 A JP H05503303A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
radioactive
shell
energy
microspheres
radiation
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP3518428A
Other languages
English (en)
Inventor
グッド，ロジャー・アール
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Individual
Original Assignee
Individual
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Priority claimed from US07/565,714 external-priority patent/US5342283A/en
Application filed by Individual filed Critical Individual
Publication of JPH05503303A publication Critical patent/JPH05503303A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C23—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; CHEMICAL SURFACE TREATMENT; DIFFUSION TREATMENT OF METALLIC MATERIAL; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL; INHIBITING CORROSION OF METALLIC MATERIAL OR INCRUSTATION IN GENERAL
    • C23C—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; SURFACE TREATMENT OF METALLIC MATERIAL BY DIFFUSION INTO THE SURFACE, BY CHEMICAL CONVERSION OR SUBSTITUTION; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL
    • C23C14/00—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material
    • C23C14/22—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material characterised by the process of coating
    • C23C14/223—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material characterised by the process of coating specially adapted for coating particles
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61K—PREPARATIONS FOR MEDICAL, DENTAL OR TOILETRY PURPOSES
    • A61K51/00—Preparations containing radioactive substances for use in therapy or testing in vivo
    • A61K51/12—Preparations containing radioactive substances for use in therapy or testing in vivo characterised by a special physical form, e.g. emulsion, microcapsules, liposomes, characterized by a special physical form, e.g. emulsions, dispersions, microcapsules
    • A61K51/1241—Preparations containing radioactive substances for use in therapy or testing in vivo characterised by a special physical form, e.g. emulsion, microcapsules, liposomes, characterized by a special physical form, e.g. emulsions, dispersions, microcapsules particles, powders, lyophilizates, adsorbates, e.g. polymers or resins for adsorption or ion-exchange resins
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
    • A61N5/1027—Interstitial radiation therapy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61P—SPECIFIC THERAPEUTIC ACTIVITY OF CHEMICAL COMPOUNDS OR MEDICINAL PREPARATIONS
    • A61P35/00—Antineoplastic agents
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C23—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; CHEMICAL SURFACE TREATMENT; DIFFUSION TREATMENT OF METALLIC MATERIAL; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL; INHIBITING CORROSION OF METALLIC MATERIAL OR INCRUSTATION IN GENERAL
    • C23C—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; SURFACE TREATMENT OF METALLIC MATERIAL BY DIFFUSION INTO THE SURFACE, BY CHEMICAL CONVERSION OR SUBSTITUTION; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL
    • C23C14/00—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material
    • C23C14/0021—Reactive sputtering or evaporation
    • C23C14/0036—Reactive sputtering
    • C23C14/0057—Reactive sputtering using reactive gases other than O2, H2O, N2, NH3 or CH4
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C23—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; CHEMICAL SURFACE TREATMENT; DIFFUSION TREATMENT OF METALLIC MATERIAL; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL; INHIBITING CORROSION OF METALLIC MATERIAL OR INCRUSTATION IN GENERAL
    • C23C—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; SURFACE TREATMENT OF METALLIC MATERIAL BY DIFFUSION INTO THE SURFACE, BY CHEMICAL CONVERSION OR SUBSTITUTION; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL
    • C23C14/00—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material
    • C23C14/22—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material characterised by the process of coating
    • C23C14/24—Vacuum evaporation
    • C23C14/28—Vacuum evaporation by wave energy or particle radiation
    • C23C14/30—Vacuum evaporation by wave energy or particle radiation by electron bombardment
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C23—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; CHEMICAL SURFACE TREATMENT; DIFFUSION TREATMENT OF METALLIC MATERIAL; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL; INHIBITING CORROSION OF METALLIC MATERIAL OR INCRUSTATION IN GENERAL
    • C23C—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; SURFACE TREATMENT OF METALLIC MATERIAL BY DIFFUSION INTO THE SURFACE, BY CHEMICAL CONVERSION OR SUBSTITUTION; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL
    • C23C14/00—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material
    • C23C14/22—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material characterised by the process of coating
    • C23C14/34—Sputtering
    • C23C14/3407—Cathode assembly for sputtering apparatus, e.g. Target
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C23—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; CHEMICAL SURFACE TREATMENT; DIFFUSION TREATMENT OF METALLIC MATERIAL; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL; INHIBITING CORROSION OF METALLIC MATERIAL OR INCRUSTATION IN GENERAL
    • C23C—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; SURFACE TREATMENT OF METALLIC MATERIAL BY DIFFUSION INTO THE SURFACE, BY CHEMICAL CONVERSION OR SUBSTITUTION; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL
    • C23C14/00—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material
    • C23C14/22—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material characterised by the process of coating
    • C23C14/50—Substrate holders
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C23—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; CHEMICAL SURFACE TREATMENT; DIFFUSION TREATMENT OF METALLIC MATERIAL; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL; INHIBITING CORROSION OF METALLIC MATERIAL OR INCRUSTATION IN GENERAL
    • C23C—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; SURFACE TREATMENT OF METALLIC MATERIAL BY DIFFUSION INTO THE SURFACE, BY CHEMICAL CONVERSION OR SUBSTITUTION; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL
    • C23C14/00—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material
    • C23C14/22—Coating by vacuum evaporation, by sputtering or by ion implantation of the coating forming material characterised by the process of coating
    • C23C14/56—Apparatus specially adapted for continuous coating; Arrangements for maintaining the vacuum, e.g. vacuum locks
    • C23C14/564—Means for minimising impurities in the coating chamber such as dust, moisture, residual gases
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C23—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; CHEMICAL SURFACE TREATMENT; DIFFUSION TREATMENT OF METALLIC MATERIAL; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL; INHIBITING CORROSION OF METALLIC MATERIAL OR INCRUSTATION IN GENERAL
    • C23C—COATING METALLIC MATERIAL; COATING MATERIAL WITH METALLIC MATERIAL; SURFACE TREATMENT OF METALLIC MATERIAL BY DIFFUSION INTO THE SURFACE, BY CHEMICAL CONVERSION OR SUBSTITUTION; COATING BY VACUUM EVAPORATION, BY SPUTTERING, BY ION IMPLANTATION OR BY CHEMICAL VAPOUR DEPOSITION, IN GENERAL
    • C23C26/00—Coating not provided for in groups C23C2/00 - C23C24/00
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21G—CONVERSION OF CHEMICAL ELEMENTS; RADIOACTIVE SOURCES
    • G21G4/00—Radioactive sources
    • G21G4/04—Radioactive sources other than neutron sources
    • G21G4/06—Radioactive sources other than neutron sources characterised by constructional features
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21G—CONVERSION OF CHEMICAL ELEMENTS; RADIOACTIVE SOURCES
    • G21G4/00—Radioactive sources
    • G21G4/04—Radioactive sources other than neutron sources
    • G21G4/06—Radioactive sources other than neutron sources characterised by constructional features
    • G21G4/08—Radioactive sources other than neutron sources characterised by constructional features specially adapted for medical application
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01J—ELECTRIC DISCHARGE TUBES OR DISCHARGE LAMPS
    • H01J37/00—Discharge tubes with provision for introducing objects or material to be exposed to the discharge, e.g. for the purpose of examination or processing thereof
    • H01J37/32—Gas-filled discharge tubes
    • H01J37/34—Gas-filled discharge tubes operating with cathodic sputtering
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
    • A61N2005/1019—Sources therefor
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
    • A61N2005/1019—Sources therefor
    • A61N2005/1023—Means for creating a row of seeds, e.g. spacers
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
    • A61N5/1014—Intracavitary radiation therapy
    • A61N5/1017—Treatment of the eye, e.g. for "macular degeneration"
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y10—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC
    • Y10T—TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER US CLASSIFICATION
    • Y10T29/00—Metal working
    • Y10T29/49—Method of mechanical manufacture

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 エンドキュリー療法 発明の背景 本発明は、放射性埋没物、それらの製法およびそれらの使用法に関するものであ る。
外科的障害のないリンパ節鎖における準臨床的な顕微鏡的転移を処置するために 、また腫瘍を肉眼的に切除したのちの術後腫瘍床を殺菌するために、外部ビーム による超高圧またはメガポルトの通常の断続放射線療法を採用することは知られ ている。外部ビーム放射線療法の採用は、充実性腫瘍を安全に処！し得ないとい う欠点をもつ。充実性腫瘍は周囲の正常な組織に対して有害な放射線強度を必要 とするからである。
ブラキテラピ−（ｂｒａｃｈｙｔｈｅｒａｐｙ１狭域療法）と呼ばれる療法にお いて腫瘍を破壊するために放射線源を充実性腫瘍内へ直接埋め込むことも知られ ている。この療法によれば大量の放射線を付与することができる。
先行技術におけるブラキテラピーの場合、線源は一般に短期間埋め込まれ、高い 放射線強度の線源である。たとえばラジウム針およびイリジウム−１９２リボン が腫瘍内へ埋め込まれ（組織間（ｉｎｔｅｒｓｔｉｔｉａｌ）ブラキテラピー） 、またはラジウム−２２６カプセルおよびセシウム−１３７カプセルが体腔、た とえば子宮内へ挿入される（体腔内（ｉｎｔｒａｃａｖｉｔａｒｙ）ブラキテラ ビー）。
ラジウム針を用いる組織間ブラキテラピー処置は幾つかの欠点、たとえば下記を もつ、（１）線量測定が困難かつ不正確である；　（２）主としてラジウム針の サイズが大きいことにより（はぼ腰椎針のサイズ）、局所不全が生じる：　（３ ）針が大型の線源であるため、均一な照射を得るのに適した数の針を腫瘍全体に 均一に埋め込むことが困難である；および（４）針は一時的に適所に配置しうる にすぎず、外科的に取り出さなければならない。
ヨウ素シードを一時的または永久に埋め込むことが知られている。先行技術によ るヨウ素シードはキャリヤーに吸着された放射性核種からなり、これが溶接閉鎖 された金属管に装入される。これは下記の欠点をもつ＝　（１）多数を人体内に 安全に埋め込むのにはかなり大きい；および（２）その構造のため、不均一な放 射線を生じる。
先行技術によるリボン状のイリジウムシードは、細片に切断されてプラスチック チューブに装入された中実イリジウムからなり、次いで到達しやすい組織内へこ れが一時的に数日間埋め込まれる。これらのシードは良好に作用するが、それら は取り出さなければならないので、それらの適用は到達しやすい身体部位数箇所 に限定される。またそれらは１種類のエネルギーとして得られるにすぎない。
先行技術による体腔内ラジウム−２２６源およびセシウム源は、ラジウム塩類ま たはセシウムを装入したた金属円筒からなる。それらは幾つかの欠点、たとえば 下記をもつ＝　（１）線量測定が困難かつ不正確である：　（２）それらは嵩高 であり、使用しにくい：　（３）円筒が大型の線源であるため、均一な放射線を 得るのに適した数の円筒を適切な位置に埋め込むまたは他の方法で挿入すること が困難である：　（４）円筒は一時的に適所に残置しつるにすぎず、状況によっ ては外科的に取り出さなければならない：および（５）線源を子宮内に配置する のに十分な程度に頚管を拡張するためには全身麻酔を必要とする。
広範なガンマエネルギー（放射線エネルギーは照射される体積に関係する）およ び多様な半減期（放射性核種の半減期は腫瘍線量率、ラジオバイオロジーおよび 、正常組織への作用に影響を及ぼす）をもつ広範な埋め込み用放射線源が得られ ないため、ブラキテラピーの適用はなお著しく制限されている。また現在得られ る限定された数の線源は、それらの構造がなお物理的に不満足なものである。
固形癌内に永久に埋め込むことができる低エネルギーの限定された寿命をもつ放 射性シードはほとんど無い（たとえば金−１９８およびヨウ素−１２５シード） 。
高周波照射により加熱しつる金属を埋め込むことにより腫瘍を加熱すること、お よび加熱しうる部材または放射性部材を過度の外科処置なしに配置するために磁 気により移動させることも知られている。これは高度に血管性の腫瘍の処置に際 して特に重要である。現在の過温症高周波治療はエンドキュリー療法と簡単に組 み合わせるのには好適でない。
発明の要約 従つて本発明の目的は、新規な放射性埋没物を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、新規な電子生成用ベータシードを提供することであ る。
本発明のさらに他の目的は、放射性物質が高エネルギーガンマ線を生じる場合、 放射性微小球状支持体上に、完全球形のタンタル、タングステン、金、白金のケ ーシング、または炭化タングステン、炭化タンタルの化合物ケーシングを付与す ることである。
本発明のさらに他の目的は、放射性物質が低エネルギーガンマ線を生じる場合、 放射性微小球状支持体上に、完全球形のチタン、ハフニウムもしくはジルコニウ ムの金属ケーシング、または炭化チタン、窒化チタン、炭化窒化チタン、窒化ハ フニウムもしくは窒化ジルコニウムの化合物ケーシングを付与することである。
本発明のさらに他の目的は、放射性物質がベータ線を生じる場合、放射性微小球 上に完全球形のダイヤモンドケーシングを付与することである。
本発明のさらＩこ他の目的は、新規な低エネルギーの永久的な多層放射性微小球 を製造することである。
本発明のさらに他の目的は、多数の放射性シードの迅速埋め込みを容易にするた めに、多層放射性シードを含む新規な組織適合性（吸収性および非吸収性）外科 用布帛を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、低エネルギーの永久的な多層放射性微小球を多数含 む新規なリボンを提供することである。
本発明のさらに他の目的は、永久または一時的に人体組織に埋め込むことができ 、安全に低エネルギーをプリバーする新規な低エネルギーの永久または一時的な 多層放射性線材を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、平均ガンマエネルギー１００ＫｅＶ以下の水準の低 エネルギーを低率で１３０日以内、腫瘍に安全にプリバーし、近代的なメガボル ト外部ビーム放射線療法によって妥当な安全性において許容される最大線量より ２．　３−５．　７倍高い腫瘍死滅線量を生じる、新規な埋没物を提供すること である。
本発明のさらに他の目的は、ヒトの充実性腫瘍に極めて高い放射線量を安全にプ リバーすることにより、処置の複合度を低下させ、一方では局所治癒率を高める 臨床結果をもたらす放射性シードを製造することである。
本発明のさらに他の目的は、永久に人体組織に埋め込むことができ、高エネルギ ー（平均ガンマエネルギー１００ＫｅＶ以上）の腫瘍照射線を平均線量率１５０ Ｇｙ／時（グレイ／時−１グレイは１００ラドに等しい）以下で１５−２０日以 内、安全にプリバーする、改良された放射性シード、多数のシードを含むリボン または放射性線材を製造することである。
本発明のさらに他の目的は、後装填チューブにより、または組織間針を埋め込む ことにより一時的に人体組織に埋め込むことができる、改良された放射性シード 、シードリボンまたは放射性線材を製造するための新規な方法を提供することで ある。
本発明のさらに他の目的は、電子またはベータ粒子を放出し、電子に対して実質 的に透明なケーシングを備えた、新規な多層放射性微小球、リボン微小球または 多層放射性線材を製造することである。
本発明のさらに他の目的は、自動供給式の組繊埋め込み銃に詰まりにくくするた めに、円筒形よりむしろ球形の形状をもつ放射性シードを提供することである。
本発明のさらに他の目的は、直径を有意に小さくして、より細いゲージの針によ る組織埋め込みを可能にすることにより、放射性シードの臨床利用性および安全 性を高めることである。
本発明のさらに他の目的は、放射性シードの製造に用いられる放射性膜の均質性 を改良することである。
本発明のさらに他の目的は、特殊な目的をもつ多層膜を含む放射性シードを製造 することである。
本発明のさらに他の目的は、放射性核種層上に拡散境界膜を含む放射性シードを 製造することである。
本発明のさらに他の目的は、たとえば磁気共鳴結像（ＮＭＲ，ＭＲ）またはＸ線 もしくは単一陽電子共鳴（ＳＰＦＣＴ）または陽電子放出トモグラフィー（ＰＥ Ｔ）などにより組繊内のシードを視覚化しうる殻を含む放射性シードを製造する ことである。
本発明のさらに池の目的は、異なる放射性核種を含むシードを同−腫瘍内へ埋め 込む場合、ある種類の７−ドを他の種類のシードから別個に識別確認しうるため に、異なる磁気共鳴結像マーカー酸を含む放射性シードを製造することである。
本発明のさらに他の目的は、摩擦を減少させ、シードの種類を識別するために色 を付加し、硬度および耐久性を高め、かつ組織適合性および耐食性を高めるシー ド最外殻を付与することである。
本発明のさらに他の目的は、子宮頚内膜を拡張することなく子宮内に配置し、ま たは尿道に与える損傷が最小の状態で膀胱内に配！することができ、かつ広範な エネルギーおよびアイソトープにおいて得られる、より小型の体腔内線源を製造 することである。
本発明のさらに他の目的は、遠隔放射エネルギーによって、過温症に対して選ば れた温度にまで高めることができる放射性シードを提供することである。
本発明のさらに他の目的は、遠隔発生放射エネルギーによって移動させることが できる放射性７−ドを提供することである。
本発明のさらに他の目的は、放射性埋没物を製造するための新規な方法を提供す ることである。
本発明のさらに他の目的は、異なるエネルギーおよび半減期をもつ多種多様な放 射性核種を含む放射性シードを製造するための新規な方法を提供することである 。
本発明のさらに他の目的は、人体組織内への永久埋め込みに有用なもの、人体組 織内への一時的な着脱式組織間針またはリボン埋め込みに有用なもの、および一 時的体腔内照射に有用なものを含めた、多種多様な放射性核種を調製するための 新規な方法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、療法用量の放射能、硬質の組織適合性保護殻、数層 の特殊目的用膜を含みうる、直径０．４０ｍｍ以下の微小球状シードを大量生産 することである。
本発明のさらに他の目的は、多数のノードの迅速な埋め込みを容易にするために 、リボンまたは線材により連結された多数の放射性シードを製造するための新規 な方法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、一時的除去性腫瘍埋没物に用いるための多種多様な 異なる放射性核種を含む多層放射性線材を製造するための新規な方法を提供する ことである。
本発明のさらに他の目的は、多種多様な異なる放射性核種のいずれかを用いて、 新規な小径（１ｍｍ以下）の高活性体腔内線源を製造することである。
本発明のさらに他の目的は、シードの製造中にシード内に放射性核種を含有させ るための新規な方法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、のちに最終シードに中性子を衝撃させた際に目的の 放射性同位体を形成する非放射性同位体元素を、シードの製造中にシード内に含 有させるための新規な方法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、放射性物質が低エネルギーガンマ線を生じる場合、 放射性微小球状支持体上に、完全球形のチタンケーシングを形成するための方法 を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、大または機械による組み立てを必要とする別個の部 品および個々のシードの溶接を排除することによって、より安価なシードを提供 することである。
本発明のさらに他の目的は、人体組織への埋め込みに用いる高品質の放射性シー ドを大規模大量生産するのに有効な低コスト法を提供し、多数の壱者がシードを 日常的に容易に入手しつる状態にすることである。
本発明のさらに他の目的は、種々の組み合わせの放射性核種、金属および合金膜 、ならびに非金属元素および化合物の硬質膜を含む各種デザインのシードを製造 する多様性を備えた改良された製法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、異なる平均ガンマ線エネルギーおよび異なる平均寿 命を含めた種々の物理的特性を備えた、改良されたシードを製造しうる、多様な 製法を導入することである。
本発明のさらに他の目的は、それらが破壊すべき種類の腫瘍または癌組織の物理 的位置およびラジオバイオロジーに最適なソードを製造しうる製法の組み合わせ を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、励起された放射性核種ガスと反応性被覆法により製 造された標的材料との反応により放射性成分が微小球内に取り込まれることより なる、放射性微小球、リボン微小球または線材を製造するための新規な方法を提 供することである。
本発明のさらに他の目的は、放射性誘電性化合物または放射性金属からなる標的 材料からの吹き付け、レーザーアブレーション、陰極アークプラズマ蒸着または 曲線式陰極アークプラズマ蒸着により放射性成分が微小球内に取り込まれること よりなる、放射性微小球、リボン微小球または線材を製造するための新規な方法 を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、放射性埋没物を使用するための新規な方法を提供す ることである。
本発明のさらに他の目的は、末端溶接によるタングステン円筒製放射性シードに 特徴的な放射線量異方性の問題を排除するための新規な方法を提供することであ る。
本発明のさらに他の目的は、病院環境における放射能汚染の危険性を減らすこと である。
本発明のさらに他の目的は、放射性成分とケーシングの間の自由空間を排除する ことにより、放射性シードのケース破裂の危険性を減らすことである。
本発明のさらに他の目的は、シード組み立てに関与する者に対する被爆の危険性 を減らすことである。
本発明のさらに他の目的は、ヒトの充実性腫瘍に極めて高い放射線量を安全にプ リバーすることにより、処置の複合度を低下させ、一方では局所治癒率を高める 臨床結果をもたらす放射性シードを製造することである。
本発明のさらに他の目的は、腫瘍壊死のための新規な療法を提供することである 。
本発明のさらに他の目的は、低線量連続照射と高線量照射を組み合わせた、腫瘍 破壊のための新規な療法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、外部付与される高エネルギー処置と共に低エネルギ ー埋没物を腫瘍内へ取り込ませる、腫瘍破壊のための新規な療法を提供すること である。
本発明のさらに他の目的は、癌細胞を感受性状態にバイアスさせ、次いでこの感 受性状態で短期間照射することによる新規な療法を提供することである。
本発明のさらに他の目的は、通常の外部ビーム放射線療法を付与する前に埋め込 んだ場合に放射線増感剤として作用する臨床結果をもたらし、低線量の放射線を 連続的にデリバリ−して腫瘍細胞サイクルの最も放射線感受性部分１こ腫瘍細胞 をブロックする放射性シードを製造することである。
以上および他の本発明の目的に従って、ワンピース型中実球形シームレス多層放 射性シード（ここでは時に多層放射性微小球と呼ぶ）は療法用量の活性をもつ球 形の放射性薄層を含む。この球形シードはたとえば下記の望ましい特性を備えて いる：　（１）その内容物は、著しい異方性なしに最高１０００ミリキユリーの 活性および完全に球形のフォトン流束量を供給する：および（２）放射性成分と ケーシングの間に自由空間がない。
好ましい形態においては、それは微小球状中心マーカー、療法用量の活性をもつ 球形の薄い放射性膜、球形の拡散境界膜、診断用結像を高めるべくデザインされ た特殊な目的のための任意の球形殻、これらの内側殻を内包する厚い球形の（最 高０．１０ｍｍ）保護殻、および特殊な目的のための薄い任意の最外殻を、ここ に挙げた順序で含む。これらの多層放射性微小球は（１）自由空間またはキャビ ティ、および（２）末端溶接を含まない。中心マーカーまたは結像用特殊殻は、 Ｘ線、ＰＥＴ、５ＰＥＣＴまたはＭＲその他の種類の結像用に選択することがで きる。
多層放射性微小球の放射性核種は希望する目的に対して選択される。たとえば第 １グループの目的に対しては、放射性核種は重み付き平均ガンマエネルギー１０ ０ＫｅＶ未満、半減期１３０日以下を有する。この多層放射性微小球を、ヒト腫 瘍組織内への永久的な組織間埋め込み用の低エネルギー永久多層放射性微小球と 呼ぶ。ガンマエネルギー１００ＫｅＶ以上の対応する多層放射性微小球を、ヒト 腫瘍組織内への永久的な組織間埋め込み用の高エネルギー永久多層放射性微小球 と呼ぶ。好ましくはその半減期は１５−２０日以下である。
第２グループの目的に対しては、放射性核種は重み付き平均ガンマエネルギー１ ００ＫｅＶ以上および半減期１５−２０日以上、または平均ガンマエネルギー１ ００ＫｅＶ未満および半減期１３０日以上を有する。この多層放射性微小球を、 ヒト腫瘍組織内への一時的着脱式組織間埋め込み用の一時的着脱式多層放射性微 小球と呼ぶ。
第３グループの目的に対しては、放射性核種は有意の高エネルギーガンマ線成分 を含まない高エネルギー電子粒子を放出する。この多層放射性微小球を、ヒト腫 瘍組織内への永久または一時的着脱式組織間埋め込み用の電子生成またはベータ 多層放射性微小球と呼ぶ。
多層放射性シードの形状、サイズおよび包装はそれらの目的に適したもの、たと えば注射用具に用いるものとしては直径０．４０ｍｍ以下の微小球であり、線材 またはリボンの場合は普通の２１ゲージ針を通して、または薄肉２２ゲージ針を 通して組織間埋め込みうる同様な直径のものである。
多層放射性微小球の放射性膜は下記のうち１または２以上のからなる：　（１） 金属、たとえばパラジウム−１０３、金−１９８、ツリウム−１７０もしくはク ロム−５６、金属混合物、放射性金属もしくは放射性核種を含む化合物の混合物 、または金属に結合した放射性核種；あるいは（２）誘電性放射性元素、たとえ ばヒ素−７３、イツトリウム−９０もしくはヨウ素−１２５、または非放射性成 分１種および放射性成分１種を含む誘電性化合物、たとえばヨウ化ジルコニウム Ｚｒ（１−１２５）４、ヨウ化ハフニウムＨｆ　（１−１２５）４、ヨウ化チタ ンＴｉ（１−１２５）ｚ、銀ヨウ化物−１２５、臭化ツリウム−１７０、マグネ シウムヒ化物−７３、カリウムヨウ化物−１２５、銀ルビジウムヨウ化物−１２ ５、もしくは銅ヨウ化物−１２５：あるいは（３）放射性誘電性化合物のいずれ かの組み合わせ：あるいは（４）２以上の放射性成分、たとえばヒ素−７３およ びジョーシト−１２５、ヒ素−７３、セレニド−７５またはパラジウム−１０３ およびヨーシト−１２５゜ 放射性膜は、たとえば下記により種々の形状で形成することもできる：吹き付け 、レーザーアブレーションイオンめっき、イオンビーム吹き付け、または陰極ア ーク蒸着により非放射性の高沸点または硬質金属と積層する；　（２）下記より なる球形拡散境界によって均一に被覆する・単一金属の殻、たとえば金、タンタ ル、パラジウムおよびチタン、または数層の金属もしくは化合物、たとえばチタ ンーパラジウムー金、金−チタン、窒化チタン（ＴｉＮ）、窒化ジルコニウム（ ＺｒＮ）、炭化チタン（ＴｉＣ）、チタ：／　（Ｔ）　、タングステン／チク： ／（Ｗ／Ｔ）、炭化タングステン（ＷＣ）、窒化タングステン（ＷＮ）　、タン グステン／窒イヒチタン（ＷＴＮ）　、窒化ハフニウム（ＨｆＮ）、炭化ジルコ ニウム（ＺＲＣ）、炭化バナジウム（ＶＣ）、炭化ホウ素（ＢＣ）、ホウ化タン グステン（ＷＢ）またはダイヤモンド。拡散境界は均一な球形の厚い（最高０． １０ｍｍ）保護殻（こより被覆されていてもよい。
放射性層の内側、または保護殻の内側の拡散境界上に、均一な球形の内側特殊目 的用膜があってもよい。この特殊目的用膜は通常のラジオグラフまた＋：！ＭＲ １ＣＴ、５ＰＥＣもしくはＰＥＴ結像法による多層放射性微小球の結像を増強す るために用いられる。たとえばこの特殊な球形内側殻は多層放射性微小球の磁気 共鳴結像のためにガドリニウムからなっていてもよＧ１゜球形の厚い外側保護殻 は下記よりなる：　（１）ヒト組織適合性であり、力１つＸ線遮蔽を最小限に押 さえるために低原子量でもある抵抗性金属、たとえ１ｆチタン、または他の耐食 性合金、たとえばステンレス鋼、あるいは（２）抵抗性のヒト組織適合性金属化 合物（被覆に際して反応性窒素、酸素、メタンまた（ま１酸イヒ炭素ガスを用い 、遷移金属または他の金属の炭化物、窒化物また１よ炭化窒化物を形成する）、 たとえば炭化チタン、窒化チタン、炭化窒化チタン、窒化アルミニウムチタン、 窒化ジルコニウムおよび窒化ハフニウム：あるし＼１ｔ（３）高ＬＸ原子量をも つ、厚さＱ、１ｍｍ以下の抵抗性のヒト組織適合性金属殻、たとえ（ｆタンタル 、白金もしくは金、または対応する化合物、炭化タングステン、炭化タンタルも しくは酸化白金、あるいは（４）組織適合性の薄い殻で被覆されたヒト組織不適 合性金属殻。
組織適合性である薄い最外層膜が含まれる場合、それは吹き付けられたダイヤモ ンド、タンタル、タングステンまたはチタンであり、厚（１保護用金属ケーシン グを覆うべきである。この場合、より毒性が高Ｌ１が、低原子量である金属、た とえばベリリウム、バナジウム、二・ツケルおよび窒化ホウ素力（厚しＸ保護ケ ーシングとして用いられる。薄い外側殻はシードの物理的特性を高めるべくデザ インされた特殊目的用膜、たとえばダイヤモンドもしくはダイヤモンド様カーボ ン、白金またはタンタルからなっていてもよい。これらの殻は硬度および耐食性 を付加することによって、個々に多層放射性微小球を強化する。
薄い最外層膜は異なるシード識別色を得るためにも用いられる。たとえば薄い最 外層膜は窒化チタン（Ｔ　ｉ　Ｎ）からなって金色を生じ、炭化窒化チタン（Ｔ ｉＣＮ）からなって褐色を生じ、窒化アルミニウムチタン（ＴｉＡＩＮ）からな って黒色を生じ、炭化チタン（Ｔ　ｉ　Ｃ）からなって灰色を生じ、窒化ジルコ ニウム（ＺｒＮ）からなって銀黄色を生じ、窒化ハフニウム（ＨｆＮ）からなっ て黄緑色を生じる。
中心球または他の殻は、適温症に対して遠隔放射エネルギーにより加熱しうる材 料から形成され、および／または組織に対する損傷を避けるために外部放射エネ ルギーを用いてそれを移動させるために、シードに力を付与しつる材料から形成 されてもよい。たとえば誘導高周波エネルギーにより加熱されてキュリ一温度に 達し、かつ過温症に適したキュリ一温度、たとえば５０℃を示す強磁性材料を用 いることができる。さらに強磁性材料は外部から付与された磁界によりシードを 移動させることができる。
多層放射性微小球を用いる療法の１形態においては、多数の低活性多層放射性微 小球（３０−３００）をヒト腫瘍組織内へ約１ｃｍ間隔で体積全体に永久的に埋 め込み、これにより１．ＯＧｙ／時以下時好下しくは０．２０Ｇｙ／時以下の連 続した低線量率−低エネルギーの放射線を生じ、多層放射性微小球の平均寿命に わたって８Ｏ−４００Ｇｙの最小線量を腫瘍体積にプリバーする。
多層放射性微小球（ＭＲＭ）を用いる療法の他の形態においては、少数の高活性 多層放射性微小球（１−１０）をヒト腫瘍組織内へ永久的に埋め込み、これによ り１．ＯＧｙ／時以下時好下しくは０．２０Ｇｙ／時以下の連続した低線量率− 低エネルギーの放射線を生じ、多層放射性微小球の平均寿命にわたって８〇−４ ００Ｇｙの最小線量を腫瘍体積にプリバーする。
さらに他の形態の療法においては、腫瘍に長期間の低エネルギー放射線を付与し たのち、短期間の高エネルギー放射線を付与する。１形態においては、低エネル ギー放射線は腫瘍細胞をそれらの細胞サイクルの最も放射線感受性部分にブロッ クする放射性増感剤として作用し、腫瘍細胞が増感された時点で高エネルギービ ームを付与する。
１形態においては、低強度の放射性シードを埋め込んで長期間の低強度放射能を 付与し、高強度用として外部放射線を用いる。この形態においては、４Ｏ−８Ｑ Ｇｒａｙの比較的低い放射線量が実質的に連続して低線量率で３０−２００日間 、好ましくは約３０日間にわたってプリバーされる。この目的を達成するために は１個または数個のシードの一時的または永久的埋め込みが採用される。この低 線量率の放射線は腫瘍細胞をそれらの細胞サイクルの最も放射線感受性部分にブ ロックする。これらは２４時間毎に２分間にわたって週５日間付与される、通常 の日毎に分断された放射線デリバリ一時点で適切に死滅する。
放射性物質の漏出を避けるために、放射性層の物質と化学的に反応する金属の層 を放射性物質上に、かつ解離（ｄｅｆｕｓｉｏｎ）層の前に吹き付けるか、また は池の方法で被覆する。たとえば、漏出を減少させるために、銀を均一な殻とし て放射性ヨウ化物層上に被覆することができる。可能な最低圧力下に被覆するこ とにより、また微小球が互いに溶接するのを避けた状態で最大エネルギーを導入 することにより、境界層の密度および均一性を最大限に高めることができる。
多層放射性微小球の大量生産に適した微小球の多層殻を形成するためには、微小 球状支持体を、放射性層、厚い保護殻（最高０．１ｍｍ）、ならびにある種の形 態においては拡散境界膜、任意の特殊目的用結像増強膜、および任意の薄い特殊 目的用最外殻からなる、多層の均一に球形の殻で被覆する。
この微小球は電子的手段で構成されるので、別個のシード部品を組み立て、放射 性物質を内包するチタン管を溶接する必要のない製法により製造するのに適して いる。採用される方法においては：　（１）１００−１０００個の多層放射性微 小球を被覆装置の１バツチまたは１回の操作で製造することができ：かつ（２） 標的材料、被覆雰囲気または被覆処理の操作パラメーターを変更することにより 、多層放射性微小球のデザインを容易に変更し、またはその成分もしくは放射性 核種の種類を容易に変更することができる。
殻の調製に際しては、既存の被覆法が採用される。１形態においては、吹き付は 蒸着、レーザーアブレーション、または陰極アークプラズマ蒸着システムにおい て１または２以上の放射性誘電性材料または金属材料を標的として用し）で、微 小球状支持体、リボン−微小球または線材支持体上に安定な放射性核種−金属殻 を形成する。さらに放射性材料と非放射性材料の組み合わせを使用しつる。
放射性核種膜の付着または放射性核種と高沸点金属の積層は均一でなければなら ない。この殻の山対谷の高さの変動は±４００オングストロームを越えるべきで ない。それは均一性、球形性において高品質でなければならず、マクロ粒子、孔 その他の欠陥を含むべきでない。
他の薄層は均一でなければならないが、均一性の欠如に対してさほど敏感でない 。それらの層は拡散境界膜であり、ある形態においては結像膜である。比較的厚 い保護殻、たとえば０．　１５ｍｍのものは、均一性に関してより厳密でない。
これらの支持体はすべて結合する方法により付与されるので、実質的に部材にボ イドはない。一般に吹き付けが好ましく、厚い層はど高い電力および大型の標的 が用いられ、薄い層はど小型の標的および低い電力が用いられ、従って異なる殻 について同一装置を用いることができ、異なる標的に異なる時間でエネルギーを 与えることにより、厚さの相異にもかかわらずすべてが妥当な速度で付与される 。比較的厚い殻は陰極アークプラズマ蒸着法により付与することもできるが、こ の方法は通常は同じ均一性で付与されない。わずかな形態においては電解が適し ているが、電解は大部分の用途において吹き付けほど均一な表面領域を与えず、 微小球の場合はすべての面に均一性を得ることが困難である。
一般に布帛、線材およびリボンはそれらを真空中に懸垂した状態でめっきするこ とができるが、微小球はそれらの全面が被覆されるようにそれらをバウンドさせ るレビテーション装置、たとえばバイブレータ−を必要とする。最も均一な殻は 真空法により付与されるが、これらの製品に望まれる殻の均一性および密な接触 を形成しつる方法は他にもある。ある種の放射性核種は軟質の低沸点金属である ので、微小球が互いに溶接するのを防ぐために特別な予防措置をとることができ る。このような予防措置の１つは、低沸点の放射性核種と高沸点金属を交互配置 した面または同一面で組み合わせることである。１−５％の電気陰性ガス、たと えば酸素ガスを注入すると、微小球真空溶接が行われる。他の形態においては、 ガス状放射性核種を被覆過程で金属と結合させることにより、たとえば放射性核 種ガスを金属と共にアルゴン雰囲気で吹き付けて放射性核種と金属を結合する化 合物の殻を形成することにより、放射性核種を結合させることができる。
多層放射性微小球の放射性微小球支持体殻は、たとえば下記の数種の方法のいず れかにより形成しうる：　（１）放射性金属標的からのｄｃ吹き付け、または（ ２）放射性誘電性標的を用いる高周波もしくはマグネトロン吹き付け：または（ ３）励起された放射性ガス中で反応性吹き付は蒸着して、放射性ガスと吹き付け られた標的材料の放射性化合物である殻を形成する：または（４）励起された放 射性ガス中で反応性陰極アークプラズマ蒸着して、放射性ガスと吹き付けられた 標的材料の放射性化合物である殻を形成する：または（５）励起された放射性ガ ス中で陰極アークイオン源を用いる反応性イオンビーム吹き付けにより、放射性 ガスと吹き付けられた標的材料の放射性化合物である殻を形成する；または（６ ）励起された放射性ガス中で電子ビーム源を用いる反応性イオンめっきにより、 放射性ガスと吹き付けられた標的材料の放射性化合物である殻を形成する。また は（７）放射性誘電性標的を用いる陰極アークプラズマ蒸着：または（８）放射 性ガスの存在下でのレーザーアブレーションにより支持体上に放射性金属化合物 を形成する。
陰極アークプラズマ蒸着に用いるか、またはｒｆもしくはマグネトロン吹き付け に用いる放射性誘電被覆された平面金属標的は、金属平面支持体を反応性ｄｃ、 ｒｆもしくはマグネトロン吹き付け、反応性陰極アークプラズマ蒸着、反応性イ オンビーム吹き付け、または反応性イオンめっきにより放射性誘電性化合物で被 覆することにより製造され、その際放射性化合物の殻は励起された放射性核種お よび非放射性金属標的から形成される。
多層放射性微小球の大量生産を最適なものにするために２工程法が採用され、放 射性誘電性もしくは金属標的を用いる吹き付は蒸着、または放射性核種ガス中に おける反応性吹き付は蒸着を採用して微小球状支持体上に均一な放射性殻を形成 し、次いでイオンめっき、または陰極アークイオン源を用いるイオンビーム自己 吹き付け、もしくは陰極アークプラズマ蒸着、もしくは大型吹き付は銃を用いる 高エネルギー高蒸着速度の吹き付けにより、放射性微小球上に残りの殻および球 形の厚い保護金属殻を形成する。
多層放射性微小球の大量生産のための他の方法は１工程法からなり、陰極アーク イオン源を用いる反応性陰極アークプラズマ蒸着、反応性レーザーアブレーショ ン蒸着もしくは反応性イオンビーム吹き付け、または反応性イオンめっき（いず れも励起された反応性放射性核種ガス／不活性ガス混合物中で行われる）を採用 して、微小球状支持体上に平滑な球形の安定な化合物の放射性殻を形成し、次い でイオンめっき、イオンビーム吹き付け、陰極アーク蒸着またはレーザーアブレ ーションにより、放射性微小球上に残りの殻および球形の厚い保護金属殻を形成 する。
多層放射性微小球の大量生産のためのさらに他の適切な方法はｌ工程法がらなり 、放射性誘電性または金属標的を用いる陰極アークプラズマ蒸着を採用して、微 小球状支持体上に放射性殻を形成し、次いで＃極アークプラズマ蒸着を採用して 、放射性微小球上に残りの殻および球形の厚い保護金属殻を形成する。
レビテーションされた微小球間の真空溶接を排除するために、軟質の低沸点元素 （真空溶接されやすい）と硬質の高沸点元素（真空溶接されにくい）を積層する 。微小球状支持体上はバイアスされ、吹き付け、イオンめっき、イオンビーム吹 き付けまたは陰極アーク蒸着における反応性ガスによる反応性付着効率が改善さ れる。さらに、他の吹き付は装置から電気的に断路されたバウンド用パン（ｂｏ ｕｎｃｉｎｇ　ｐａｎ）を用いて容量性バイアス効果（ｃａｐａｃ　ｉ　ｔ　１ ｖｅｂｉａｓ　ｅｆｆｅｃｔ）を生じることにより、レビテーションが改善され 、さらに溶接が少な（なる。容量性バイアス効果を生じるためには、バウンド用 パンは導電性ライナーを含む絶縁性セラミックであるか、または絶縁性材料で被 覆した導体である。この材料はバイアスを生じるポテンシャル源に導体によって 接続される。バウンド用パンは、そのシステムの共鳴周波数とわずかに異なる周 波数に変換される超音波変換器７こより高電力で駆動される。
数形態の医療用デバイスを作成することができる。１形態においてリボン−多層 放射性微小球支持体は、被覆前にリボンに付着した微小球を含む。次いで殻を付 与して、シード迅速な埋め込み用のリボン面を形成する。ある形態においては、 コンタ−付き（ｃｏｎｔｏｕｒｅｄ）放射パターンを得るために、殻が異なる位 置において異なってもよい。他の形態においては、多層放射性線材デザインが、 吹き付け、レーザーアブレーションイオンめっき、イオンビーム吹き付けまたは 陰極アーク蒸着により線材支持体に付与された殻を含む。変動する活性がコンピ ューター処理された処置プランに調和すべく制御された様式で単位長さ当たり付 着する方法で、支持体線材上に量的な差をもって放射性材料を付着させる。
他の形態においては、布帛上に間隔を置いて配置された多数の多層放射性微小球 、または多数の多層放射性微小球からなる小形化した体腔用線源を含む吸収性ま たは非吸収性布帛を製造する。この布帛および微小球支持体上に、または布帛形 成に際してマスキングを用いて微小球支持体上のみに、殻を連続層状に付与する 。また最終微小球をセルロース布帛の製造に際して埋め込むこともできる。小形 の体腔用線源を形成するためには、まず吹き付けその他の製法により微小球を形 成し、次いで容器内へ後装填し、これを溶接閉鎖する。さらに他の形態において は、眼球用（ｏｃｕｌａｒ）アプリケーターを構成し、この有効面に吹き付け、 イオンめっき、イオンビーム吹き付け、陰極アーク蒸着またはレーザーアブレー ションにより放射性多層体を付着させる。
製造されたある形態により、既知の方法を改良することができる。たとえば高周 波照射を付与することによりインサイチュ−で誘導加熱しつる強磁性合金を含む 、改良された多層放射性微小球を形成することができる。殻は臨床過温症に有用 な温度においてキュリー変換を経過して誘導加熱の受容を停止し、こうして適正 な体温が維持される。同様に一時的な着脱式の埋め込み用中実多層放射性針は多 種多様な放射性核種を含み、通常のラジウム含有針より薄く、従って大きな組ｗ ｉ損傷なしに使用することができ、埋没物の幾何学的形状が改良される。
本発明の放射性単一シードのデザインは幾つかの利点、たとえば下記を備えてい る：　（１）それは先行技術の放射性シードより小さく、球形であり、従って人 体組織への挿入の損傷がより少ない状態で、より広範に、より容易に使用するこ とができる。（２）それはより強固であり、高い構造一体性をもち、従ってより 安全である：　（３）それは対称的かつ均一であり、従って対称的線量測定によ り示されるように対称的照射領域を生じる。（４）それは個々の用途のために選 ばれた異なるエネルギーおよび半減期をもつ多種多様なアイソトープを用いて構 成することができ、従って処置される癌の種類に最適なラジオバイオロン−を得 ることができる：　（５）それは安価である：　（６）臨床作業において、それ は外部ビーム照射により達成されるものより２−５倍高い腫瘍線量を安全にプリ バーすることができる；ならびに（７）それらの異なる結像造影剤層または中心 支持体により、異なる多層放射性微小球を識別することができる。
使用に際して、これらの微小球は幾つかの利点、たとえば下記を備えている＝（ １）いずれかの解剖学的位置に埋め込まれ、放射線増感剤として作用する多層放 射性微小球による比較的低い連続した線量の放射線を組み合わせることによって 、処置の効果的緩和が得られ、このため通常の短期外部ビーム放射線療法がはる かに効果的となる：　（２）電子線量はＸ線線量より局在しているので、電子生 成シードの使用によって低エネルギーの永久ガンマ線シードを用いて達成される ものより放射線局在性が改良される；　（３）異なる半減期およびフォトンまた は電子エネルギーをもつ異なる種類の多層放射性微小球を同一操作により腫瘍内 へ埋め込んで、腫瘍療法を最適なものにすることができる。ならびに（４）一時 的着脱式埋没物ではな（寿命の短いシードの永久埋め込みの採用によって、多数 日間にわたり皮膚表面を貫通して感染経路となる露出したチューブが排除される 。
これらの微小球を用いて調製しつる複合デザインによっても、たとえば下記の利 点が得られる：　（１）迅速な外科的埋め込みに有用な、シードを含むリボンお よび組織適合性布帛を調製することができる：　（２）多数のシードを含む薄い リボンのデザインにより、中空の組織間針を用いて多数のシードを迅速に埋め込 むことができる：　（３）多数の放射性シードを含む組織適合性の外科用布帛に より、シート状の均一な間隔を置いた放射性シードを手術中に迅速に埋め込むこ とができる；ならびに（４）放射性シードの埋め込みに用いられる各種の外科処 置および用具を患者の要望により良く適合させることができる。
線材状多層放射性デザインによって同様にたとえば下記の利点が得られる：（１ ）それを細片に切断し、一時的着脱式埋設物用として後装填カテーテル内、また はナイロンもしくはポリエチレンリボン内に装入し、あるいは適宜な容器の内側 に装入して各種の体腔内線源を構成することができる；　（２）それは柔軟であ り、すなわち一時的埋没物のためにスリーブを付加して、もしくは付加しないで 、長い針として維持されるという利点をもつ。
カプセル封入した場合：　（１）本発明の小径シードを多数用いて、より小型の 体腔内カプセルを構成することができるので、これらの多層放射性微小球は体腔 内療法を簡略化する；　（２）１種または数種の多層放射性微小球を適宜な容器 内に多数個ソールすることにより、極めて低いものから極めて高いものまで種々 のエネルギーをもつ多種多様な放射性核種を体腔内複合線源に内包させることが できる：　（３）体腔内線源または線源ホルダー上に配置された比較的薄い高原 子量の箔を用いることにより、低エネルギーの多層放射性微小球からなる低エネ ルギー体腔内線源を用いて隣接する生体構造、たとえば直腸および膀胱を選択的 にシールドすることができる。
放射性埋没物の製造に関して幾つかの利点、たとえば下記が得られる：　（１） 別個の（放射性）部品を組み立てる必要のない多種多様なデザインを大量生産す ることができる。（２）シード組成の変更を容易に行うことができる：（３）個 々の腫瘍の種類に最適な多層放射性微小球、多層放射性線材、リボン−多層放射 性微小球またはオプチカルプラク（ｏｐｔｉｃａｌ　ｐｌａｑｕｅ）を受注製造 することができる＝　（４）同一の付着装置を用いて、単に付着パラメーターを 変更することにより、または付着する元素の種類、厚さおよび成層を変更するこ とにより、要求に応じて新型の多層放射性微小球、多層放射性線材およびリボン −多層放射性微小球を製造することができる：　（５）多数の任意の異なる種類 の積層材料、たとえば結像造影剤、着色シード識別マーカーまたは補助の保護用 外層を含むシードを構成することができる：　（６）吹き付け、レーザーアブレ ーションイオンビーム吹き付け、陰極アークまたは曲線式陰極アークプラズマ蒸 着、反応性蒸着およびイオンめっきの高エネルギー法を採用することにより、バ ルク材料に比べてこの方法で被覆された金属の硬度が増大する；ならびに（７） 単位長さ当たり、または単位表面積当たりの付着量を制御下に変更することによ り、３次元コンピューター処理ブラキテラピー処置プランの要求に的確に調和す るブラキテラピー線源を受注製造することができる。
多種多様な半減期および強度の埋没物を提供しうろことにより、幾つかの利点、 たとえば下記が得られる。（１）より小型の永久シードは、より細い針を用いて 、より少ない合併症の危険性において、より多数のシードをより多数の身体部位 に埋め込むことを可能にする。（２）短時間作用性−高エネルギーシードおよび 長時間作用性−低エネルギーシードの組み合わせを同一操作で埠め込むことがで きる：　（３）ある状況下では反復した一時的着脱式埋め込み法の代わりに短い 半減期のシードを反復して埋め込むことができ、これにより一時的着脱式埋め込 みに付随する感染の危険性が少なくなる；　（４）高エネルギー短半減期のシー ドは一時的着脱式埋め込みに匹敵する結果をもたらすが、それらは一時的着脱式 埋没物が到達し得ない部位に付与することができる。（５）短い半減期のシード は′腫瘍ブースト′として埋め込むことができ、外部ビーム放射線療法によりプ リバーされる′腫瘍ブースト′を代替および改良する。（６）得られる多種多様 なシードを用いて、多くの癌をブラキテラピーのみでより効果的に処置すること ができる；　（７）１種または数種の多層放射性微小球を適宜な容器内に多数個 シールすることにより、極めて低いものから極めて高いものまで種々のエネルギ ーをもつ多種多様な放射性核種を体腔内複合線源に内包させることができる；　 （８）体腔内線源または線源ホルダー上に配置された比較的薄い高原子量の箔を 用いることにより、低エネルギーの多層放射性微小球からなる低エネルギー体腔 内線源を用いて隣接する生体構造、たとえば直腸および膀胱を選択的にシールド することができる。
本発明のリボン、線材、プラクおよび布帛は下記の利点を備えている。（１）単 一リボン上に付与された多層放射性微小球は、細いゲージの中空針を用いて、組 織埋め込み針からスタイレットによって、針を抜き出す際に多層放射性微小球リ ボンを押し出すことにより、多数の多層放射性微小球を同時に埋め込むことがで きる；　（２）本発明のリボン−多層放射性微小球は、極めて細い２１または２ ２ゲージの針により埋め込むことができる；　（３）本発明の布帛はそれを配置 した組織に自己付着し、組織吸収性または組織−非吸収性のいずれであってもよ い：　（４）多数の多層放射性微小球を含む布帛を用いることにより、組織間針 またはノードガンを必要とせずに多数のシードを埋め込むことができる：ならび に（５）適宜な強さくｓｔｒｅｎｇｔｈ）および効果的処置に適した強度（ｉｎ ｔｅｎｓｉｔｙ）を備えた極めて薄いプラク、たとえばオプチカルプラクを構成 することができる。
図面の要約 以上に述べた本発明の特色および他の特色は添付の図面を参照すると、以下の詳 細な説明からより良く理解されるであろう。
第１図は、本発明の１形態による多層放射性微小球の半球断面図である：第２図 は、他の形態の多層放射性微小球の断面図である；第３図は、さらに他の形態の 多層放射性微小球の断面図である。
第４図は、さらに他の形態の多層放射性微小球の断面図である。
第５図は、さらに他の形態の多層放射性微小球の断面図である：第６図は、体腔 内放射線放出性埋没物の１形態の縦断面図である：第７図は、ワイヤまたはロン ド様部材として形成された本発明の他の形態の透視図である： 第８図は、リボン様形態の立面断面図である；第９図は、第８図の形態の上面断 面図である；第１０図は、本発明の１形態によるオプチカルプラクの平面図であ る：第１１図は、第１０図の形態の線１１−１１に沿って得た断面図である；第 １２図は、本発明による他の形態のオプチカルプラクの平面図である；第１３図 は、さらに他の形態のオプチカルプラクの平面図である。
第１４図は、さらに他の形態のオプチカルプラクの平面図である：第１５図は、 さらに他の形態のオプチカルプラクの平面図である：第１６図は、さらに他の形 態のオプチカルプラクの平面図である：第１７図は、さらに他の形態のオプチカ ルプラクの平面図である；第１８図は、本発明の布帛型形態の平面図である：第 １９図は、本発明の１形態を適用する様式を示す、眼の模式図である；第２０図 は、埋め込み銃の模式図である。
第２１図は、微小球製造装置の１形態の模式図である。
第２２図は、微小球製造装置の他の形態の模式図である：第２３図は、微小球製 造装置のさらに他の形態の模式図である；第２４図は、微小球製造のさらに他の 形態の模式図である：第２５図は、微小球製造装置のさらに他の形態である。
第２６図は、微小球製造装置のさらに他の形態である：第２７図は、微小球製造 装置のさらに他の形態である：第２８図は、微小球製造装置のさらに他の形態で ある：第２９図は、微小球製造装置のさらに他の形態である：第３０図は、放射 線放出性リボン製造装置の模式図である：第３１図は、長い放射線放出性部材に 沿って単位長さ当たりの放射性核種を変動付着させるための他の形態の模式図で ある。
第３２図は、微小球製造装置に用いる標的アセンブリーの１形態の模式図である ： 第３３図は、微小球に殻を付着させるための好ましい形態の前両立面図である第 ３４図は、第３３図の形態のフラグメント伏倒両立面図である；第３５図は、第 ３３図の装置のチャンバ一部分を簡略化した、拡大立面図である： 第３６図は、第３３−３５図の形態に用いるバウンド用パンおよびそれに用いる ドライバーの部分模式および部分断面、フラグメント状立面図である：ならびに 第３７図は、第３３−３６図の形態に用いるバウンド用パン構造体の展開した、 部分断面、フラグメント状立面図である。
詳細な説明 第１図には、中心球体１２および成層区分１４を含む放射線放出性または放射性 微小球１０の断面図が示され、層間または中心球体１２と成層区分１４の開に空 間またはボイドがなく、末端溶接もない。それは外径１ｍｍ以下を有し、処置に 応じて選ばれた療法用量の放射線を供給する。
中心区分は微小球であり、普通は中実であるが、中空であってもよい。好ましい 形態においては、中心区分を形成する材料はそれの上に付与される他の有用な殻 の支持体として作用すべく、またある状況下では他の機能を果たすべく、たとえ ば埋没物を確認または位置決定すべ（選ばれる。この後者の目的のためには、放 射線、たとえばＸ線に対して不透明であるか、または他の装置によって容易に検 出しうるように選ばれる。中心区分１２自体が療法用放射線である場合、成層区 分１４の層の数は少な（でもよい。
中心区分またはコア１２は直径１ｍｍ以下であり、好ましい形態においては一般 に０．２ｍｍである。しかし、異なる被覆処理に適合させるため、または中心区 分を検知することによりある放射線放出性球体を他から識別するためなどに、そ のサイズが変動してもよい。好ましい形態においては、材料はその機能に応じて 選ばれる。
この支持体中心またはコア１２は高い原子番号の金属または合金、たとえばイリ ジウム、白金、金、タンタル、タングステンまたは鉛で作成しつる。さらにラジ オクラフにおいて満足しつる程度に視覚化される、これより低い原子量の金属ま たは合金を用いることができ、これにはたとえばモリブデン、インジウム、リチ ウム、銀、銅および鋼が含まれる。白金、タンタル、金および銀が、通常のラジ オクラフにおける高い可視性のため、本発明の好ましいＸ線マーカーである多層 放射線放出性微小球コア支持体材料である。
シードの磁気共鳴結像のみが臨床的に望まれ、Ｘ線結像は不必要である、ここに 示す他のシードデザインにおいては、シードコア１２は非金属、たとえばカーボ ンまたはダイヤモンドからなり、後記の磁気共鳴結像シグナルを形成する外側シ ーＦａ（ガドリニウム）がシード像を形成する。
強磁性コアを含まない多層放射線放出性微小球は本質的に非磁性である。この強 磁性金属の不在は、埋め込まれるシードが重要な構造体に近接して、たとえば脳 の動静脈奇形付近に埋め込まれる臨床状況にとっては、有利である。この場合、 磁気共鳴結像装置により生じる強力な磁界は強磁性金属を含有するシードを押し やりまたは移動させるのに十分な力を及ぼす可能性がある。脳内で磁気的（こ押 しやられたシードは直ちに患者の神経障害、発作または死を引き起こす可能性が ある。それが脳を髄液中へ失われる可能性もある。
第１図の放射線放出性微小球の形態１０において、成層区分１４は中心区分１２ から外側へ３層１６．１８および２０をここに挙げた順序で含む。各層１ま同心 であり、それらは数種の療法のいずれかに従って選ばれる。のちに記載する他の 形態はさらに他の殻を含み、ある形態は中心区分への各層の、もしくは層相互の 付与性を改良するためにプライマー殻を必要とし、または２層の界面にそれらの 材料の混合物を用いるなど、手法の慎重な選択を必要とする。
好ましいプライマー金属には、チタン、アルミニウム、スズ、タンタル、バナジ ウム、窒化チタン、ヨウ化チタン、酸化チタン、炭化チタン、または合金、たと えばステンレス鋼もしくはニッケル合金が含まれる。１殻または中心区分の層材 料がプライマー金属と良好な表面親和性をもたない場合、中心支持体および放射 性物質である第１殻に関してのちに記載するように、両膜の、または中心微小球 とその第１殻の材料からなる段階的界面を形成することもできる。
層１６は、均一に分布し、高度に制御された、均質、平滑な、薄い（０，０１０ ，０４５ｍｍ以下）球形の放射線放出性膜であり、これはボイド空間なしに密に 接触した層を形成するいずれかの方法で製造される。殻１６の材料は、下記を含 むいずれかの放射線放出性材料である。（１）低エネルギーの永久的な組織間イ ンプランテーション用としては、重み付き平均ガンマエネルギー１００ＫｅＶ未 満、および半減期１３０日以下の放射性核種、または（２）高エネルギーの永久 的な組織間インプランテーション用としては、重み付き平均ガンマエネルギー１ ００ＫｅＶ以上、および半減期１５−２０日以下の放射性核種；または（３）一 時的着脱式組織間インプランテーション用としては、重み付き平均ガンマエネル ギー１００ＫｅＶ以上、および半減期１５−２０日以上、もしくは平均ガンマエ ネルギー１００ＫｅＶ未満、および半減期１３０日以上の放射性核種；または（ ４）永久もしくは一時的着脱式組織間インプランテーション用としては、有意の ガンマ線成分を含まない高エネルギー電子粒子を放出する放射性核種。それは金 属、金属混合物、誘電性化合物、誘電性化合物混合物、普通はガスであるが放射 線放出層１６または複数の層材料の金属その他の材料に結合した放射性核種のい ずれであってもよい。
目的特性を得るためには、層１６の材料は下記のものであってもよい；パラジウ ム−１０３、金−１９訳ツリウム−１７０もしくはクロム−５６よりなる群から 選ばれる金属、またはこれらの組み合わせ、または誘電性放射線放出性元素、た とえばヒ素−７３、イツトリウム−９０もしくはヨウ素−１２５、またはこれら の組み合わせ、または非放射線放出性成分１種および放射線放出性成分１種を含 む誘電性化合物、放射線放出性成分はたとえばヨウ化ジルコニウムＺｒ（１２５ ）４、ヨウ化ハフニウム（１２５）４、ヨウ化チタン（１２５）２．１２５ヨウ 化銀、臭化ツリウム−１７０，７３ヒ化マグネシウム、１２ｓヨウ化カリウム、 ＋５ヨウ化銀ルビジウム、または１２５ヨウ化銅。これにはヒ素−７３およびヨ ウ素−１２５、ヒ素−７３セレン−７５およびパラジウム−１０３，１２５ヨウ 素のいずれかを含めた２種以上の放射線放出性成分を含有する放射線放出性誘電 性化合物膜力（含まれるか、またはそれは非放射線放出性材料および放射線放出 性材料と積層されていてもよい。これらの材料のリストは適切な標的材料の第１ −１９表に示され、ガスは第２０−５８表に示される。
さらに、最初から放射線放出性微小球である代わりに、層１６は最終的形態では ない材料から形成され、たとえば核もしくは中性子衝撃による放射線の付与（こ より、またはエネルギー源、たとえば熱の下で他の層の材料と結合すること（こ より、変化してもよい。たとえば１段階発現の微小球は、目的とする放射線放出 性アイソトープの非放射線放出性アイソトープ前駆物質（たとえば第１−１５表 に＊で表示した元素）である殻を含む。この多層放射線放出性微小球の一例１よ 、最初は非放射線放出性パラジウム−１０２またはサラ１功ムー１４４のプライ マ１ノー殻を含むが、のちｌこ核反応器または″中性子オーブン′中の中性子に より照射されて、それぞれ放射線放出性パラジウム−１０３またはサラ１功ムー １４５を含む最終的な多層放射線放出性微小球を形成することができる。
表１゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用放射核種（主ガンマエネルギーは１００Ｋ ｅＶより低く、半減期は１３０日より短Ｌ１）放射核種　半減期　主ガンマエネ ルギーＡｓ−７３８０，３日　５３．４ＫｅＶＳｅ−７２８，４日　４６．０Ｋ ｅＶ Ｐｄ−１００３，６日　７５−８４ＫｅＶ本Ｐｄ−１０３１７，０日　３９．　 ７　（０，０２％３５７ＫｅＶ）Ｐｄ−１１２２１，０時間　１８．５ＫｅＶ＊ Ｔｅ−１２３ｍ　１１７．０日　８８　１５９ＫｅＶＴｅ−１２７ｍ　１０９． ０日　８８．３ＫｅＶＴｅ−１２５ｍ　５８．０日　３５．５ＫｅＶｒ−１２５ ５９，９日　３５．５ＫｅＶ＊Ｃｅ−１４１３３，０日　１４５ＫｅＶ本Ｎｄ− １４７１０，９日　９１．１ＫｅＶ　（１３％５３１ＫｅＶ）Ｔｂ−１５１１７ ，６時間　１０８−７３１ＫｅＶＴｂ−１５５５，３日　８６．５−１０５．３ ＫｅＶ本放射性同位体は対応する（自然発生）同位体の中性子照射により製造で きる、すなわち非−放射活性微小球の製品を最終製品と”中性子オーブン”中に 置いて連続的に活性化できる。
表２゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用放射核種（主ガンマエネルギーは１００Ｋ ｅＶより低く、半減期は１３０日より短い）放射核種　半減期　主ガンマエネル ギーＴｂ−１６１６，９日　２５．６−７４．６ＫｅＶＤｙ−１６６８１，６時 間　８２．５ＫｅＶ　（０，５％４２６ＫｅＶ）ＨＯ−１６６１，１日　８０． ６ＫｅＶ　（０，６％１．４ＭｅＶ）零Ｅｒ−１６８９，４日　８．４２ＫｅＶ 享Ｔｍ−１７０　１２８．　６日　８４．　３ＫｅＶＳｂ−１１９３６，１時間 　２３．９ＫｅＶＬｕ−１７６ｍ３．６時間　８８．３ＫｅＶ零〇５−１９１　 １５．　０日　４９−１８４９−１８６ＫｅＶＨ６４，１時間　７７．４ＫｅＶ 零Ｐｔ−１９５ｍ　４．　０日　３ｌ−１３０ＫｅＶＴｈ−２３１２５，２時間 　２５．６−８４．２ＫｅＶ（０，２％１０８ＫｅＶ） Ｔｈ−２３４２４，１日　６３．３−９２．７ＫｅＶ（０，３％１１３ＫｅＶ） 享放射性同位体は対応する自然発生の同位体の中性子照射により製造できる、す なわち多層の非−放射活性微小球の製品を”中性子オーブン”中でシードを活性 化することによって放射活性のある最終製品に転換できる。
表３゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用放射核種（主ガンマエネルギーは１００Ｋ ｅＶより低く、半減期は１３０日より短い）放射核種　半減期　主ガンマエネル ギーＰｕ−２３７４５，１日　５９．５ＫｅＶＵ−２３１４，２日　２５．６　 ＫｅＶ　（１３％）８４．２ＫｅＶ　（６％） ＴＩ−２０１３０，５日　ＨｇＫ−Ｘ−ｒａｙ本放耐放射性同位体応する自然発 生の同位体の中性子照射により製造できる、すなわち多層の非−放射活性微小球 の製品を”中性子オーブン”中でシードを活性化することによって放射活性のあ る最終製品に転換できる。
表４ 高エネルギー永久多層放射性微小球用放射核種主ガンマエネルギーは１００Ｋｅ Ｖより高（、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　半減期　主ガンマエ ネルギーに−４３２２，３時間　３７３ＫｅＶ Ａｓ−７４１７，８日　５９５ＫｅＶ Ａｓ−７７３８，８時間　２３９ＫｅＶＳｃ−４７３，４日　１５９ＫｅＶ Ｚｒ−８６１６，５時間　２３４ＫｅＶＩｎ−１１１２，８日　１７０−２ｌ７ ０−２４５ＫｅＶＳ　４６．７時間　１０３Ｋｅ１０３ＫｅＶＳ　９．４時間　 ８７−２０４ＫｅＶＥｕ−１５７１５，２時間　６４−４１３ＫｅＶＧｄ−１５ ９１８，６時間　３６４ＫｅＶＰｄ−２０３２，２日　２７９ＫｅＶ Ｖ−４８１５，９日　９８４ＫｅＶ Ｃｒ−４８２１，６時間　１１６　３０５ＫｅＶ零Ｆｅ−５２８，２時間　１６ ８−３７７ＫｅＶ表５゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用放射核種主ガンマエネルギーは１００Ｋｅ Ｖより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　半減期　主ガンマエ ネルギーＣｕ−５７６１，９時間　９１．２−１８４ＫｅＶＺｎ−６２９，３時 間　４１．０−５９６ＫｅＶＧａ−６７７８，３時間　９３．０−３９４ＫｅＶ Ｇａ−７３４，９時間　２９７ＫｅＶ Ｓｅ−７３７，１時間　６７．０−３６１ＫｅＶＢｒ７７　５７．０時間　８７ ．０−８１８ＫｅＶ本Ａｓ−７６２６，５時間　５５９−ＫｅＶＫｒ−７６１４ ，８時間　４５．５−４５２ＫｅＶＲｂ−８１４，６時間　１９０−４４６Ｋｅ ＶＳｒ−８３３２，４時間　７６３ＫｅＶＹ−８７８０，３時間　３８８ＫｅＶ Ｍｏ−９９６５，９時間　１４４−７３９ＫｅＶＲｕ−９７２，９時間　２１６ −４６１ＫｅＶＲｈ−１０５３５，４時間　３０６−３１９ＫｅＶＣｄ−１０７ ６，５時間　９３　８２９ＫｅＶＣｄ−１１５５３，５時間　３３６−５２８Ｋ ｅＶＳｎ−１１０４，０時間　２８３ＫｅＶ本Ｓｎ−１１７ｍ　１４．　０日　 １５９ＫｅＶ表６゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用放射核種Ｔｅ−１１９１６，０時間　６４ ４ＫｅＶＴｅ−１３２７８，２時間　４９．７　２２８ＫｅＶＣｓ−１２７６， ２時間　４４２ＫｅＶＣｓ−１２９３２，３時間　３７１−４２１ＫｅＶＡｇ− １１１７，５時間　２５０−３４０ＫｅＶＴｅ−１２１１６，８日　５７３Ｋｅ ＶＩ−１３１８，０日　３６４ＫｅＶ Ｂａ−１２８２，４日　２７３ＫｅＶ Ｂａ−１３１１１，８日　４９６ＫｅＶＢａ−１４０１２，８日　１６２−５３ ７ＫｅＶ本Ｃｅ−１４１　３３．０日　１４５ＫｅＶＣｅ−１３４７６，０時間 　６０５ＫｅＶＣｅ−１３７９，０時間　４４７ＫｅＶＮｄ−１３８５，１時間 　１９９−３ｌ９９−３２６ＫｅＶＰ　２８．４時間　３４０ＫｅＶＴｂ−１５ ５５，３日　８６．５−１０５．３ＫｅＶ表７゜ 高エネルギー永久多層放射性微小法用放射核種生ガンマエネルギーは１００Ｋｅ Ｖより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　半減期　主ガンマエ ネルギーＤｙ−１５７８，１時間　１８２−３２６ＫｅＶＹｂ−１７５４，１９ 日　１１４−３９６ＫｅＶＯｓ−１８２２１，５時間　１３１−５１０ＫｅＶＯ ｓ−１９１１５，４日　１２９．４ＫｅＶＰｔ−１８４１０，２日　１８８−４ ２３ＫｅＶＰｒ−１４３１３，６日　７４２ＫｅＶＥｕ−１５７１５，２時間　 ４１３ＫｅＶＧｄ−１４９９，３日　１４９−３４６ＫｅＶＥｒ−１６９９，４ 日　１０９−１１１０９−１１８ＫｅＶＴ、２日　２０８ＫｅＶ Ｔｍ−１７３８，２時間　３９８−４６１ＫｅＶＹｂ−１７５４，２日　１１４ −３９６ＫｅＶ表８゜ 高エネルギー永久多層放射性微小法用放射核種生ガンマエネルギーは１００Ｋｅ Ｖより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　半減期　主ガンマエ ネルギーＨｆ−１７０１６，０時間　５９３−６２１ＫｅＶＨｆ−１７１１２， １時間　１２２−１．０７１ＫｅＶＨｆ−１７３２３，６時間　１２３．６−３ １１．２ＫｅＶＨｆ−１８４４，１時間　１３９　３４５ＫｅＶＲｅ−１８１２ ０，０時間　１７７−３６５ＫｅＶＲｅ−１８８１６，９時間　１５５ＫｅＶＲ ｅ−１８９２４，０時間　１４８−５６３ＫｅＶＬｕ−１７７６，７日　１１３ −３３２ＫｅＶＬｕ−１７９４，６日　２１４ＫｅＶ Ｔａ−１７７２，４日　１１３ＫｅＶ Ｔａ−１８０ｍ　８．２時間　９３．３−１０３ＫｅＶＴａ−１８３５，１日　 ２４６−３５４ＫｅＶＷ−１８７２３，９時間　４７９−６８５ＫｅＶＩｒ−１ ８９１３，２日　２４５ＫｅＶＰｔ−１９１２，９日　８２．４−５３９ＫｅＶ Ｐｉ−１９７１８，３時間　１９１．４ＫｅＶＰｔ−２００１２，５時間　１３ ５−３３０ＫｅＶ表９゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用放射核種主ガンマエネルギーは１００Ｋｅ Ｖより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　半減期　主ガンマエ ネルギーＡｕ−１９３１７，６時間　１１２−４３９ＫｅＶ＊Ａｕ−１９８２， ７日　４１２ＫｅＶＡｕ−１９９３，１日　１５８−２ｌ５８−２０８ＫｅＶＨ ４，９時間　２７５ＫｅＶＨｇ−１９５ｍ４０．０時間　２６２ＫｅＶＨｇ−１ ９７ｍ　２３．８時間　１３４ＫｅＶＴＩ−２０１３，０日　１３５−１６５Ｋ ｅＶＴＩ−２０２１２，２日　４３９ＫｅＶＰｂ−１００２１，５時間　１４８ ＫｅＶＮｂ−９０１４，６時間　１４１−２，３１９ＫｅＶＮｂ−９２ｍ　１０ ．１日　９３４ＫｅＶＮｂ−９６２３，４時間　４６０−１，２０２ＫｅＶＢｋ −２４５４，９日　２５３ＫｅＶ Ｂｋ−２４６’１．８日　７９９ＫｅＶＥｓ−２５４ｍｌ、６４日　６４８−６ ９３ＫｅＶＵ−２３７６，７５日　５９．０ＫｅＶ　（３３％）２０ｇ、０Ｋｅ Ｖ　（２２％） 表１０゜ 一時除去性多層放射性微小球 （エネルギーは１００ＫｅＶよりも大きく半減期が１５日より長いか、またはエ ネルギーが１００ＫｅＶより低く半減期が１３０日より長い）放射核種　半減期 　生ガンマエネルギーＢｅ−７５３．３日　４７７ＫｅＶ Ｓｃ−４６８３，３日　１５９ＫｅＶ ＡＳ−７４１７，８日　５９５ＫｅＶ 零５ｅ−７５１２０，４日　１３５−２６４ＫｅＶＣｏ−５７２７１，０日　１ ２２ＫｅＶＲｂ−８３８６，２日　５２１−５２９ＫｅＶＳｒ−８５６４，８日 　５１４ＫｅＶ Ｔｉ−４４４７，０年　６７．８−７８．４ＫｅＶＳｅ−７５１１８，５日　１ ３６２６４ＫｅＶＺｒ−８８８３，４日　３９３ＫｅＶ Ｚｒ−９３１，５Ｘ１０６年　３０．４ＫｅＶ本Ｚｒ−９５６４．０日　７２４ −７５６ＫｅＶＬａ−１３８１，０６Ｘ１０１１年　７８８−１．４３６ＫｅＶ Ｇｄ−１４６４８，３日　１１５　１５５ＫｅＶＮｂ−９２３Ｘ１０７年　６６ １−９３５ＫｅＶＮｂ−９３１３，６年　３０．４ＫｅＶＮｂ−９４２，４Ｘ１ ０４年　７０３　８７１ＫｅＶＮｂ−９５３４，９日　７６６ＫｅＶ 本Ｍｏ−９３３，５Ｘ１０３年　３０．　４ＫｅＶ表１１゜ 一時除去性多層放射性微小球 １　（エネルギーは１００ＫｅＶよりも大きく半減期が１５日より長いか、また はニー　ネルギーが１００ＫｅＶより低く半減期が１３０日より長い）□ 放射核種　半減期　主ガンマエネルギーＣｒ−５１２７日　３２０ＫｅＶ ＊Ｃｄ−１０９４５０日　８８ＫｅＶ ＊Ｃｄ−１１５ｍ　４３日　９３５ＫｅＶ＊Ｉｎ−１１４ｍ　５０臼　１９１− ７２４ＫｅＶ＊Ｓｎ−１１９ｍ　２５０日　２３−６５ＫｅＶ宰Ｓｎ−１２１ｍ 　７６年　３７ＫｅＶ本５ｂ−１２４　６０年　４４３ＫｅＶ＊Ｔ　ｅ−１２９ ３４日　４８７−６９６ＫｅＶ表１２゜ 一時除去性多層放射性微小球 （エネルギーは１００ＫｅＶよりも大きく半減期が１５日より長いが、またはエ ネルギーが１００ＫｅＶより低（半減期が１３０日より長い）放射核種　半減期 　主ガンマエネルギー零Ｒｕ−１０３３９，３日　４９７ＫｅＶ本Ａｇ−１０７ 　５．　０年　３０−７２２　Ｋ　ｅ　ＶＳｂ−１２５２，８年　４２７−６３ ６ＫｅＶ１−１２９　１．６Ｘ１０７年　３９．６ＫｅＶ＊Ｃｓ−１３４２，０ 年　６０４−７９５ＫｅＶＣｓ−１３７３０，２年　６６２ＫｅＶＣｅ−１４４ ２８４，４日　１３４ＫｅＶＰｍ−１４３２６５，０日　７４２ＫｅＶＰｍ−１ ４５１７，７年　６７．２ＫｅＶ＊Ｓｍ−１４５３４０，０日　６１．３ＫｅＶ 木Ｓｍ−１５１９３，０年　２９８ＫｅＶＥｕ−１５５４，７年　１０５ＫｅＶ Ｇｄ−１５３２４１，６日　６９−１０３ＫｅＶＤｙ−１５９１４４，０日　３ ２６ＫｅＶ＊Ｔｂ−１６０７３，ｏｓ　２９ＳＫｅＶ本Ｔｍ−１７１１．９年　 ６６、　７ＫｅＶＬｕ−１７３１，４年　７８−２７１ＫｅＶＬｕ−１７４３， ３年　７６．６ＫｅＶＨｆ−１７２１，８７年　２３．９−１２５ＫｅＶ表１３ ゜ 一時除去性多層放射性微小球 （エネルギーは１００ＫｅＶよりも太き（半減期が１５日より長いか、またはエ ネルギーが１００ＫｅＶより低く半減期が１３０日より長い）放射核種　半減期 　主ガンマエネルギーＨｆ−１７５７０，０８３４３ＫｅＶ 零Ｈｆ−１７８ｍ２　３１．０年　８８．　８−４２６ＫｅＶ表１４゜ 一時除去性多層放射性微小球 （エネルギーは１００ＫｅＶよりも大きく半減期が１５日より長いが、またはエ ネルギーが１００ＫｅＶより低く半減期が１３０日より長い）放射核種　半減期 　主ガンマエネルギーＨｆ−１７９ｍ２　２５．１日　１２３−４５３ＫｅＶｓ Ｈｆ−１８１４２，４日　１３３−４８２ＫｅＶ＊Ｈｆ−１８２９Ｘ１０’年　 １１４−２７０ＫｅＶ零Ｗ−１８５７４，８日　１２５　Ｋ　ｅ　ｙＷ−１８８ ６９，４日　６３．６−２９１ＫｅＶＹｂ−１６９３２，０日　６３．０−３０ ７ＫｅＶＲｅ−１８３７０，０日　１６３ＫｅＶＯｓ−１９４６，０年　４２． ９ＫｅＶ本１　ｒ−１９２７３，８日　２０５−６０４ＫｅＶＩｒ−１９４ｍ　 １７１．０日　３２８−６８８ＫｅＶ零Ｈｇ−２０３　４６．　６日　２７９Ｋ ｅＶＡｍ−２４１４３２，２年　５９．５ＫｅＶ本Ｂ１−２１０Ｍ　１０００． 　０年　３００ＫｅＶＡｍ−２４２ｍ　１４１．０年　８６．５ＫｅＶ本Ａｍ− ２４３７，４ｘ１０３年　７４．　７ＫｅＶＣｍ−２４１３２，８日　４７２Ｋ ｅＶＣｍ−２４３２８，５年　２２８ＫｅＶＣｍ−２４５８，５Ｘ１０３年　１ ７４ＫｅＶ表１５゜ 一時除去性多層放射性微小球 （エネルギーは１００ＫｅＶよりも大きく半減期が１５日より長いか、またはエ ネルギーが１００ＫｅＶより低く半減期が１３０日より長い）放射核種　半減期 　主ガンマエネルギーＥｋ−２４７１，４Ｘ１０３年　８３．９−２６８ＫｅＶ Ｃｆ−２４９３５１年　３８８ＫｅＶ 表１６゜ 一時除去性多層放射性微小球 （エネルギーは１ｏＯＫｅＶよりも大きく半減期が１５日より長いか、またはエ ネルギーが１００ＫｅＶより低く半減期が１３０日より長い）放射核種　半減期 　主ガンマエネルギーＵ−２３３１，５９Ｘ１０５年　４２−９７ＫｅＶＵ−２ ３４’　２．４５Ｘ１０５年　５３ＫｅＶ　（０，０４％１２１ＫｅＶ）Ｕ−２ ３５７，０４Ｘ１０８年　１８５．７ＫｅＶＵ−２３６２，３４Ｘ１０７年　４ ９．４−１１２．７ＫｅＶ本Ｕ−２３８　４．４６Ｘ１０９年　４．９．　５Ｋ ｅＶ表１７゜ 王ガンマー線成分無しでの高エネルギー電子粒子照射核種　半減期　粒子　エネ ルギー　ガンマ成分５ｉ−３２１００，０年　ベーター　２１３ＫｅＶ　・＋・ 、、。
Ｐ−３２１４，３日　ベーター　１．７１ＫｅＶ　、、、、、。
Ｐ−３３２５，３日　ベーター　２４９ＫｅＶ　、、、　、、。
Ｃｌ−３６３，０Ｘ１０５年　ベーター　〇、　７１ＫｅＶ　、、、　、、。
Ｋ−４０１，３Ｘ１０９年　ベーター　１．３１ＫｅＶ　対消滅ラド１．４　Ｍ ｅＶ　１０％ に−４２１２，４時間　ベーター　３．５２ＭｅＶ　１．５　Ｍｅｖ１８．９％ Ｃａ−４５１６３，８日　ベーター　２５７ＫｅＶ　、、、、、。
Ｔｉ−４５３，１時間　ベータ＋　１．０４ＭｅＶ　対消滅ラドＣｕ−６４１２ ，７時間　ベーター　５７８ＫｅＶ　対消滅ラドベータ＋　６５０ＫｅＶ　１． ３輩ｅＶＯ，６％Ｂ１−２１０　５．０日　ベーター　１．１６ＭｅＶ　、、、 、、。
５ｒ−８９５０，５日　ベーター　１．４９ＭｅＶ　Ｏ，９ＭｅＶ　Ｏ，０００ ９％５ｒ−９０２９，０年　ベーター　５４６ＫｅＶ　、、、、、。
５−３５　８７．２日　ベータ＝　１６７ＫｅＶ　、、、、、。
表１８゜ 電子−生産多層放射性微小球用放射核種主ガンマ−線成分無しでの高エネルギー 電子粒子照射核種　半減期　粒子　エネルギー　ガンマ成分Ｙ−９０６４，０時 間　ベーター　２．２８　ＭｅＶ、、、、、。
Ｚｒ−８９７８，４時間　ベータ＋　〇、９０ＭｅＶ　対消滅ラド１、７　Ｍｅ Ｖ　Ｑ、　７％ Ｐｄ−１１２２１，０時間　ベーター　２８０　ＫｅＶ　１８．５　ＫｅＶ　２ ７％＾ｇ−１１１　７．４７日　ベーター　１．０１１ｅＶ　Ｏ，３４ＭｅＶ　 ６．７％Ｃｄ−１１３ｍ　１３．７年　ベーター　５９０　ＫｅＶ　２６４　Ｋ ｅＶ　Ｏ，０２％Ｃｄ−１１５ｍ　４４．６日　ベーター　１．６２　ＭｅＶ　 １．２　ＭｅＶ　０．９％Ｉｎ−１１５４，４Ｘ１０１４年　ベーター　３４８ 　ＫｅＶ　、、、、、。
５ｎ−１２３１２９，２日　ベーター　１．４２　ＭｅＶ　１．０８　ＭｅＶ　 Ｏ，６％Ｃｓ−１３５３，０ｘ１０６年　ベーター　２０５　ＫｅＶ　、、、、 、。
Ｐｒ−１３９４，４時間　ベータ＋　１．　Ｉ　ＭｅＶ　対消滅ラド１、６　Ｍ ｅＶ　Ｏ，３％ Ｐｒ−１４３１３，６日　ベーター　９３５　ＫｅＶ　７４２　ＫｅＶ　Ｏ，０ ０００１％Ｅｒ−１６９９，６日　ベータ＝　３４０　ＫｅＶ　−−・−表１９ ゜ 電子−生産多層放射性微小球用放射核種主ガンマ−線成分無しでの高エネルギー 電子粒子照射核種　半減期　粒子　エネルギー　ガンマ成分Ｈｏ−１６６１，１ 日　ベーター　１．８　ＭｅＶ　８０．５　ＫｅＶ　６．０％１、３　ＭｅＶ　 ０．９０％ Ｔｌ１ｌ−１７０１２８，６日　ベーター　８８３　ＫｅＶ　８４．３　ＫｅＶ ３．３％Ｙｂ−１７５４，２日　ベーター　４６７　ＫｅＶ　３９６　ＫｅＶ　 ６．５％Ｌｕ−１７７６，７日　ベーター　４９７　ＫｅＶ　２０８　ＫｅＶ　 １１％ｆ−１８５７４，８日　ベーター　４３３　ＫｅＶ　１２５　ＫｅＶ　Ｏ ，０１９％ｆ−１８８６９，４日　ベーター　３４９　ＫｅＶ　２９１　ＫｅＶ 　Ｏ，４０％本Ｔ１−２０４　３．８年　ベーター　７６３　ＫｅＶ　、、、、 、。
零Ｂ１−２１０　５．０日　ベーター　１．２　ＭｅＶ　、、、、、。
Ｔｈ−２３１２５，２日　ベーター　３０５　ＫｅＶ　２５．６　ＫｅＶ　１５ ％８４、２　ＫｅＶ　６．６％ Ｔｈ−２３４２４，１日　ベーター　１９８　ＫｅＶ　６３．３　ＫｅＶ　３． ８％９２、４　ＫｅＶ　２．７％ Ｒｅ−１８６３，７年　ベーター　１．０７　ＭｅＶ　＝＝−・表２０゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより低く、半減期は１３０日より短い）放射核種　標的物質　周辺 ガス　殻 Ａｓ−７３Ａｓ−７３Ａｒ　Ａｓ−７３＾５−７３三臭化物　Ａｒ　Ａｓ−７３ 三臭化物Ａｓ−７３Ａｒ／酸素　Ａｓ−７３三酸化物＾５−７３　Ａｒ／亜硫酸 水素　Ａｓ−７３三硫化物ｆｆ　’）　ラムＡｒ／Ａｓ−７３Ｈ３ＧａＡｓ−７ ３コバルト　Ａｒ／Ａｓ−７３■３　Ｃｏ２Ａｓ−７３ニツケル　Ａｒ／Ａｓ− ７３Ｈ３ＮｉＡｓ−７３インジウム　Ａｒ／Ａｓ−７３Ｈ３ＩｎＡｓ−７３鉄　 ＾ｒ／＾５−７３＋１３　ＦｅＡｓ−７３タングステン　＾ｒ／Ａｓ−７３Ｈ８ ｆ　（ＡＳ−７３）２Ｓｅ−７２５ｅ−７２Ａｒ　５ｅ−７２Ｓｅ−７２Ａｒ／ アセチレン５ｅ−７２カーバイド５ｅ−７２＾ｒ／窒素　５ｅ−７２Ｎ化物５ｅ −７２Ａｒ／酸素　５ｅ−７２酸化物５ｅ−７２Ａｒ／亜硫酸水素　＾５−７３ 硫化物イリジウム　Ａｒ／Ｈ２Ｓｅ−７２Ｉｒ（Ｓｅ−７２）　２インジウム　 Ａｒ／Ｈ２Ｓｅ−７２Ｉｎ２（Ｓｅ−７２）３タリウム　Ａｒ／［ｌ２Ｓｅ−７ ２Ｔｌ　２ｓｅ−７２表２１゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより低く、半減期は１３０日より短ＬＮ）放射核種　標的物質　周 辺ガス　殻 Ｐｄ−１００Ｐｄ−１００Ａｒ　Ｐｄ−１００零Ｐｄ−１０３Ｐｄ−１０３Ｐｄ −１００と同じＰｄ−１１２Ｐｄ−１１２Ｐｄ−１００と同じＴｅ−１２３ｍ　 Ｔｅ−１２３ｍ　Ｔｅ−１２５ｍと同じＴｅ−１２５ｍ　Ｔｅ−１２５ｍ　Ａｒ 　ＴＴｅ−１２５ｍＴｅ−１２５Ａｒ／酸素　Ｔｅ−１２５０３ガリウム　＾ｒ ／Ｈ２Ｔｅ−］　２５　ＧａＴｅ−１２５鉛　Ａｒ／Ｈ２Ｓｅ−１２５ＰｂＴｅ −１２５インジウム　Ａｒ／Ｈ２丁ｅ−１２５ＩｎＴｅ−１２５白金　＾ｒ／Ｂ ２Ｔｅ−１２５Ｐ　ｔ（丁ｅ−１，２５）２Ｔｅ−１２７ｍ　Ｔｅ−１２７ｍ　 Ｔｅ−１２５ｍと同じｌ−１２５Ｃｕｌ−１２５Ａｒ　ヨウ化銅−１２５ＡｇＩ −１２５Ａｒ　ヨウ化銀−１２５ＫＩ−１２５Ａｒ　ヨウ化カリウム−１２５Ｔ ｉ（Ｉ−１２５）２Ａｒ　ニョウ化チタニウム−１２５Ｚｒ（Ｉ−１２５）＜　 Ａｒ　ヨウ化ジルコニウム−１２５Ｈｆ（Ｉ−１２５）４Ａｒ　ヨウ化／”ｔフ ニウム−１２５Ｃｒ（Ｉ−１２５）２Ａｒ　ｌ　ヨウ化クロム−１２５Ｄｙ（Ｉ −１２５）　Ａｒ　ヨウ化ジシプロシウム−１２５Ｅｒ（Ｉ−１２５）３Ａｒ　 ヨウ化エルビウム−１２５表２２゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより低く、半減期は１３０日より短い）放射核種　標的物質　周辺 ガス　殻 １−１２５　（続き） Ｅｌｌ（Ｉ−１，２５）２　Ａｒ　ヨウ化ユウロピニウム−１２５Ｈｏ（１−１ ２５）ｓ　Ａｒ　ヨウ化ホルミウム−１２５Ｌｉ　（Ｉ−１２５）　Ａｒ　ヨウ 化リチウム−１２５Ｌｕ（１−１２５）　ｓ　Ａｒ　ヨウ化ルテチウム−１２５ Ｒｈ（Ｉ−１２５）　Ａｒ　ヨウ化ルビジウム−１２５３ｍ（Ｉ−１２５）２　 Ａｒ　ヨウ化サマリウム−１２５Ｔｂ（１−１２５）３Ａｒ　ヨウ化タービウム ー１２５チタニウム　Ａｒ／　（Ｉ−１２５）　２　ニョウ化チタニウム−１２ ５＾ｒ／■ｌ−１２５ ジルコニウム　＾ｒ／　（１−１２５）　２　ヨウ化ジルコニウム−１２５＾ｒ ／ｆｌＩ−１２５ ハフニウム　Ａｒ／（Ｉ−１２５）２　ヨウ化ハフニウム−１２５Ａｒ／ＨＩ− １２５ クロム　Ａｒ／（Ｉ−１２５）２　ヨウ化クロム−１２５Ａｒ／Ｈｉ−１２５ ジルコニウム＾ｒ／（Ｉ−１２５）２　ヨウ化ジンブロンウム−１２５＾ｒ／Ｈ Ｉ−１２５ エルビウム　Ａｒ／（１−１２５）２　ヨウ化エルビウム−］２５Ａｒ／ＨＩ− １２５ ユーロピウム　＾ｒ／（Ｉ−１２５）２　ヨウ化ユーロピウム−１２５Ａｒ／Ｈ Ｉ−１２５ 表２３゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより低く、半減期は１３０日より短い）放射核種　標的物質　周辺 ガス　殻 ホルミウム　Ａｒ／（Ｉ−１２５）　２　ヨウ化ホルミウム−１２５Ａｒ／ＨＩ −１２５ リチウム　Ａｒ／（Ｉ−１２５）ｚ　ヨウ化リチウム−１２５Ａｒ／ＨＩ−１２ ５ ルテチウム　Ａｒ／（Ｉ−１２５）ｚ　ヨウ化ルテチウム−１２５Ａｒ／ＨＩ− １２５ ネオジミウム　＾ｒ／（Ｉ−１２５）ｚ　ヨウ化ネオジミウム−１２５Ａｒ／Ｈ Ｉ−１２５ ルビジウム　Ａｒ／（Ｉ−１２５）ｚ　ヨウ素ルビジウム−１２５＾ｒ／ｌｌｌ ｌ−１２５ サマリウム　Ａｒ／　（Ｉ−１２５）　！　ヨウ素サマリウム＾ｒ／［−１２５ タービウム　＾ｒ／（Ｉ−１２５）ｚ　ヨウ素タービウムＡｒ／ＨＩ−１２５ 本Ｃｅ−１４１Ｃｅ−１４１ Ｃｅ−１４１フツ化物　Ｃｅ−１３４と同じ本Ｎｄ−１４７Ｎｄ−１４７Ａｒ　 Ｎｄ−１４７Ｎｄ−１４７臭化物　Ａｒ　Ｎｄ−１４７臭化物Ｎｄ−１４７フツ 化物　Ａｒ　Ｎｄ−１４７フツ化物Ｎｄ−１４７Ａｒ／アセチレン　Ｎｄ−１４ ７カーバイドＮｄ−１４７Ａｒ／窒素　Ｎｄ−１４７窒化物Ｎｄ−１４７Ａｒ／ 酸素　Ｎｄ−１４７酸化物Ｎｄ−１４７Ａｒ／亜硫酸水素　Ｎｄ−１４７硫化物 表２４゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーターＴｂ−１５５Ｔｂ−１５ ５Ａｒ　Ｔｂ−１５５Ｔｂ−１５５臭化物　Ａｒ　Ｔｂ−１５５臭化物Ｔｂ−１ ５５フツ化物　ＡｒＴｂ−１５５フツ化物Ｔｂ−１５５Ａｒ／酸素　Ｔｂ−１５ ５酸化物Ｔｂ−１６１Ｔｂ−１６１Ｔｂ−１５５と同じＴｂ−１６１臭化物 Ｔｂ−１，６１フツ化物 Ｔｈ−１５１ Ｄｙ−１６６Ｄｙ−１６６Ａｒ　Ｄｙ−１６６Ｄｙ−１６６臭化物　Ａｒ　Ｄｙ −１６６臭化物Ｄｙ−１６６塩化物　Ａｒ　Ｄｙ−１６６塩化物Ｉ）ｙ−ｔ６ａ フッ化物　Ａｒ　Ｄｙ−１６６フツ化物Ｄｙ−１６６Ａｒ／酸素　１’１ｏ−１ ６６酸化物Ｈｏ−１６６Ｈａ−１６６Ａｒ　１ｌｏ−１６６Ｈａ−１６６臭化物 　Ａｒ　Ｈｏ−１６６臭化物１１１ｏ−１６６塩化物　Ａｒ　ｎｏ−１６６塩化 物Ｈａ−１６６Ａｒ／酸素　ｆｌｏ−１６６酸化物寧Ｅｒ−１６８Ｅｒ−１６８ Ｅｒ−１６８フツ化物　Ｅｒ−１６９と同じ宰Ｔｍ−１７０７ｍ−１７０Ａｒ　 Ｔｍ−１００ｍ−１７０Ｔ臭化物　Ａｒ　Ｔｍ−１７０臭化物Ｔ＋ａ−１７０フ ツ化物　Ａｒ　Ｔｌ１１−１７０フッ化物Ｔｍ−１７０　Ａｒ／酸素　Ｔｍ−１ ７０酸素Ｌｕ−１７６ｍ　Ｌｕ−１７６ｍ　Ｌｕ−１７７と同じＬｕ−１７６ｍ 　７　フ化物 表２５゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター放射核種　標的物質　周 辺ガス　殻 ５ｂ−１１９５ｂ−１１９Ａｒ　５ｂ−１１９テルル　Ａｒ／５ｂ−１１９Ｈａ 　（Ｓｂ−１１９）Ｔｅ３インジウム　Ａｒ／５ｂ−１１９Ｈａ　Ｉｎ５ｂ−１ １９＊Ｐｔ−１９５ｍ　Ｐｔ−１９５ａ＋　Ｐｔ−１８４と同じＰｔ−１９５Ｍ リン酸化物 Ｈｇ−１９７Ａｒ／酸素　Ｈｇ−１９７酸化物Ｔｌ−２０１Ｔｌ−２０１Ａｒ　 Ｔｌ−２０１Ｔｈ−２３１Ｔｈ−２３１Ａｒ　Ｔｈ−２３１Ｔｈ−２３１へキサ 硼化物　Ａｒ　Ｔｈ−２３１ヘキサ硼化物Ｔｈ−２３１Ａｒ／アセチレン　Ｔｈ −２３１カーノくイドＴｈ−２３１Ａｒ／酸化物　Ｔｈ−２３１酸化物Ｔｈ−２ ３１Ａｒ／亜硫酸水素　Ｔｈ−２３１硫化物Ｔｈ−２３１＾ｒ／ＢＪｓ Ｔｈ−２３４Ｔｈ−２３４Ｔｈ−２３１と同じＴｈ−２３４へキサ硼化物 Ｔｈ−２３４ Ｔｈ−２３４ Ｔｈ−２３４ Ｔｈ−２３４ 表２６゜ 低エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより低く、半減期は１３０日より短い）放射核種　標的物質　周辺 ガス　殻 Ｐｕ−２３７Ｐｕ−２３７Ａｒ　Ｐｕ−２３７Ｕ−２３１０−２３１Ａｒ　Ｕ− ２３１［］−２３］　＾ｒ／Ｂ２Ｂ６　Ｕ−２３１８２硼素　Ａｒ／Ｕ−２３１ Ｆｓ　Ｕ−２３１日２表２７ 低エネルギー永久多層放射性微小法用製造パラメーター生ガンマエネルギーは１ ００ＫｅＶより低く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質　 周辺ガス ＾５−７４　Ａｓ−７４Ａｓ−７３と同じＡｓ−７４三臭化物 ＾５−７４ 鉄 タングステン Ａｓ−７７Ａｓ−７７Ａｓ−７３と同じＡｓ−７７三臭化物 ＾５−７７ 鉄 タングステン ５ｃ−４７５ｃ−４７＾ｒ 表２８゜ 放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 Ｚｒ−８６Ｚｒ−８６Ａｒ　Ｚｒ−８６Ｚｒ−８６二硼化物　Ａｒ　Ｚｒ〜８６ 二硼化物Ｚｒ−８６Ａｒ／アセチレン　Ｚｒ−８６カーバイドＺｒ−８６Ａｒ／ 窒素　Ｚｒ−８６窒化物Ｚｒ−８６Ａｒ／酸素　Ｚｒ−８６酸化物Ｚｒ−８６Ａ ｒ／亜硫酸水素　Ｚｒ−８６硫化物Ｚｒ−８６Ａｒ／Ｂ２Ｈｓ　Ｚｒ−８６二硼 化物グラ７フイト　Ａｒ／Ｚｒ−８６Ｃ１４Ｚｒ−８６カーバイド硼素　＾Ｒ／ Ｚｒ−８６Ｃ１４Ｚｒ−８６二硼化物５ｆｆｌ−１５３Ｓ＋ｃ−１５３Ａｒ　Ｓ ｍ−１５日ｍ−１５３Ｓ臭化物　Ａｒ　５ｓ−１５３臭化物５ｓ−１５３フツ化 物　Ａｒ　Ｓａ＋−１５３フッ化物Ｐｂ−２０３Ｐｂ−２０３Ａｒ　Ｐｂ−２０ ３Ｐｂ−２０３フツ化物　Ａｒ　Ｐｂ−２０３フッ化物Ｖ−４８Ｖ−４８Ａｒ　 Ｖ−４８ ｖ−４８Ａｒ／アセチレン　ｖ−４８カーバイドＶ−４８Ａｒ／窒素　Ｖ−４８ ／窒化物ｖ−４８Ａｒ／酸素　Ｖ−４８／酸化物ｖ−４８Ａｒ／亜硫酸水素　Ｖ −４８／硫化物Ｖ’４８　Ａｒ／１ｌｏ　Ｖ−４８Ｂ２グラフアイト　Ａｒ／Ｖ −４８Ｆ５Ｖ−４８カーバイド硼素　Ａｒ／Ｖ’４８Ｃ１４Ｖ−４８８２表２９ ゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 Ｃｕ−６７Ｃｕ−６７Ａｒ　Ｃｕ−６７Ｃｕ−６７フツ化物　＾１　Ｃｕ−６７ フソ化物Ｃｕ−６７Ａｒ／酸素　Ｃｕ−６７酸化物Ｇａ−６７Ｇａ−６７ＡｒＧ ａ−６７ テルル　Ａｒ／Ｇａ−６７Ｃ１３Ｇａ−６７テルル化物Ｂｒ−７７サマリウム（ Ｂｒ−７７）ｚ　Ａｒ　サマリウム（Ｂｒ−７７）２ネオジミウム（Ｂｒ−７７ ）３　Ａｒ　ネオジミウム（Ｂｒ−７７）３Ｓｒ−８３５ｒ−８３ＡｒＳｒ−８ ３ Ｓｒ−８３Ａｒ／酸素　５ｒ−８３酸化物５ｒ−８３Ａｒ／アセチレン　５ｒ− ８３カーバイドＹ−８７Ｙ−８７Ａｒ　Ｙ−８７ Ｙ−８７塩化物　Ａｒ　Ｙ−８７塩化物表３０゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高（、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 Ｍｏ−９９Ｍｏ−９９Ａｒ　Ｍｏ−９９Ｍｏ−９９Ａｒ／アセチレン　Ｍｏ−９ ９カーバイドグラフアイト　＾ｒ／）Ｉｏ−９９Ｃ１，Ｍｏ−９９カーバイドグ ラフアイト　Ａｒ／１ｌｏ−９９Ｆａ　１ｌｏ−９９カーバイドＲｕ−９７Ｒｕ −９７Ａｒ　Ｒｕ−９７Ｒｈ−１０５Ｒｈ−１０５Ａｒ　Ｒｈ−１０５Ｃｄ−１ １５Ｃｃｌ−１１５フツ化物　Ａｒ　Ｃｄ−１１５７、ｙ化物Ｃｄ−１１５Ａｒ ／酸素　Ｃｄ−１１５酸化物Ｃｄ−１１５Ａｒ／亜硫酸水素　Ｃｄ−１１５硫化 物本Ｓｎ−１１７ｍ　Ｓｎ−１１７ｍ　５ｎ−１２３と同じテルル Ｔｅ−１３２Ｔｅ−１３２Ａｒ　Ｔｅ−１３２丁ｅ−１３２Ａｒ／酸素　Ｔｅ− １３２酸化物ガリウム　Ａｒ／Ｔｅ−１３２Ｈｚ　ＧａＴｅ−１３２鉛　Ａｒ／ Ｔｅ−１３２ｔ１２ＰｂＴｅ−１３２インジウム　Ａｒ／Ｔｅ−１３２Ｈ２Ｉｎ Ｔｅ−１３２白金　Ａｒ／Ｔｅ−１３２Ｈｚ　Ｐ　ｔ（Ｔｅ−１３２）　２Ｃｓ −１２９Ｃｓ−１２９臭化物　Ａｒ　Ｃｓ−１２９臭化物Ｃｓ−１２９塩化物　 Ａｒ　Ｃｓ−１２９塩化物Ｃ５−１２９フツ化物　Ａｒ　Ｃｓ−１２９フッ化物 Ｃ５−１２９ヨウ化物　Ａｒ　Ｃｓ−１２９ヨウ化物表３１、 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター放射核種　標的物質　周 辺ガス　殻 ＾ｇ−１１１Ａｇ−４１１Ａｒ　Ａｇ−１１Ａｇ−１１１Ａ塩化物　Ａｒ　Ａｇ −１１１塩化物Ａｇ−１１１ヨウ化物　Ａｒ　Ａｇ−１１１ヨウ化１テルル　Ａ ｒ／Ａｇ−１１１Ｎｓ　（八ｇ−１１１）２ＴｅＨｇＩ２　＾ｒ／＾ｇ−１１１ Ｎ３　（Ａｇ−１１１）２Ｈ１ｇＩ４Ｔｅ−１２１Ｔｅ−１２１丁ｅ−１３２と 同じＴｅ−１２１ ガリウム 鉛 インジウム 白金 ｌ−１３１Ｃｕｌ−１３１ｌ−１２５と同じＡｇｌ−１３１ ｌ−１３１ Ｅｆ（Ｉ−１３１）４ Ｅｕ（Ｉ−１３１）　ｓ ■ｏ（１−１３１）３ 表３２゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（王ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高く、半減期は１５がら２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 ｌ−１３１Ｌｉ（Ｉ−１３１）　ｌ−１２５と同じフ　Ｌｕ（Ｉ−１３１）　３ 、物 Ｎｄ（Ｉ−１３１）ｘ Ｒｂ（１−１３１） Ｓｍ（（ｒ−１３１）２ クロム タービウム 表３３゜ Ｂａ−１２８フツ化物　Ａｒ　Ｂａ−１２８フン化物Ｂａ−１２８Ａｒ／酸素　 Ｂａ−１２８酸化物Ｂａ−１３１８ａ−１３１塩化物　Ｂａ−１２８と同じＢａ −１３１フツ化物 Ｂａ−１２８ Ｂａ−１４０Ｂａ−１４０塩化物　Ｂａ−１２８と同じＢａ−１４０フツ化物 Ｂａ−１４０ Ｃｅ−１３４Ｃｅ−１３４Ａｒ　Ｃｅ−１３４Ｇ〜】３４フツ化物　Ａｒ　Ｃｅ −１３４フッ化物Ｃｅ−１３４Ａｒ／酸素　Ｃｅ−１３４酸化物Ｎｄ−１３８Ｎ ｄ−１３１１１Ｎｄ−１４７と同じＮｄ−１３８臭化物 Ｎｄ−１３８フツ化物 Ｎｄ−１３８ Ｎｄ−１３８ Ｎｄ−１３８ Ｎｄ−１３８ 本Ｃｅ−１４１Ｃｅ−１４１Ｃｅ−１３４と同じＣｅ−１４１フツ化物 表３４゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（王ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高く、半減期は１５がら２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 Ｐｍ−１５１Ｐｍ−１５１Ａｒ　Ｐｍ−１５１Ｔｂ−１５５前述の丁ｂ−１５５ の記載を参照Ｄｙ−１５７Ｄｙ−１５７Ｄｙ−１６６と同じＤｙ−１５７臭化物 Ｄｙ−１５７塩化物 Ｄｙ−１５７７フ化物 Ｄｙ−１６６ Ｙｂ−１７５Ｙｂ−１７５Ａｒ　Ｙｂ−１７５Ｙｂ−１７５臭化物　Ａｒ　Ｙｂ −１７５臭化物Ｙｂ−１７５フツ化物　Ａｒ　Ｙｂ−１７５フツ化物本０ｓ−１ ９１０ｓ−１９１Ａｒ　０ｓ−１９１Ｐｔ−１８４Ｐｔ−１８４Ａｒ　Ｐｔ−１ ８４Ｐｔ−１８４リン化物　Ａｒ　Ｐｔ−１８４リン化物Ｐｒ−１４３Ｐｒ−１ ４３Ａｒ　Ｐｒ−１４３Ｐｒ−１４３フツ化物　Ａｒ　Ｐｒ−１４３フッ化物Ｐ ｒ−１４３Ａｒ／酸素　Ｐｒ−１４３酸化物表３５゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高（、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 Ｇｄ−１，４９Ｇｄ−１４９Ａｒ　Ｇｄ−１４９Ｇｄ−１４９ヨウ化物　Ａｒ　 Ｇｄ−１４９ヨウ化物Ｅｒ−１６９Ｅｒ−１６９Ａｒ　Ｅｒ−１６９Ｅｒ−１６ ９フツ化物　Ａｒ　Ｅｒ−１６９フン化物Ｔｈ−１６７Ｔｍ−１６７ｂ−１７０ と同じＴｍ−１６７臭化物 Ｔｍ−１６７フツ化物 Ｔｌ！−１６７ Ｈｆ−１７０Ｈｆ−１７０Ａｒ　Ｈｆ−１７０Ｂｆ−１，７０Ａｒ／アセチレン 　Ｈｆ−１７０カーバイドＨｆ−１７０Ａｒ／窒素　■ｆ−１７０窒化物Ｈｆ− １７０　Ａｒ／酸素　［１ｇ−１７０酸化物Ｈｆ−１７１Ｈｆ−１７１Ｈｆ−１ ７０と同じＨｆ−１７１ ［１ｆ−１７１ １ｆｆ−１７１ １１ｆ−１７３＋１ｆ−１７３１１ｆ−１７０と同じ口ｆ−１７３ Ｉｆｆ−１７３ Ｉｆｆ−１７３ 表３６゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高（、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 １１１ｆ−１８４［１ｆ−１８４１ｉｆ−１７０と同じＨｆ−１８４ Ｆｌｆ−１，８４ Ｈｆ−１８４ Ｒｅ−１８１Ｒｅ−１８１Ａｒ　Ｒｅ−１８１Ｒｅ−１８８Ｒｅ−１８８Ｒｅ− １８１と同じＲｅ−１８９Ｒｅ−１８９Ｒｅ−１８１と同じＬｕ−１７７Ｌｕ− １７７Ａｒ　Ｌｕ−１７７Ｌｕ−１７７フツ化物　Ａｒ　Ｌｕ−１７７フツ化物 Ｔａ−１７７Ｔａ−１７７Ａｒ　Ｔａ（７７Ｔａ−１７７Ａｒ／アセチレン　Ｔ ａ−１７７カーバイドＴａ−１７７Ａｒ／Ｂ２Ｈ６Ｔａ−１７７ホウ化物ホウ素 　Ａｒ／Ｔａ−１７７Ｆｓ　Ｔａ−１７７ホウ化物グラフアイト　Ａｒ／Ｔａ− １７７Ｆａ　Ｔａ−１７７カーバイドＴａ−１８０ｍ　Ｔａ−１１１１０ｍ　Ｔ ａ−１７７と同じＴａ−１８０＋＋ Ｔａ−１８０■ ホウ素 グラファイト 表３７゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 Ｔａ−１８３７ａ−１８３Ｔａ−１７７と同じＴａ−１１１１３ Ｔａ−１７７ ホウ素 グラファイト ｆ−１８７Ｖ−１８７Ａｒ　ｆ−１８７Ｗ−１８７Ａｒ／アセチレン　？−１８ ７カーバイドｆ−１８７Ａｒ／Ｂ２Ｈ６ｆ−１８７ホウ化物ホウ素　Ａｒ／ｆ− １８７Ｃ１ｓ　Ｖ−１８７ホウ化物グラ７フイト　＾ｒ／Ｖ−１８７Ｆｓ　？− １８７カーバイドＩｒ−１８９Ｉｒ−１８９Ａｒ　Ｉｒ−１８９Ｐｔ−１９１Ｐ ｔ−１９１Ｐｔ−１８４と同じＰｔ−１９１リン化物 Ａｕ−１９３＾ｕ−１９３Ａｒ　Ａｕ−１９３テルル　Ａｒ／Ａｕ−１９３Ｃ１ ４Ａｕ−１９３Ｔｅ２零＾ｕ−１９８＾ｕ−１９８＾ｕ−１９３と同じ白金 表３８゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 Ａｕ−１９９Ａｕ−１９９Ａｕ−１９３と同じテルル ロｇ−１９５ｍ　Ｈｇ−１９５ａフツ化物　１１１ｇ−１９７と同じＨｇ−１９ ５Ｈｇ −１９５１１ＨＨｇ−１９７ｍフッ化物　Ｈｇ−１９７と同じＨｇ−１９７ｍ Ｔｌ−２０１Ｔｌ−２０１Ａｒ　Ｔｌ−２０１バナジウム　Ａｒ１０２／Ｔｌ− ２０１ＮＯ３Ｔ１２０１ＶＯｓＴＩ−２０２Ｔｌ−２０２Ｔ１．−２０１と同じ バナジウム Ｐｂ−１００Ｐｂ−１００Ｐｂ−２０３と同じＰｂ−１００フツ化物 Ｎｂ−９０Ｎｂ−９０Ａｒ　Ｎｂ−９ＯＮｂ−９０Ａｒ／アセチレン　Ｎｂ−９ ０カーバイドＮｂＪＯＡｒ／ＢＪ６　Ｎｂ−９０ホウ化物ホウ素　Ａｒ／Ｎｂ− ９０Ｃ１、Ｎｂ−９０ホウ化物グラフアイト　Ａｒ／Ｎｂ　９０Ｆｓ　Ｎｂ−９ ０カーバイド表３９゜ 高エネルギー永久多層放射性微小球用製造パラメーター（主ガンマエネルギーは １００ＫｅＶより高く、半減期は１５から２０日より短い）放射核種　標的物質 　周辺ガス　殻 Ｎｂ−９２ｍ　Ｎｂ−９２Ｎｂ−９０と同じＮｂ−９２ Ｎｂ−９２ Ｎｂ−９２ ホウ素 グラファイト Ｎｂ−９６Ｎｂ−９６Ｎｂ−９０と同じＮｂ−９６ Ｎｂ−９６ ホウ素 グラファイト Ｂｋ−２４５Ｂｋ−２４５Ａｒ　Ｂｋ−２４５Ｂｋ−２４６８に−２４６８に− ２４５と同じＢｋ−２４７Ｂｋ−２４７８に−２４５と同じＣｆ−２４９Ｃｆ− ２４９Ａｒ　ＣＣｆ−２４９Ｅｓ−２５４Ｅｓ−２５４ｍ　Ａｒ　Ｅｓ−２５４ ｍＵ−２３７Ｕ−２３７Ｕ−２３１と同じホウ素 表４０゜ 一時除去多層放射性微小法用製造パラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００ＫｅＶよりも低く 半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 Ｂｅ−７Ｂｅ−７Ａｒ　Ｂｅ−７ Ｂｅ−７Ａｒ／窒素　Ｂｅ−７窒化物 Ｂｅ−７Ａｒ／酸素　Ｂｅ−７酸化物 Ｂｅ−７Ａｒ／アセチレン　Ｂｅ−７酸化物５ｃ−４６５ｃ−４６５ｃ−４７と 同じＣｏ−５７Ｃｏ−５７Ａｒ　Ｃｏ−５７Ｃｏ−５７フン化物　Ａｒ　Ｃｏ− ５７フツ化物Ｃｏ−５７Ａｒ／酸素　Ｃｏ−５７酸化物［１ｂ−８３Ｒｂ−８３ 臭化物　Ａｒ　Ｒｂ−８３臭化物Ｒｈ−８３塩化物　Ａｒ　Ｒｂ−８３塩化物Ｒ ｂ−１１１３ヨウ化物　Ａｒ　Ｒｂ−８３ヨウ化物５ｒ−８５５ｒ−８５５ｒ− ８３と同じ５ｒ−１１１５ Ｚｒ−８５ Ｔｉ−４４Ｔｉ−４４Ａｒ　Ｔｉ−４４Ｔｉ−４４Ａｒ／アセチレン　Ｔｉ−４ ４カーバイドＴｉ−４４Ａｒ／窒素　Ｔｉ−４４窒化物Ｔｉ−４４Ａｒ／Ｂ２Ｈ ６Ｔｉ−４４ホウ化物Ｃｒ−５１Ｃｒ−５１Ａｒ　Ｃｒ−５１Ｃｒ−５１Ａｒ／ アセチレン　Ｃｒ−５１カーバイドＣｒ−５１＾ｒ／ＨｚＳ　Ｃｒ−５１硫化物 表４１、 一時除去多層放射性微小法用製造バラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００Ｋｅｙよりも低く 半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 本５ｅ−７５５ｅ−７２５ｅ−７２と同じｅ−７２ ｅ−７２ ｅ−７２ ｅ−７２ Ｚｒ−８８Ｚｒ−８８Ｚｒ−８６と同じＺｒ−１３８ニホウ化物 Ｚｒ−８８ Ｚｒ−８８ Ｚｒ−８８ Ｚｒ−８８ Ｚｒ−８８ Ｚｒ−９３Ｚｒ−９３Ｚｒ−８６と同じＺｒ−９３ニホウ化物 Ｚｒ−９３ Ｚｒ−９３ Ｚｒ−９３ Ｚｒ−９３ Ｚｒ−９３ グラファイト ホウ素 表４２゜ 一時除去多層放射性微小法用製造パラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高（、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００Ｋｅ％’よりも低 く半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 本Ｚｒ−９５Ｚｒ−９５Ｚｒ−８６と同じＺｒ−９５ニホウ化物 Ｚｒ−９５ Ｚｒ−９５ Ｚｒ−９５ Ｚｒ−９５ Ｚｒ−９５ グラファイト ホウ素 Ｌａ−１３８Ｌａ−１３８Ａｒ　Ｌａ−１３８Ｌａ−１３８Ａｒ／酸素　Ｌａ− １３８酸化物Ｌａ−１３８Ａｒ／Ｂｚ■、　Ｌｘ−１３８ホウ化物ホウ素　Ａｒ ／Ｌａ−１３８Ｃ１ｓ　Ｌａ−１３８８ｇＧｄ−１４６Ｇｄ−１４６Ｇｄ−１４ ９と同じＧｄ−１４６ヨウ化物 Ｎｂ−９２Ｎｂ−９２Ｎｂ−９０と同じＮｂ−９２ Ｎｂ−９２ ホウ素 グラファイト ＊Ｃｄ−１０９Ｃｄ−１０９フッ化物ω−１１５と同じＣｄ−１０９ Ｃｄ−１０９ ＊Ｃｄ−１１５ｍ　Ｃｄ−１１５１１Ｃｄ−１１５と同じ本Ｉｎ−１１４ｍ　Ｉ ｎ−１１４ＩＩＩｎ−１１５と同じ表４３゜ 一時除去多層放射性微小法用製造バラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、または本Ｓｎ−１１９ｗ　Ｓｒ＋−１１９ｍ 　５ｎ−１２３と同じテルル 本Ｓｎ−１２１ｗ　Ｓｎ−１２１ｍ　５ｎ−１２３と同じテルル 表４４゜ 一時除去多層放射性微小法用製造パラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、またはＮｂ−９３ｍ　Ｎｂ−９３ｍ　Ｎｂ− ９０と同じＮｂ−９３ Ｎｂ−９３ ホウ素 グラファイト Ｎｂ−９４Ｎｂ−９４Ｎｂ−９０と同じＮｂ−９４ Ｎｂ−９４ ホウ素 グラファイト Ｎｂ−９５Ｎｂ−９５Ｎｂ−９０と同じＮｂ−９５ Ｎｂ−９５ ホウ素 グラファイト 本Ｍｏ−９３Ｍｏ−９３３ｉｏ−９９と同じ恥−９３ Ｓｂ−１２５５ｂ−１２５５ｂ−１１９と同じ超ｂ−１２４５ｂ−１２４５ｂ− １１９と同じテルリウム インジウム 表４５゜ 一時除去多層放射性微小法用製造パラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いが、またはエネルギーが１０（ｌＫｅＶよりも低 く半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 寧Ｔｅ−１２９ｍ　Ｔｅ−１２９ｍ　Ｔｅ−１３２と同じ鉛 インジウム 本Ｒｕ−１，０３Ｒｕ−１０３Ｒｕ−９７と同じ表４６ 一時除去多層放射性微小球用製造パラメーター（エネルギーはＩＤ０ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、またはエルギーが１００ＫｅＶよりも低く半 減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 ｌ−１２９Ｃｕｌ−１２９ｌ−１２５と同じへｇニー１２９ ｌ−１２９ Ｔｉ（Ｉ−１２９）ｚ Ｚｒ（Ｉ−１２９）　４ １１１ｆ（Ｉ−１２９）　４ Ｈｏ（Ｉ−１２９）ｓ Ｌｉ（Ｉ−１２９） しり（Ｉ−１２９）３ Ｎｄ（Ｉ〜１２９）ｘ Ｒｈ（Ｉ−１２９） Ｓｍ（Ｉ（２９）　！ クロム ジシブロジウム 表４７゜ 一時除去多層放射性微小法用製造バラメ−ター（生ガンマエネルギーは１００Ｋ ｅＶより高く、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００ＫｅＶよ りも低く半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 ｌ−１２９エルビウム　ｌ−１２５と同じＣｓ−１３７Ｃｓ−１３７臭化物　Ｃ ５−１２９と同じＣｓ−１３７塩化物 Ｃｓ−１３７フツ化物 Ｃｓ−１３７ヨウ化物 表４８゜ 一時除去多層放射性微小法用製造パラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、またはエルギーが１（ｌＯＫｅｓ’よりも低 く半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 Ｃｅ−１４４Ｃｅ−１４４Ｃｅ−１３４と同じＣｅ−１４４フツ化物 Ｃｅ−１４４ Ｐｍ−１４３Ｐｍ−１４３Ａｒ　Ｐ＋ｍ−１４３ｍ−１４３Ｐ　Ｐｍ−１４５Ｐ ｍ−１４３と同じ零Ｓｍ−１４５５ｓ−１４５Ｓト１５３と同じＳｍ−１４５臭 化物 Ｓｍ−１４５フツ化物 Ｅｕ−１５５Ｅｕ−１５５Ａｒ　Ｅｕ−１５５Ｅｕ−１５５フツ化物　１ｒＥｕ −１５５フッ化物Ｇｄ−１５３Ｇｄ−１５３Ｇｄ−１４９と同じＧｄ−１５３ヨ ウ化物 Ｄｙ−１５９Ｄｙ−１５９Ｄｙ−１６６と同じＤｙ−１５９臭化物 Ｄｙ−１５９塩化物 Ｄｙ−１５９フツ化物 ＊Ｔ＋ｅ−１７１　７ｍ−１７１７ｍ−１７０と同じ１厘−１７１臭化物 Ｔ＋ｅ−１７１７フ化物 ａ−１７１ 零５１１−１５１　５ｓ−１５１５ｌｌ−１５３と同じ５ｓ−１５１臭化物 Ｓｍ−１５１フツ化物 表４９゜ 一時除去多層放射性微小法用製造バラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高（、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００ＫｅＶよりも低く 半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　股 木Ｔｂ−１６０Ｔｂ−１６０Ｔｂ−１５５と同じＴｂ−１６０臭化物 Ｔｂ−１６０フツ化物 Ｔｂ−１６０ 表５０゜ 一時除去多層放射性微小法用製造バラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、または放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 Ｌｕ−１７４Ｌｕ−１７４Ｌｕ−１７３と同じＬｕ−１７４フツ化物 １１１ｆ−１７２１ｆｆ−１７２Ｂｆ−１７０と同じＢｆ−１７２ １Ｔｆ−１７２ ［１ｆ−１７２ 本Ｅｌｆ−１７５ｌｆｆ−１７５Ｂｆ−１７０と同じ！（ｆ−１７５ １１１ｆ−１７５ ）Ｉｆ−１７５ Ｈｆ−１７８ｄ　Ｈｆ−１７８ａ＋２　１１１ｆ−１７０と同じＨｆ−１７８ｍ ２ Ｈｆ−１７８ｍ２ Ｈｆ−１７ｂ２ 表５１゜ 一時除去多層放射性微小法用製造バラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高（、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００ＫｅＶよりも低く 半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 Ｈｆ−１７９ｍ２　Ｈｆ−１７ｈ２　Ｈｆ−１７０と同じ１３ｆ−１７９１１２ Ｏｆ−１７ｈ２ Ｈｆ（７ｈ２ 事■ｆ−ｔｇ１．　Ｈｆ−１８１Ｈｆ−１７０と同じＨｆ−１８１ １（ｆ−１８１ Ｈｆ−１８１ 享Ｅｌｆ−１８２Ｈｆ−１８２Ｈｆ−４７０と同じＨｆ−１８２ ＋１ｆ−１８２ Ｈｆ−１８２ ＊ｆ−１８５１（ｆ−１８５ｆ−１８７と同じＨｆ−１８５ Ｈｆ（８５ １１ｆ−１８５ ？−１８８ｆ−１８８Ｖ−１８７と同じＲｅ−１８３Ｒｅ−１８３Ｒｅ−１８１ と同じ０ｓ−１９４０ｓ−１９４０ｓ−１９１と同じ表５２゜ 一時除去多層放射性微小法用製造バラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００ＫｅＶよりも低く 半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 本ｒｒ−１９２Ｉｒ−１９２Ｉｒ−１８９と同じＩｒ−１９４ｍ　Ｉｒ−１９４ ｍ　ｒｒ−１８９と同じ本［１ｇ−２０３Ｂｇ−２０３フツ化物　１１１ｇ−１ ９７と同じＢｇ−２０３ 本Ｂ１−２１軸　Ｂ１−２１ｈ　Ｂ１−２１０と同じＢ１−２１０ｍ テルル Ａｍ−２４１Ａｍ−２４１Ａｒ　Ａ＋ａ−２４１Ａｍ−２４２ｍ　Ａｍ−２４２ ｍ　Ａｍ−２４１と同じ本Ａｍ−２４３Ａｍ−２４３＾＋ｍ−２４１と同じＡｍ −２４３０ｍ−２４３Ａｒ　Ａｍ−２４３Ａ層−２４５０量−２４５　Ａｍ−２ ４３と同じＵ−２３３Ｕ−２３３Ｕ−２３１ト同じホウ素 Ｕ−２３４Ｕ−２３４Ｕ−２３１と同じホウ素 表５３゜ 一時除去多層放射性微小法用製造パラメ−ター（エネルギーは１００ＫｅＶより 高く、半減期は１５日より長いか、またはエネルギーが１００ＫｅＶよりも低く 半減期が１３０日よりも長い）放射核種　標的物質　周辺ガス　殻 Ｕ−２３５Ｕ−２３５Ｕ−２３１と同じｔ−２３５ ホウ素 Ｕ−２３６Ｕ−２３６Ｕ−２３１と同じホウ素 ｌｌ−２３８Ｕ−２３８Ｕ−２３１と同じ［１−２３８ ホウ素 表５４゜ 電子−生産多層化放射性微小球の製造 （主ガンマー練成分無しの高エネルギー電子粒子照射）放射核種　標的物質　周 辺ガス　殻 ５ｉ−３２５ｉ−３２Ａｒ　５ｉ−３２Ｓｉ−３２Ａｒ／アセチレン　５ｉ−３ ２カーバイド５ｉ−３２Ａｒ／酸素　５ｉ−３２酸化物グラフアイト　ｋｒ／５ ｉ−３２Ｈ’　Ｎ１５ｉ−３２Ｐ−３２白金（Ｐ−３２）２　Ａｒ　リン化白金 −３２白金　Ａｒ／Ｂ３ｐ４ｚ　白金（Ｐ−３２）　２Ｐ−３３白金（Ｐ−３３ ）２　Ｐ−３２と同じ白金 Ｃｌ−３６ネオジミウム（Ｃｌ、−３６）　３　Ａｒ　塩化ネオジミウム−３６ ホルミウム（Ｃ１，−３６）３　Ａｒ　塩化ホルミウム−３６に−４０Ｋ−４０ 塩化物　Ａｒ　Ｋ−４０塩化物に一４０ヨウ化物　Ａｒ　Ｋ−４０ヨウ化物に− ４２Ｋ−４２塩化物　Ｋ−４０と同じに一４２ヨウ化物 Ｃａ−４５Ｃａ−４５Ａｒ　Ｃａ−４５Ｃａ−４５フツ化物　Ａｒ　Ｃａ−４５ フッ化物Ｃａ−４５Ａｒ／アセチレン　Ｃａ−４５カーバイド５−３５　バナジ ウム　＾ｒ／Ｈ２”’　ＶＳ−３５タングステンＡｒ／Ｈ２ｓ−３５Ｗ（Ｓ−３ ５）ｚ表５５゜ 電子−生産多層化放射性微小球の製造 Ｔｉ−４５Ｔｉ−４５Ｔｉ−４４と同じ丁ｊ−４５ Ｂｉ−２１０Ｂ１−２１０　Ａｒ　Ｂ１−２１０Ｂｉ−２１０Ａｒ／酸素　Ｂ１ −２１０酸化物テ／ｌ／／ｌ／　Ｆｉｓ　＠、　（ＢＩ−２１０）２Ｔｅ３Ｓｒ −８９５ｒ−８９５ｒ−８３と同じＳｒ−８９ Ｓｒ−８９ Ｓｒ−９０５ｒ−９０５ｒ−８３と同じＳｒ−９０ Ｓｒ−９０ Ｙ−９０Ｙ−９０Ｙ−８７と同じ Ｙ−９０塩化物 Ｚｒ−８９Ｚｒ−８９Ｚｒ−８６と同じＺｒ−８９ニホウ化物 Ｓｒ−８９ Ｓｒ−８９ Ｓｒ−８９ Ｚｒ−１１ｔ９ Ｓｒ−８９ ホウ素 ｔＭ７ 表５６゜ 電子−生産多層化放射性微小球の製造 （生ガンマー線成分無しの高エネルギー電子粒子照射）放射核種　標的物質　周 辺ガス　殻 Ｐｄ−１１２Ｐｄ−１１２Ｐｄ−１００と同じＡｇ−１１１前述のＡｇ−ＩＩＩ の記載を参照Ｃｄ−１１３ｍ　Ｃｄ−１１３ｍフン化物　Ｃｄ−１１５と同じＣ ｄ−１１５ｍ　Ｃｄ−１１５ｍフッ化物　Ｃｄ−１１５と同じＩｎ−１１５Ｉｎ −１１５Ａｒ　Ｉｎ−１１５Ｓｎ−１２３５ｎ−１２３Ａｒ　５ｎ（２３Ｓｎ− １２３Ａｒ／酸素　５ｎ−１２３酸化物５ｎ−１２３Ａｒ／亜硫酸水素　５ｎ− １２３硫化物テ／Ｉ／／ｌ／　Ａｒ／５ｎ−１２３ＨａＣｓ−１３５Ｃｓ−１３ ５臭化物　Ｃｓ−１２９と同じＣｓ−１３５塩化物 Ｃｓ−１３５フツ化物 Ｃｓ−１３５ヨウ化物 Ｐｒ−１４３前述のＰｒ−１４３の記載を参照■○−１６６前述のＤｏ−１６６ の記載を参照衣ＤＩ。
電子−生産多層化放射性微小球の製造 （主ガンマ−線成分無しの高エネルギー電子粒子照射）放射核種　標的物質　周 辺ガス　殻 Ｔｍ−１７０前述のＴｍ−１７０の記載を参照電子−生産多層化放射活性微小球 の製造（主ガンマ−線成分無しの高エネルギー電子粒子照射）放射核種　標的物 質　周辺ガス　殻 Ｔｈ−２３４Ｔｈ−２３４Ｔｈ−２３１と同じ層１６のこの構成物質は、中央区 分１２とその上の層に原子的に結合しており、吹き付けられた金属層およびその 窒化物、炭化物、酸化物などの場合には、同様の金属塊の数倍の堅さと耐久性を 持つ。一般に、各層はそのいずれかの面の層の構成物質に原子的に結合している 。
放射線射出層１６は、硬金属層（タンタル、タングステン、チタン、ハフニウム 、ジルコニウム、ダイアモンド様炭素、ニオブ、オスミウム）、金属化合物製（ 窒化チタン、炭化窒化チタン、窒化ジルコニウム、炭化ジルコニウム、炭化タン タル、炭化タングステン、炭化はう素、二次化クロム、炭化ハフニウム、酸化ハ フニウム、酸化ランタン、炭化トリウム、炭化バナジウム、窒化ハフニウム）、 あるいは非金属製（ダイアモンドあるいは炭素）の拡散防御物質箔で覆った放射 線射出化合物層（セレン化タリウム−７２、テルル化アンチモン−１１９、ホウ 化ウラン−２３１、炭化ジルコニウム−８６、ヨウ化銅−１２５、炭化Ｍｏ−９ ９、炭化タンタル−１７７、炭化バナジウム−４８、テルル化ガリウム−６７、 テルル化インジウム−１２５転ヨウ化チタン−１２５、あるいはセレン化銅イン ジウム−７５など）である。この箔で覆われた放射線射出性層は、固体微小球状 金属あるいは炭素コア（基質）を均一に覆う。
一つの態様では、不活性ガスと放射線射出化合物のみを含む気体中のプラズマか ら、純粋な金属を微小球状基質上に蒸着し、放射性水素化物ガスなどの放射性射 出性反応性ガスを上記の系に導入して金属とガスから放射性化合物を形成させる 際に放射線射出化合物を微小球状基質上に蒸着する。他の態様では、異なる構成 物質の被覆グサイクルを、例えば上述の構成物質製などの薄硬層（高沸点金属） および軟層（放射性射出化合物）の箔を作るように交互に行う。基質の適度な偏 向を用いることにより、各サイクルを約３０秒間行い、放射性射出化合物の一層 を、６０秒ごとの一層の純粋な（高沸点）金属で密閉する。
被覆される物質および蒸着装置の効率により、各層は約１００オングストローム から１０００オングストロームの厚さとなり、装置および被覆される物質の原子 量および被覆法に依存する。硬金属層による軟放射性射出層の被覆によって、壊 れ始める前、あるいは他の微小球と真空溶接が開始される前に、放射性射出層を 密閉する。
微小球上に目的の活性あるいは放射性射出化合物が蓄積するまで、後述するいず れかの被覆法を用いてこの過程を続ける。薄硬層（窒化金属、酸化金属、炭化金 属、あるいは炭化窒化金属）および軟層（放射性核種化合物）が産生される。
外層１８および２０は、放射性射出層１６を包む。一つの態様では、炭素などの 、電子を伝達できる物質から成り、それにより層１６の物質の適切な選択により 電子透過が可能になるが、別の態様では硬く保護的であるが電子を吸収し透過す る金属で作られる。層１８および２０のこれらの物質は、層１６中の放射性射出 物質に関する態様に含まれ、保護、密閉、同定を行い、ある条件においては放射 線の透過を可能にする。
いくつかの態様では、層１８は微小球１０の表面に向かう外側への放射活性の動 きを阻害する拡散境界である。外層は、拡散境界および機械的保護あるいは、も し望むならば色による識別のいずれをも与える。拡散境界の構成物質は、放射線 を与える物質の性質と併せてその機能により選択する。
適当な拡散境界としては、以下の物が含まれる。（１）金、パラジウム、タンタ ル、タングステン、プラチナ、およびチタンなどの単−金りあるいは（２）金− パラジウム−チタン、金−チタン、およびタングステン−チタンなどの多層の金 属の組み合わせ：あるいは（３）窒化チタン（ＴｉＮ）、炭化チタン（ＴｉＣ） 、炭化タングステン（ＶＣ）、窒化タングステン（ＷＮ）、窒化タングステン− チタン（ＴｉｆＮ）、窒化ハフニウム（Ｉｌ［ｆＮ）　、炭化ハフニウム（Ｈｆ Ｃ）、窒化ジルコニウム（ＺｒＮ）、炭化ジルコニウム（ＺｒＣ）　、炭化バナ ジウム（ＶＣ）、炭化ホウ素（ＢＣ）およびホウ化タングステン（ＶＢ）のよう な化合物：あるいは（４）ダイアモンドあるいはダイアモンド様炭素などの非金 属要素あるいは化合物。
本発明の望ましい拡散境界構成物質は、窒化チタン、炭化タングステン、窒化ハ フニウム、および１０１００ｎナノメートル）の厚さのチタン層、１００ｎｏ＋ の厚さのパラジウム層、３００ｎｍの厚さの金層などの層の群である。拡散境界 の目的は、放射線射出化合物の、多層放射線射出微小球の外膜への拡散を防ぐこ とである。拡散境界はまた、室温で昇華あるいはガス生成を行う放射性核種の放 射線射出ガス保護膜としても機能する。
薄層フィルム構造に必須の規準は、構造的な完全性を維持していることである。
薄層フィルムの明確な反応あるいは相互拡散は数百オングストローム以上の短距 離で生じることが知られている。金属薄層は化学的に拡散および反応する傾向が あり、この傾向は薄層フィルムの欠陥あるいは粒子の付着により増強される。拡 散境界はこの拡散を妨げる。
ｌ−１２５などの金属は空気にさらされるとガスに昇華し、それが患者に埋め込 まれた場合にはｌ−１２５が血流に入り甲状腺に蓄積する可能性があるので、多 層放射線射出微小球の金属外被を通して放射線射出物質が拡散するのを阻害する ことが重要である。放射性核種因子が化学的に安定であるか、高沸点金属または 比較的不活性な金属化合物である場合には、拡散境界は必要ではない。
放射性物質の漏れをさらに減らすためには、放射性膜の物質と化学的に反応する 金属層を、機械的拡散層の前に化学的拡散層として放射性物質の上に吹き付ける か、あるいは被覆する。この層は放射性物質と反応し、機械的拡散層を密閉する 。
例えば、漏れを減らすために、銀を放射性ヨウ素の上の被覆として吹き付けるこ とが可能である。さらに、被覆過程で磁場および熱の導入などによって微小球の 溶接を避けるのと同時に、出来る限り低い圧力を用い、出来る限り大きなエネル ギーを導入して拡散層を被覆することなどによって、拡散層の密度およびその一 様性を最大にする。
外層２０は内層１６および１８を含む厚い球状（０、ｌ　Ｑｍｍまで）保護層で ある。球状厚膜保護層は以下の物からなる・（１）チタンやステンレス鋼などの 耐蝕性合金製の、Ｘ線遮蔽を最小にするために低原子量でもある、ヒトの組織適 合性の耐性金属：あるいは（２）炭化チタン、窒化チタン、炭化窒化チタン、窒 化チタンアルミニウム、窒化ジルコニウム、及び窒化ハフニウムなどのヒト組織 適合性である耐性金属化合物（遷移金属あるいは他の金属の炭化物、窒化物、あ るいは炭化窒化物を形成させるための被覆の際に反応性アセチレン窒素、酸素、 メタン、あるいは−酸化炭素ガスを用いている）：あるいは（３）タンタル、プ ラチナ、あるいは金などの高原子量を持つ０１ａ１１１以下の厚さのヒト組織適 合性の耐性金属膜；あるいは（４）＆ｆｌ織適合性薄膜に覆われたヒト組繊非適 合性金属膜。
吹き付けられたダイアモンド、タンタル、あるいはチタンなどの組織適合性の最 外殻を厚い保護金属膜に適用する場合には、ベリリウム、バナジウム、ニッケル および窒化ホウ素を厚膜として用いる。適当な最外殻は典型的には薄く、ダイア モンドまたはダイアモンド様炭素、プラチナ、あるいはタンタルなどのシードの 物理的な性質を増強するように考案された特殊目的のための殻からなる。これら の殻は、硬度、耐蝕性を付加することにより多層放射線射出微小球を増強する。
最も外側の薄膜も異なるシード認識色を与えるために用いられる。
着色するためには、最も外側の薄膜は金色を与える窒化チタン（ＴｉＮ）、茶色 を与える炭化窒化チタン（ＴｉＣＮ）、黒を与える窒化チタンアルミニウム（Ｔ ｉＡＩＮ）、灰色を与える炭化チタン（ＴｉＣ）、黄銀色を与える窒化ジルコニ ウム（ＺｒＮ）、黄緑色を与える窒化ハフニウム（ＥｆＮ）が含まれる。
強固な耐蝕性でヒト組織適合性金属としては、チタン、ハフニウム、ジルコニウ ムが含まれる。ステンレス鋼などの低原子量金属合金も使用可能である。他に使 用可能な耐蝕性金属としては、タンタル、タングステン、金、およびプラチナが 含まれる。この“厚い”層はそれでも比較的薄い（０，１ｍｍ以下）ので、また 、殻は高度に均一で球状であるので、プラチナや金などの高原子量金属も放射線 異方性を引き起こすことなく、また最小のγ線遮蔽および最小の放射性損失で、 保護厚膜として効果的に使用することができる。
球状で均一な構造のため、すべての自己遮蔽はシード活性を増加させることによ り補助されつる。本発明の望ましい態様においては、低エネルギーγ線の遮蔽を 最小限行う低原子量金属で、高度に硬く、組織および腐食耐性で、高沸点を持つ ものが、低エネルギー射出（１００Ｋｅｖ以下）放射性核種を含む多層放射線射 出微小球の外被に望ましい。チタンはそのような金属である。高エネルギー射出 （１００ＫｅＶ以上）多層放射線射出微小球の外殻に望ましい金属は、低エネル ギーγ線をある程度遮蔽し高エネルギーγ線をほとんど遮蔽しないような高原子 量を持ち、組織および腐食に高い耐性を持ち、高度に硬（、非常に高沸点を持つ 。タンタルとタングステンはこのような金属である。
外膜２０はまた、強固な耐蝕性ヒト組織適合性非金属因子も含むことができる。
望ましい非金属保護厚膜は、吹き付けるかプラズマ蒸着したダイアモンドまたは プラズマ蒸着したダイアモンド様炭素である。これらの非金属膜は放射性核種層 のＸ線自己遮蔽を最小限にするように低原子量であるという利点を持つだけでな く、完全に非強磁牲であるという利点も持つ。
他の硬質耐蝕性金属には、炭化物、金属窒化物、金属ホウ化物、金属酸化物、金 属硫化物、あるいは金属炭化窒化物が含まれる。本発明の望ましい金属化合物保 護厚膜には、炭化チタン、窒化チタン、炭化窒化チタン、炭化タンタル、炭化タ ングステン、窒化ハフニウム、および窒化ジルコニウムが含まれる。
これらのすべての厚膜は、多層放射線射出微小球の硬賀耐衝撃性耐蝕性保護外殻 として適切に機能するように、異なるシードに個別に混合される。これらの膜す べては標準的な蒸着あるいは別に述べられている反応性蒸着技術によって容易に 適用することができる。
さらに、吹き付けられたダイアモンド、タンタル、あるいはチタンなどの組織適 合性最外膜が保護金屑厚膜の上に使用されている場合には、保護厚層は組織適合 性物質で構成されている必要はない。この場合には、ベリリウム、バナジウム、 ニッケル、および窒化ホウ素などの、より毒性があるが低原子量金属を保護厚膜 として使用できる。
第２図から第５図では、異なる数および／または厚さの層または殻である層に対 応する区分１４Ａ−１４Ｄを有する、４つの別の態様の放射線射出微小球１０＾ 、ＩＯＢ、ｌ０Ｃ１およびＩＯＤを示しており、それは４殻から５殻であるが通 常は放射線射出微小球の直径を最小にするために一つの保護厚膜と幾つかの薄い 殻からなっている。第２図の微小球１０Ａは中空の基質１２人を持っているが、 その代わりに固体球状基質を含んでいてもよい。簡便のため、特異的な構成ある いは使用法にかかわらず、殻は中央から外側へと番号を付けである。付加的な層 は、治療用Ｘあるいは磁気共鳴、あるいはＰＥＴ画像化を増強するために設計さ れた、任意の特殊目的内部球状膜、および任意の最外部特殊目的薄膜である。
任意の最外部特殊目的薄膜（厚さ０．０１ｍｍ以下）を第４図の２２０１および 第５図の２４０に示す。この任意の外殻は、ダイアモンド、ダイアモンド様炭素 、窒化チタン、炭化窒化チタン、炭化チタン、炭化タンタル、窒化ハフニウム、 窒化ジルコニウム、プラチナ、あるいはタンタルなどを、ｄｃ、ｒｆ、レーザー 切除、あるいはマグネトロン吹き付け、イオンメッキ、イオン流吹きつけ、ある いは曲線または標準陰極アークプラズマ蒸着した物質である。これらの殻はそれ ぞれ、硬度を増す、傷に強い、認識用に用いる色、摩擦を減らす、組織適合性を 増す、耐蝕性を増す、などの本発明の基本的な球状吹き付は薄膜多層放射線射出 微小球の設計を増強するような、付加的な望ましい物理的特性を与えるものであ る。
任意の多層放射線射出微小球の薄外殻を用いて、異なる構成のシードを明確に表 示するため、あるいは活性の高低、半減期の長短、γエネルギーの高低の異なる シードを区別するために異なるシード認識色を付けることができる。多層放射線 射出微小球の最外層であるため、これらの層は色を付けなければならないだけで なく、組織適合性および耐蝕性でなければならない。
ダイアモンドで被覆された多層放射線射出微小球は外科用機器の使用によって損 失を受けにくい。また、この表面膜で摩擦が減少していることにより、本発明の 多層放射線使用微小球が自動−送り組織埋め込み用銃内でつまりにくくなる。反 応性陰極アーク蒸着によって炭素含有ガスから作られたダイアモンド薄膜（厚さ ０゜０（１１ｍｍ以下）は、本発明の多層放射線射出微小球の任意の薄外殻に望 ましいものである。
必要であれば、多孔性を減らすあるいは最終産物の殻の結晶化を除くため、ある いは殻完成後の眉間の密着性を改善するために、多層放射線射出微小球を別個の 装置において焼きなますことができる。いくつかの態様では、微小球用鉄鍋内で 金属塊の融解温度近くまで過熱することによって行われ、それにより焼きなまさ れた物質に典型的な微細結晶構造が得られる。
通常行われるラジオグラフ、計算断層レントゲン写真撮影、あるいは磁気共鳴画 像化あるいはその他の遠隔画像化設備を用いて、多層放射線射出微小球の画像化 を増強するために、任意の特殊目的のための均一な内部球状膜を用いることが可 能である。シード認識のための、診断用Ｘ画像化増強または磁気共鳴画像化増強 ま　・たは陽電子射出画像化増強（ＰＥＴ）または単一位置射出計算局所解剖学 （ＳＰＥＣＴ）に用いるために、該殻は比較的薄く（厚さ０．０１關以下）で、 マグネトロン、レーザー切除、あるいはｄｃ吹き付は蒸着、あるいはイオンメッ キ、あるいはイオン流自己吹き付け、曲線陰極アークプラズマ蒸着、あるいは標 準陰極アークプラズマ蒸着膜を用いることができる。
ガドリニウム、エルビウム、テルビウム、トリウム、セリウム、フッ化コバルト 、酸化ジスプロシウム、硫化ジスプロシウム、フッ化ネオジム、酸化テルビウム 、臭化サマリウム、酸化トリウムなどの膜は、常磁性および高い磁化率および膜 蒸着時の真空溶接を減少させる高沸点という性質により、磁気共鳴画像化の目的 で選択される。
本発明の磁気共鳴画像化層に適した要素または化合物には、セリウム（Ｂ、　Ｐ 、　３．４６８Ｃ１１０−’ｃｇｓでの磁化率（＋ｏｓ）＋５．１６０．０）、 フッ化コバルト（Ｂ、　Ｐ、　１．４００Ｃ，ｍｓ　＋９．４９０．０）A 酸化ジスプロシウム（Ｍ、Ｐ、　２．３４０Ｃ，璽ｓ　＋８９．６００．０）、 硫化ジスプロシウム（Ｍ、Ｐ、　−−、ＭＳ　＋９５．２００．　Ｉ］）、−［ −ルビラム（Ｂ、Ｐ、　２．９０ＤＣ，ｍｓ　＋４４．３００．０）、ガドリニ ウム（Ｂ、　ＰB ３、０ＯＯＣ，ｍｓ　＋７５．０００．０）、二塩化マンガン（Ｂ、　Ｐ、　１ ．９０［）Ｃ，ｍｓ　＋１４．３００．０）、フッ化ネオジミウム（ＢＰ、　２ ．３００１１１ｓ　＋４．９８０．０）、臭化サマリウム（Ｂ、　Ｐ、　１．８ ８０、ｍｓ　＋５．３３７．０）、テルビウム（Ｂ、　Ｐ、　２．８００Ｃ，ｍ ｓ　＋１４６．　ｏｏｏ、　Ｏ）、酸化テルビウム（Ｂ、　Ｐ、　−−−１ｍｓ 　”、　７８．３S０．０）、 トリウム（Ｂ、　Ｐ、　１．、７２７Ｃ，ｍｓ　＋２５．０００．　Ｏ）、酸化 トリウム（Ｂ、　Ｐ、　−−−１ｍｓ　＋５１．４４４．０jが含 まれる。
これらの因子は本発明の多層放射線射出微小球上に効率よく被覆されるのに十分 な高沸点を持つため、また、顕著に異なる磁化率を持つため、腫瘍放射線投与計 算の目的で、同一の腫瘍中で、異なる磁気共鳴画像化剤で被覆した異なる多層放 射線射出微小球を独二に認識することが可能である。本発明の多層放射線射出微 小球を広範に完全に利用するためには、同一の腫瘍中に一つの手段で一種類以上 の多層放射線射出微小球を埋め込むことが有利であるため、画期的なことである 。
病院から退院するためには、永久的に放射線射出シードを埋め込まれた患者は、 個々の放射性核種に特異的な許容水準以下にシードの総活性が落ちるまで待たね ばならない。半減期が短い放射性核種を用いることにより、上記の放射線射出活 性水準を理性的な日数内で得ることが可能であり、それにより適度な腫瘍線量を まだ発しているため過剰に長い入院をするという事態が避けられる。
中央の球あるいは他の外膜は、高熱のため遠隔的に射出されたエネルギーによっ て加熱可能な物質および／または組織の損傷を避けるため外から射出されたエネ ルギーを用いてシードを動かすことに磁力を適用できる磁気物質で作ることがで きる。たとえば、導入された無線周波数エネルギーによりキュリ一温度まで加熱 され、摂氏５０℃などの高熱に適したキュリ一温度を持つ強磁性物質を用いるこ とができる。さらに、強力な磁気物質は外来的に適用された電磁場により、動か すことおよび／または反応性ガスを用いて吹き付け、レーザー切除、あるいは陰 極アーク蒸着により、あるいは適当な物質で完全なシードを作ることなどにより 、強磁性化合物を持つ開始シードを被覆することにより、もとの場所で製造する ことができる。本発明で使用するキュリー遷移点基質微小球に適した元素として は、鉄、コバルト、ニッケル、ジスプロシウム、およびガドリニウムが含まれる 。適当なキュリー遷移点を持つように、他の合金を作成することもできる。
元素および化合物を最適の割合で混合して、摂氏４２℃から５Ｄ℃の範囲に鋭い キュリー遷移点を持つ最終的なシードを作成する。化合物と元素は適当な閉じら れた標的から吹き付けることによって、その場所で合金にすることができる。標 的のシャッタリングを変えることにより、核標的の吹き付は速度、および基質微 小球上で合金となる標的物質の割合および比率を正確に制御することができる。
同様に、レーザー切除技術により比率を容易に調節することができ、ここでレー ザーは一つまたは幾つかの吹き付けられた標的を蒸発させるのに用いられる。
たとえば、合金のニッケル群は摂氏４２から５０’Ｃの範囲のキュリー遷移点を 持つ微小球基質を産生ずるのに用いることができる。これらは以下のものを含む ：バナジウム４％　ニッケル９６％：モリブデン６％　ニッケル９４％ニクロム ８％　ニッケル９２％；チタン９％　ニッケル９１％；ｓｂ　７％　ニッケル９ ３％；シリコン鴎　ニッケル９２％ニアルミニウム１２％　ニッケル８８％：プ ラチナ２８％　ニッケル７２％；マンガン１７％　ニッケル８３％：銅２９Ｘ　 ニッケル７１％。
第１図から第５図の態様では３から５の被覆を示しているが、直径０．２０ａ＋ ｆｆｉのタンタル中心、厚さ０．０１ｍ＋から０．０４５ｍｍのＴｉ（１−１２ ５）２／ＴｉＮ内殻と厚さ０．０５ｏｎ＋の窒化チタンの外殻からシードを作成 することができる。ＴｉＮが拡散境界殻および保護殻双方として機能するためこ の構造が可能であり、それにより他の拡散境界の必要性が除かれる。
放射性膜の代わりに、天然に存在するか、あるいは安定な放射性アイソトープか ら一つの中性子を除いたアイソトープ性増強物質のいずれかである非放射性物質 膜を用いることにより放射線による危険を減じることが可能である。この物質は 、必要以上の高放射活性のシードを形成させるのを避けるため、使用直前に中性 子を照射することにより活性化することができ、使用時まで崩壌させることがで き、あるいは形成からの時間経過のために最適の放射活性を持たなくなった放射 性シードを用いることができる。熱中性子衝突によって対応する放射性アイソト ープに転換される濃縮していない天然物質を開始材料とする場合には、その物質 は厚さが２５ミクロンから５０ミクロン（０，０２５ｍｍから０．０５０ｍｍ） の範囲であるべきである。
物質量は、その要素の中性子照射によって産生じ得る放射活性量に対応する。
使用時には、多層放射性微小球は直接組織に埋めることによって永久的に、ある いはカテーテルや除去可能な管中に固定することによって一時的に、外科的に埋 め込まれる。多層放射性微小球埋め込みのための一回の外科技術は、埋め込み時 期に応じた埋没物の半減期、エネルギー、活性、および場の強度を選択すること 、高エネルギー微小球を埋め込むこと、および、放射線の強度に応じて腫瘍性組 織のみが破壊されるのに十分な時間であって分化している健康な細胞が破壊され ない程度の期間の後に高エネルギー微小球を除去することからなる。しかしなが ら、高エネルギー微小球が比較的短い半減期を持っている場合には、除去する必 要はなく、永久的に埋め込まれたままでもよい。また、低エネルギー微小球はエ ネルギーが患者の体内にほとんど完全に吸収されてしまうため、危険ではない。
したがって、低エネルギー微小球は高い線量比が必要でない限りは、常に永久的 に埋め込まれる。一時的埋め込みの場合でも、低エネルギー埋め込みは病院のス タ・ソフに対しても危険度が低い。
強度によって離れた位置に複数の低エネルギー微小球を埋め込むことも可能であ り、このとき微小球の物理的性質によって腫瘍組織に対する主要放射線量を物、 理的に制限することによって腫瘍組織のみを破壊する。自動−送り埋め込み銃を 用いることができる。
一つの処置方法としては、約１センチメートル間隔でヒト腫瘍全体にわたって３ ０から３００個の低活性多層放射性微小球を永久に埋め込み、このとき１．５グ レイ毎時以下の連続的低線量の低エネルギー照射が行われる。埋没物と協同して 、多層放射性微小球の平均寿命より長く、最小線量８０から３．０００グレイを 腫瘍に照射してもよい。細胞同調剤などの化学治療剤を用いることにより、放射 線治療に先立ち細胞を同一させるという思想も臨床的に試されて来た。例えば、 頚部癌および脳の悪性神経芽腫の治療において外からの放射線放射に先立ち細胞 同調薬剤として、ヒドロキシ尿素が試された。これらの試用は穏やかな効果があ るだけか、効果が見られなかった。
放射線照射の線量を減少させることにより細胞壊死が増加するという、“逆線量 効果”が観察された。この矛盾する効果は、ある線量で細胞の細胞周期が進行す る傾向があり、細胞周期のなかで非常に放射線に感受性であるＧ−２あるいはＧ −２／Ｓで停止するという事実によって説明された。これらの“停止し、放射線 に感受性の′細胞にさらに連続的に低線量の照射を行うことにより、照射された 比較的低い線量から予想されるよりもはるかに効果的に細胞を壊死させる。
この効果を生み出す実際の線量は異なる細胞系によって大きく変動する。ある腫 瘍タイプに関して効果的にＧ−２停止を行わせる線量は、腫瘍細胞を培養し、標 準的なフローサイトメトリー法を用いて細胞周期を解析することによって実験的 に決定することができる。患者に対して試行錯誤で決定することも可能である。
ある研究者によって、ＢｅＬａ細胞の細胞分裂を停止させるのに必要な最小線量 は約２３ｒａｄ１時であることが決定されたがＪ−７９細胞に関しては約２７０ ｒａｄ／時であり、１０倍の違いがあった。
細胞分裂を停止させるこの“最適“線量では、すべての細胞はＧ−１および３期 を通過し、３期がわずかに遅れ、それに続いてＧ−２期で完全に停止することが 観察された。
ＢｅＬａ細胞は照射の際に細胞周期の感受性期へ細胞が再分布する劇的な効果を 示し、これは低線量での生存曲線に反映され、７４ｒａｄ／時よりも３７ｒａｄ ／時で単位線量あたりより多くの細胞壊死が観察された。したがって、最適線量 において細胞は細胞周期を進行し、細胞周期のなかで放射線感受性であることが 知られているＧ−２期で停止する傾向がある。停止している間に、さらに放射線 照射を行うことにより、より効果的に細胞を壊死させることができる。より高線 量では、細胞は照射を開始した時の細胞周期内の期で“凍結“される。最適より も低い線量では、細胞はＧ−２停止から逃れ、照射の間も通常と同様に細胞周期 が進み、分裂する。
各腫瘍タイプは、放射線感受性のＧ−２期で延長された細胞周期停止を引き起こ す、特徴的な“最適線量”を持つ。この“最適線量”は標準的な細胞培養と細胞 周期分析技術によって決定することができる。ベッドフォード（Ｂｅｄｆｏｒｄ ）とミ・ソチェル（Ｍｉｔｃｈｅｌｌ）は、ＨｅＬａ細胞に対する３８ｒａｄ／ 時の線量と、Ｖ−７９モルモ・ソト細胞に対する９０ｒａｄ／時の線量は実質的 に細胞分裂を阻害するが、このような連続的照射はＧ−１あるいは３期の進行に は効果が内がＧ−２期を遅らせ細胞分裂を阻害することを示した。
本発明の多層放射性微小球は（特異的に適合したエネルギー、半減期、および活 性を持つ多層放射性微小球を作成することにより）、標的腫瘍塊全体にわたりこ の“最適線量”を与えるように個々の腫瘍にあわせることができ、Ｇ−２期で延 長停止を引き起こし、それにより通常の外来放射線照射を行う場合に、もし存在 すれば“放射線感受性化剤”として機能する。言い換えれば、本発明の多層放射 性微小球は個々の腫瘍の放射線生物学に“適合”させるように操作することが可 能であり、それにより連続照射の“最適”線量を生み出し、その細胞周期のＧ− ２期で標的腫瘍境内の細胞を停止させることにより“放射線感受性化剤”として 機能する。
ＣＴ（計算断層レントゲン写真撮影）またはソノグラフ（超音波）指示を用いた 経皮釣針生検は、過去１５年以上にわたり発展してきた一般的方法である。放射 線学的に指示される針生検の初期には、はとんどの生検は小口径（２１ゲージか ら２２ゲージ）の針を用いて行われ、広い範囲の安全性が与えられてきた。生検 を行う際に小ゲージ針を用いることは、出血および組織外傷の危険性を最小限に することと歴史的に関連づけられている。小口径小ゲージ針を用いれば、胃に重 なったループや小腸でさえも針検体の禁忌ではない。放射線学的に指示される生 検がもつとも一般的に行われる人体部分は、肝臓、すい臓、後腹膜、副腎腺、骨 盤、胸、骨、四肢、および首である。
小型（退京直径０．４ｈｍ以下）であることから、本発明の多層放射線微小球は 、０丁およびソノグラフ指示の元で経皮釣針生検を行うために最初に開発された ものと同じ技術を用いて、小口径小ゲージ（２１Ｇから２２Ｇ）の細胞組織間埋 め込み針を用いて体のほとんどどの部分にも容易かつ安全に埋め込むことができ る。さらに、本発明の多層放射線微小球は、ＭＨＩ（磁気共鳴画像化）指示を用 いて埋め込むことも可能である。ＣＴＳｌｉＲＩ、およびＰＥＴ（陽電子射出断 層レントゲン写真撮影）スキャン由来の人体器官の相対的空間調整をデジタル化 し、三次元画像を作成する（スキャンディプラン、スキャンジトロニクス社、ウ プサラ、スウェーデン）ための、比較的最近のコンピューター使用法により、参 考システムと関連させて細胞組織間針を特異的なデカルト座標あるいは極座標へ と誘導するのにこのようなデジタル化されたデータを用いて、人体の特異的な部 位に多層放射線微小球を定位法的に埋め込むのに利用することができた。定位法 的フレームは過去には神経外科治療を行うためによく用いられたが、脳、脳下垂 体、あるいは頭蓋基部以外の人体部位に放射性シードを埋め込むために用いられ たことは過去にはなかった。しかし、このような定位性技術は、“定位法フレー ム”あるいは“ロボット的腕”のいずれかを用いて“定位法的人体埋め込み“シ ステムにおいて、いかなる人体部位にも多層放射性微小球を埋め込のに適用可能 である。
定位法的脳外科手術は、手術部位の直接の視覚化を行わずに頭蓋にあけた穴を通 して脳内にプローブのチップを導くための技術である。このような技術は神経外 科学の分野で開発され、応用されてきた。ＣＴスキャンで同定可能などの点も定 位性座標に関連づけることが可能なので、定位性外科フレームはＣＴスキャナと 組合わされ、生検あるいは神経外科技術のための外科用機器の定位法的誘導を可 能にする。定位法フレーム座標を基準にすることのできつる幾何学的システムは 多数存在する。
これまでに開発されたフレームには４つの主要なタイプがある：（１）極座標： （２）弧−半径：（３）焦点、（４）像標的。典型的な極座標定位法システムに は、侵入点に対して軌道が極座標で示されることが必要である。弧半径フレーム は、弧に沿った接線に直角に導入された半円の弧においてプローブを用いる。像 あるいは“ダミー”装置は、三角法ではなく機械的に定位性装置の角度およびプ ローブ長を決定するためにあらゆる座標系を用いる。このアプローチは選択され た場所に微小球を埋め込むために用いられる。
市販されているロボット（ユニメーンヨン・ブーツ２００ロボツト）が“ロボッ ト定位法”脳生検を行う新しい技術も知られている。ＣＴスキャンによって決定 された空間的情報を患者を固定するのに用いる基本フレームに連結し、この情報 をロボ・ソトの空間座標に翻訳し、適当な場所へロボットの腕と生検針を誘導す るのに使用する。
ロボット定位性技術は、“定位法フレーム”に頼らずに“ロボ・ノド人体埋め込 み“システムにおいて多層放射性微小球をどんな人体部位にも埋め込むために適 用される。多層放射性微小球および関連製品の基本的な使用法は、通常の外来放 射線照射治療によって達成されるよりも２倍から５倍高い腫瘍治療放射線量をヒ トの腫瘍に安全に照射するものである。多層放射性微小球の第２の使用法は、通 常の外来放射線照射治療法の腫瘍効果を増強するための放射線感受性化剤として の臨床使用である。
一般に、多層放射線微小球の第１の使用法は、外因性の手段によって照射可能な 量の２倍から５倍高い腫瘍治療放射線量を安全に照射することを可能にする。多 層放射線微小球の第一の適用例は、全照射量が重要な要素であり、この量は完全 に腫瘍を壊死させる量でなければならない。本発明の多層放射性微小球の第２の 使用法は、多層放射性微小球によって生み出された連続的な低照射量放射線が最 適に腫瘍を同調させ、細胞周期のなかで放射線感受性な時期で細胞を停止させる という意味で、放射線感受性化剤として多層放射性微小球放射線を用いることを 含んでいる。この第二の適用では、シードによって射出される放射線量は重要で はなく、多くの場合その量は実質的に腫瘍を壊死させるものではない。しかしな がら、腫瘍体積照射率は重要であり、−日あたり２４時間細胞をＧ−２停止させ るのに十分高くなければならず、しかしＧ−２に到達するまでは細胞周期が進行 する程度に低くなければならない。過剰に高い照射率は細胞周期のその個々の時 点で固定してしまうことになり、望ましくない。
直径が小さいため、本発明の多層放射性微小球は、経皮釣針生検を行うために放 射線学分野で開発されたＣＴ、ＭＨＩ、あるいはソノグラフ誘導技術のいずれか を用いて小口径２１ゲージまたは２２ゲージ針で埋め込みが行われる。
神経外科分野で開発され適用された定位性技術は人体のあらゆる部位へ本発明の 多層放射性微小球の定位法理め込みができるように、現在はすべての人体部位に 適用される。定位法ボディーフレームはＣＴまたはＭＲＩ誘導を用いた多層放射 性徴暑球の埋め込みのために導入される。
神経外科の分野で開発され適用されたロボット技術は、人体のあらゆる部位へ本 発明の多層放射線微小球のロボット埋め込みができるように、現在はすべての人 体部位に適用される。ロボット多層放射線微小球埋め込みシステムは、定位法フ レームなしにロボットの腕に連結したＣＴまたはＭＲＩＲ導を用いて多層放射性 微小球の埋め込みのために導入される。
永久的にあるいは一時的にヒト腫瘍組織に埋め込まれた多層放射性微小球は、通 常の外因性放射線治療技術を用いて達成できるよりも２倍から５倍高い腫瘍治療 放射線量を射出するのに使用される。いくつかの場合には、多層放射性微小球埋 め込みに先立っである程度腫瘍を小さくするために、シード埋め込みの前に標準 的な放射線治療を行う（４から８週間で４．０００ｃＧｙがら７．０ＯＯｃＧｙ ）。シード埋め込みの前または後に照射される外因性ビーム放射線治療との組み 合わせによって、一般に、放射性シードのみを用いて得られる以上に標的体積内 の放射線の均一性が向上する。
シード埋め込みの前または後に行った外因性ビーム放射線治療は、−次腫瘍の周 辺の領域節における隠れた極微の転移を照射するのにしばしば用いられ、放射性 （多層放射性微小球）シード埋め込みで治療した腫瘍標的体積以上に対して行な われる。例えば、前立腺のほとんど分化していない癌の治療は、骨盤のリンパ節 の照射を行い、そののちに−次腫瘍部分への放射性シード（多層放射性微小球） 埋め込みを行う。
５、０００ｃＧｙが領域リンパ節における隠れた極微転移の９０％を制御するが 、前立線の一次固体腫瘍部分の９０％の制御を行うためには１６．０００ｃＧｙ というはるかに高い線量が必要であることが知られており、この方法は効果的で ある。それにより、隠れた領域節転移部分を外因性ビーム放射線治療を行うこと により消毒し、−次腫瘍塊の消毒は腫瘍塊への多層放射性微小球の放射性シード 埋め込みによって高度に局在した放射線の射出によって行う。
外因性ビーム放射線治療ののち、腫瘍を取り囲む標的体積に対して高い腫瘍治療 用照射量を安全に射出するために多層放射性微小球の放射性ソードの埋め込みを 行う（＆　０００ｃＧｙから３００．　ＱＯＯｃにの。あるいは、外因性ビーム 放射線治療を加えずに、シード埋め込みの゛みてヒトの腫瘍を治療することもで きる。このように、腫瘍治療放射線照射は多層放射性微小球の埋め込みのみ、あ るいは放射性シード（多層放射性微小球）埋め込みの前または後に外因性ビーム 放射線治療によって行われる。重要な点は、外因性ビーム放射線治療を加える加 えないにかかわらず、多層放射線微小球埋め込みを用いた治療の第１の目的がヒ ト腫瘍を制御するのに効果的な高腫瘍治療放射線照射量を安全に射出することで ある。
多層放射性微小球を用いた内在放射線治療の第一のタイプは以下のものを含む： （１）脳、脳下垂体、頭蓋基部、耳下腺、舌の基部、甲状腺、扁桃腺、咽頭壁、 頚部、隔膜、を髄、肺、胸壁、腋窩、上腕神経叢、肋膜、すい臓、肝臓、胃、甲 状腺、腹壁、前立腺、膀胱、仙骨癌（を髄癌）、骨磐癌（ｗｉ部、子宮内膜、前 立腺、膀胱、直腸、肛門、子宮、肉腫）、四肢腫瘍などの部位におけるヒト腫瘍 組織に永久的に多層放射性微小球を埋め込み、および切除した腫瘍層に多層放射 性微小球外科手術用骨組みを埋め込みすること：（２）脳、口底部、右前部、扁 桃腺、顔面、頭皮、皮膚表面、頬粘膜、唇、四肢、頚部節、胸壁、隔膜、肺、膀 胱、頚部、子宮内膜、膣、肛門、直腸などの到達しやすい人体部分のヒト腫瘍組 織に、多層放射性微小球を一時的に細胞組織間針またはカテーテル埋め込みを行 うこと（除去可能なチューブ、針を通した縫合用糸、あるいは除去可能な多層放 射性針を用いる）；（３）膀胱、直腸、膣、頚部、子宮内膜、食道、気管、気管 支、鼻、鼻咽頭などの到達可能な体内腔に、カプセルに入れた多層放射性微小球 あるいは被覆した体腔内シリンダーまたは線材を一時的に体腔内に適用すること ：（４）硬い口蓋、四肢、眼球などの到達できる部位に多層放射性プラークを一 時的に適用すること。
第２の適用法では、多層放射性微小球による放射線量は、腫瘍を壊死させる線量 よりもはるかに低くてよい。この場合の多層放射性微小球の目的は、多層放射性 微小球によって射出される放射線で腫瘍を直接壊死させることではない。そうで はなく、放射線感受性化剤として機能する多層放射性微小球は、通常の外因性ビ ーム放射線治療を行う６から８週間の間に細胞周期のなかで最も放射線に感受性 である時期に腫瘍細胞集団を同調させ停止させるような放射線率で、連続的に低 線量率放射線を射出するのに用いられる。
細胞の細胞周期を進行させる放射線率で一日あたり連続的に２４時間腫瘍組織を 放射線照射することによって行われるこの治療は、細胞周期の放射線感受性であ る時点（Ｇ２１１．Ｇ２後期、あるいはＧ２／Ｓ）に細胞周期を停止させるもの である。連続的放射線照射率は細胞周期の停止が解除されない程度に十分高く、 それにより細胞周期を停止させたままにしておかねばならず、しかし完全な細胞 周期阻害をせずに細胞周期を進行させる程度に十分低くなければならない。細胞 周期の最も放射線感受性である時期に細胞が停止し、維持されていれば、通常の フラクション化された外因性ビーム放射線治療の毎日の照射（日割りの場合、５ 日／週、ｌフラクション６日、１５０−２２５ｃＧｙ／フラクシヨン、１０Ｏ− ４００ｃＧｙ／分放射線率）により、通常は外来性ビーム放射線（２４時間ごと に２分ずつ）の照射の際に放射線耐性である時期（５期、Ｇ、）にある腫瘍細胞 をはるかに効率よく壊死させることができるようになる。
本発明の多層放射性微小球の作成に関しての操作過程が非常に柔軟であることか ら、また２２０以上の異なる放射線核種を含む多層放射性微小球を作成できるこ とから、多層放射性微小球の半減期、エネルギー、および活性を治療する腫瘍の タイプおよびサイズに正確に合わせることが可能であり、Ｇ−２停止を持続させ る適切な放射線率で連続的に低放射線率照射を行うことができる。
通常は、腫瘍細胞集団の多くは大部分の時期は放射線学分野（休止期）にあり、 ごくわずかな割合のものが放射線感受性期にある。したがって、フラクション化 した外因性ビーム放射線治療を毎日行った場合、主に放射線耐性の細胞からなる 腫瘍に照射していることになる。放射線耐性の腫瘍細胞集団を制御するのに必要 な通常のフラクション化放射線量は比較的高＜　（８，０００から１２．０００ センチグレイ）、この線量は周辺の正常組織が耐えられる量の約４０％から６０ ％高い線量である。
このことから、通常の新しい外因性ビーム放射線治療によって治療される固体腫 １１１（腺腫、うろこ状細胞腫瘍、肉腫、黒色腫）の約３０％を制御することし かできない。
通常のフラクション化外因性ビーム放射線に特徴的なこの低い治療率は、治療時 に腫瘍の放射線感受性を修飾することにより劇的に改善された。もしもほとんど が放射線感受性の細胞からなる腫瘍を通常の方法で照射すれば、必要な腫瘍照射 線量ははるかに低くてよいはずである。実際、細胞培養による研究から、Ｇ−２ 期に停止している細胞は通常必要な放射線量の約半分で壊死することが示唆され た外来的な手段で安全に照射することの可能な放射線量は、周辺の正常組織によ り、最大的７．０００センチグレイ（ｃＧｙ）までに制限される。はとんどが放 射性耐性の細胞からなる直径５センチメートルの腫瘍にこの線量を適用した場合 、局部制御線量率の約３０％となる。
しかしながら、はとんどが放射線感受性の細胞からなる腫瘍に同じ線量を適用す ると、はるかに高い局部制御線量率となるはずである。放射線耐性細胞からなる 腫瘍から、放射線感受性細胞からなる腫瘍への転換は、Ｇ−２細胞周期停止を維 持するのに適当な線量率で連続的に低線量率照射を行う一つまたは幾つかの多層 放射性微小球を永久的に埋め込むことによってなされ得る。結果として、通常の 外因性ビーム放射線治療を行う前に、一つまたは幾つかの多層放射性微小球の埋 め込みを行うことにより、回復率が劇的に上昇するはずである。比較的低い総放 射線量は多層放射性微小球によって射出され、この線量は放射性核種の物理的特 性によって厳密に局在しているので、複雑化を増すことなくこれを行うことがで きる。
外来性ビーム放射線治療で治療を行う腫瘍がまず一つまたは幾つかの多層放射性 微小球を埋め込むことによって′放射線感受性化”すると、シード埋め込みによ る複雑化の危険性なしに、人体の多様な部位にシード埋没法を安全に行うことが できる。シードのデザインにより、多層放射性微小球は小口径（２１ゲージから ２２ゲージ）針を用いてほとんどどの場所にも埋め込むことができる。この小口 径ゲージ針を用いて多層放射性微小球の埋め込みを行うことにより、出血あるい は組織外傷の大きな危険なしに安全に埋め込みを行うことができ、胃に重なるル ープや小腸は通常は禁忌ではない。
治療の１システムにおいては、像を得るために、ＣＴスキャニングシステム又は ＭＲＩＣ磁気共鳴イメジング）のような、その他のイメジングンステムを用いる 。標準型屈曲ＣＴスキャナー患患者テーブル−取り付けるための平らなテーブル をデザインする。このテーブルは定位調整システムのための参照ベースとして用 いる。ＣＴスカウトフィルム上に見られる側線Ｘ線マーカーにテーブルを組み立 て、これは調整システムのＺ−軸上の参照点からの距離の測定ができる。
患者をこのテーブル上に革帯又はビンで固定する。０．　２から２．　０センチ メートル離して撮った像で、体のＣＴスキャンを撮る。多層放射性微小球を埋め 込む領域が医師によって決定され、所望の埋没点に対応するスキャン像（例えば 、イメジ５、Ｚ＝−９０ミリメートル）を選択する。次いでＸ線像に比較的透明 な物質（チタン、又は炭素フィラメント）からなる半円状アークを、選択したス キャン像に対応するレベルで参照テーブルに取り付ける。定位装置ホルダーをア ーク又は照準弓（ｂｏｗ）に取り付ける。
２１ゲージ又は２２ゲージの埋め込み針を装置ホルダーに挿入する。針を正しい 点に向けるために、生検点の定位調整値を照準弓（アーク）及び装置ホルダーに セットして、調整をロックする。テーブルをスライドさせて患者を正しいスキャ ニング点に置き、選択したＺ−Ｅｌｌススライス通る０丁スキャンを繰り返し用 いて、ＣＴで導きながら針を患者の標的点に挿入する。針が埋め込むべき腫瘍の 真ん中に位置するようになったときに、針先の位置を最終的にＣＴスキャンで確 認する。２１−Ｇ又は２２−Ｇの埋め込み針からスタイレットを除去し、放射性 の多層放射性微小球を中空の針に入れ、針のスタイレットを交換することによっ て組織中に埋め込む。
このようなシステムの他の態様では、標準型屈曲ＣＴスキャナー患患者テーブル −取り付ける平らなテーブルをデザインする。このテーブルはロボット的調整シ ステムのための参照ベースとして用いる。ＣＴスカウトフィルム上に見られる側 線”Ｚ−形”のＸ線マーカーにテーブルを組み立て、これは調整システムのＺ− 軸上の参照点からの距離の測定ができる。６個の回転ジヨイントと０．０５ミリ メートルの相対精度を有する市販のロボットアームをテーブルベース調整システ ムに連結する構台（ｇａｎｔｒｙ）に取り付ける。このロボットアームは、アー ムがＣＴスキャニングＸ−線を妨害しないことが知られている物質（チタン、炭 素フィラメント）のみでできているように改造されている。
患者をこのテーブル上に革帯又はピンで固定する。０．２０から２．０センチメ ートル離して撮った像で、体のＣＴスキャンを撮る。多層放射性微小球を埋め込 む領域が医師によって決定され、所望の埋没点に対応するスキャン像（例えば、 イメジ５、Ｚ＝−９０ミリメートル）を選択する。選択したＣＴ−スライス上の 標的位置を選択することにより、空間標的調整値が決定され、これらはベース− 参照システム調整値及びロボットアーム調整値へと翻訳される。ロボットアーム は、標的点でスプリング付きの針注入器（最大４０センチメートルの深さまで１ から５ミリメートルきざみで所望の長さに、ヒト組織に２１−ゲージ又は２２− ゲージの小さな直径の針を即座に注入することができる）をねらう。
ベーステーブルをスライドさせて患者を正しいスキャニング点に置き、体内の所 望の標的点に針先を即座に置いて、針注入器を発射する。針が埋め込むべき腫瘍 の真ん中に位置するようになったときに、針先の正しい位置を最終的にＣＴスキ ャンで確認する。２１−Ｇ又は２２−Ｇの埋め込み針からスタイレットを除去し 、放射性の多層放射性微小球を中空の針に機械的に注入し、シードの後ろの針を 通してスタイレットを機械的に押すことによって組織中に埋め込む。
！籏男 以下の仮定的な実施例によって本発明を説明するが、これは本発明を限定するも のではない。
実施例１： 患者は、腹神経叢及び肝門に近いために手術不能で、長さ３．５Ｘ直径２．　０ センチメートルの大きさの、膵臓頭部の悪性腺癌を有している。患者は外部−放 射線照射治療を受けるが、周囲の正常組織に毒性を与えるかも知れないので、最 大投与可能な投与量が６．０００センチ−グレイに限定される。６週間に渡って のこの６０グレイ、２００センチ−グレイ／フラクション、５日／週の投与量で は、この放射線耐性腫瘍の局部コントロールを続けるには不十分であることが分 かっている。この患者が局部的に腫瘍をコントロールする可能性は３０％よりも 小さい。
腫瘍を針で生検し、腫瘍の細胞培養を実施して、細胞に各シードの投与率の連続 的照射を当てる。フローサイトメトリーの手法を用いて、細胞に１時間当たり２ ５から５０センチ−グレイの連続的照射を与えると、持続性のＧ−２ブロツクが 得られることが決定された。コンピューターによる照射投与量計算は、１．７セ ンチメードル離して埋め込んだ各２５ｍＣ１を含む２個の１−１２５種が、容積 ３．５ｘ２．Ｏｃｍの腫瘍標的に３５センチ−グレイ／時の投与量をもたらすこ とを示している。
上記のように直径０．３ミリメートルで、２５ｍＣ１の放射性ｌ−１２５を含む 、２ｍの球状多層放射性微小球を得る。患者をＣＴＴスキヤナ一連れて行き、ロ ボット構台に連結した特別製の平らなベーステーブル上に乗せる。スキャンを撮 り、標的点を選択し、そして調整値を計算してロボットアーム調整値に翻訳する 。ロボットアームは膵臓腫瘍中の正しい位置にスプリング充填化２１−Ｇの針を 発射し、正しい位置はＣＴスキャンで確認する。最初の１−１２５多層放射性微 小球が注入され、永久的に埋め込まれる。同じ手法を用いて、もう１個の２５ｍ ｃ＋の多層放射性微小球を最初のものから１．７センチメードル離して埋め込む 。
５日後に生検を再度行い、フローサイトメトリーを用いて、腫瘍細胞の９０％以 上がＧ−２でブロックされたことを見いだす。今や、腫瘍は主としてＧ−２でブ ロックされた放射線感受性な腫瘍細胞からなっているので、６．０００センチ− グレイの放射線投与量は２倍有効であろう。６．０００センチ−グレイは、生物 的には１２．０００センチ−グレイの投与量と等量であり、腫瘍コントロールの 可能性は９０％以上に増加する。ｌ−１２５によってもたらされる照射投与量は 、外部−放射線照射に対して放射線感受性となる持続的なＧ−２ブロツクを与え るだけでなく、腫瘍殺傷効果を与える。
実施例２− 前仙骨空洞に位置し、直径１０センチメートルの大きさの悪性の腺維性組織球腫 （ＭＦＨ１柔組織肉腫）を有する女性患者は、第１仙骨椎体の骨侵入のために手 術不能の腫瘍であると診断されている。彼女は一連の外部−放射線照射治療をう けることになっているが、小腸や結腸を含む周囲の正常組織の耐性が乏しいため に、最大投与量が７週間に７．０００センチ−グレイに限定されている。彼女が 局部的腫瘍コントロールできる可能性は３０％以下である。
腫瘍の細胞培養を実施し、細胞に低投与率の照射を与える。フローサイトメトリ ーを用いる研究では、１５０センチ−グレイ／時の放射線投与率が、持続的なＧ −２ブロツクを得、そして肉腫細胞に放射線感受性を与えるために必要であるこ とを示唆している。Ｇ−２ブロツクを得るために必要とされる高投与率のために は、放射性シードは照射隣接構造（ｉｒｒａｄｉａｔｉｏｎ　ａｄｊａｃｅｎｔ 　５ｔｒｕｃｔｕｒｅｓ）を避けるために低いエネルギーをもっていなければな らない。
パラジウム−１１２が１８．５ＫｅＶのエネルギーと２１．０時間の半減期を有 する放射性核種として選択される。コンピューターによる照射投与量計算は、腫 瘍容積中に１０個のシードを埋め込むのが最適であることを示唆している。必要 量のＰｄ−１１２を含み、かつ直径０．３０ミリメートル以下の球状多層放射性 微小球が本明細書に開示の方法により製造される。
患者をＣＴＴスキヤナ一連れて行き、確認のためにＣＴガイダンスを用いながら 、ロボットアームによって２１−Ｇの針で１０１１のＰｄ−Ｐｄ−１ｌ２を埋め 込む。生検を繰り返し、フローサイトメトリー分析を伴う細胞培養は、細胞の９ ０％以上がＧ−２ブロツクであり、外部−放射線照射治療が始められることを示 唆している。多層放射性微小球によってもたらされた放射線感受性とＧ−２ブロ ツクのために、７．０ＯＯｃＧｙの投与量は、生物的に約１４．０００ｃＧｙと 等量となるであろう。腫瘍コントロールの可能性は９０％以上に増加する。放射 性核種の短い半減期のために、患者の外部−放射１ｍ照射治療の期間中（７週間 コース）、１週間に２回、ロボットによる多層放射性微小球の埋め込み法を繰り 返す。
図６に、複数の放射線放射小球３４Ａ−３４Ｇ、ステンレス鋼チューブ３６及び 末端溶接３８を有する、空洞内放射線−放射カプセル３０を示す。末端溶接３８ は小球３４Ａ−３４Ｇを含むチューブ３６を封入する。小球３４Ａ−３４Ｇは、 図１から５と関連して記載したタイプのものであり、所望する治療的処置によっ て選択される。図６には７個だけが示しであるが、通常はもっと多くの数が用い られ、長さ２、Ｏセンチメートル、直径１ミリメートルの円筒形チューブに４０ 個を含むこともできる。
図６では小球を空洞内埋没物３０への挿入物として示しであるが、円筒形棒状又 はその他の幾何学的形態の放射性ユニットのような、他のサイズと形のものも使 用できる。しかしながら、経済性及び幅広い治療のために異なった放射線特質を 有するものを製造できるので、電子結合法によって量産される標準サイズのもの が好ましい。更に、異なった形とサイズの容器を用いることもでき、壁部は１種 類の材料だけでなく、異なる種類の材料を含んだり、異なる量の遮蔽をもたらす ために材料を加えることもできる。例えば、四角のチューブは四角の放射性要素 を含み、異なる放射強度と特質の遮蔽及び要素を含む。
適当な容器中に１又は数種類のタイプの複数の多層放射性微小球を封じ込めるこ とによって、非常に低いエネルギーから非常に高いエネルギーをもつ各種の放射 線核種を複合空洞内源（ｃｏｍｐｏｓｉｔｅ　１ｎｔｒａｃａｖｉｔａｒｙｓｏ ｕｒｃｅ）内に導入することができる。低エネルギー多層放射性微小球からなる 低エネルギー空洞内源を用いると、空洞内源の回りに設置した比較的薄い高原子 量のホイルを用いて、直腸や膀胱のような隣接する生命構造を選択的に遮蔽する ことができる。更に、ロンド又は針基買を放射性膜、拡散境界膜及び保護殻で被 覆することによって、直径１ミリメートルの固体空洞内源及び固体針源を製造す ることができる。
本発明の空洞内源は、サイズが小さいために開口部を広げる必要がない。例えば 、（１）空洞内多層放射性微小球又は線材は外側の直径が１ミリメートルよりも 小さく、子宮頚部アプリケーターは外側直径がたった２ミリメートルであって、 頚部を広げなくても子宮内に容易に挿入できるので、子宮頚管や子宮頚内膜管を 広げる必要がない；　（２）空洞内多層放射性微小球アプリケーターの直径が子 宮ゾンデの直径よりも小さい；　（３）内部操作可能な脳腫瘍アプリケーターは たった２ミリメートルの直径を有している；そして、（４）１ミリメートルの源 はバルーンカテーテルに置いて、容易に尿道を通って滑らせて、空洞内膀胱腫瘍 照射のために用いることができる。
空洞内多層放射性微小球は容易に遮蔽することができ、子宮頚管に隣接する膀胱 や直腸のような、放射線毒性の危険のある臨界正常組織を有効にｊｎ　ｖｊｖ旦 で遮蔽することができる。従って、個々の患者の解剖学的構造に適合するように 放射線投与量をデザインすることができる。本発明の空洞内多層放射性源は、子 宮頚管、子宮癌、膀胱癌、食道癌、胆嚢管癌、脳腫瘍、及び鼻咽頭癌の治療に適 している。
図７に、空孔スペースをもたず、かつ図１−５と関連して記載した小球と同様の 複数の層を有する、固体線材様円筒形として成型された多層放射線放射埋没物の 他の態様４２を示す。
好ましい態様においては、放射線放射埋没物４２は実質的に１０から２０センチ メートルの長さで、約０．１５から０４０ミリメートルの外側直径を有している 。その放射強度はその長さによって異なり、強度及び半減期において異なる。
更に、放射線遮蔽をこれに被覆することができる。腫瘍中の三次元空間で予定の 投与量を与えるために、その長さに沿った放射線特質と関連させながら成型でき るように、折り曲げ可能な十分に高い降伏点を有している。
線材様埋没物４２は、中心円筒４４、及び中心円筒４４と同中心の複数のチュー ブ状層４５とを含み、互いに結合している。中心円筒は、そのうちの少なくとも １つが放射線放射体である他の層を被覆するための基質として作用する。放射線 放射物質のタイプは、適当な強度、ベータ粒子であるか、又はガンマ線放射性で あるか、及びあらかじめ定められた半減期を考慮して選択する。
好ましい態様においては、中心円筒は直径領　１０ミリメートルでタンタルでで きており、層は、中側から外へと順に言って、ホロニウムｌ−１２５円筒形チュ ーブ４６、窒化ハフニウム（ＨｆＮ）円筒形チューブ４８、及びチタン円筒形チ ューブ５０である。チューブ４６は放射線放射性であり、以下に記載する数種の 方法のいずれかを用いて、線材様埋没物の長さに沿って各種の厚さで適用するこ とができる。しかし、好ましい態様では、約０．０１から０．０４５ミリメート ルの厚さである。チューブ４８は拡散境界であり、実質的には領　００５から領 ０５ミリメートルの厚さであって、チューブ５０は保護層であり、約０．０５ミ リメートルの厚さである。
本発明の多層放射性線材は主として一時的な除去可能な埋没物として用いられる 。イリジウム線材片を後期充填用にナイロンチューブに挿入する（Ｒａｄ／１ｒ ｉｃｉ　Ｉｎｃ、Ｃａｐｉｒｏｌ　Ｈｅｉｇｈｔｓ、Ｍａｒｙｌａｎｄ）　代わ りに、多層放射性線材に導入された各種の異なる放射性核種をナイロン又は組織 適合性ポリプロピレンチューブ（Ａｍｅｒｉｃａｎ　Ｖ、Ｍｕｅｌｌｅｒ、Ａｍ ｅｒｉｃａｎ　Ｈｏ５ｐｉｔａｌ　５ｕｐｐｌｙ　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ）に 挿入して一時的な除去可能な間隙性埋没物とすることができる。このタイプの一 時的、除去可能な埋没物は、チューブが皮膚表面を貫通することのできる、近づ きやすい部位にある腫瘍の埋没物として有用である。更に、外側直径が１ミリメ ートルの切断した多層線材は、空洞内源、又は除去可能な放射性針として用いる ことができる。
一時的な除去可能なイリジウム−１９２ナイロンリボン埋没物が、頭部、首、肺 、膣、子宮頚部、外陰部癌、前立腺、柔組織肉腫、及び皮膚癌の治療に用いられ てきた。後期充填用チューブに充填された放射性線材は、食道癌及び胆嚢管癌（ Ｋｌａｔｓｋｉｎ’　ｓ　ｔｕｍｏｒ）又は気管支性肺癌の空洞内治療にも用０ ることができる。
図８及び９に、曲げやすいリボン一様連結体５６と複数の多層放射線放射体５８ Ａ−５８Ｃとを有するリボン一様放射線放射性埋没物５４の側断面図及び上方断 面図を示す。リボン一様連結体５６は、放射線放射体５８Ａ−５８Ｃの間の硬い スペーサーとして作用し、慣用のスタイレットを有する組織−理め込み針から針 を引き抜きながらリボン一様埋没物５４を押し出すことにより、慣用の細いゲー ジの中空針を用いて多数の放射体を一度に埋め込むことができる。好ましい硬い スペーサー物質は、ダイアモンド殻を施した金属である。
好ましい態様においては、リボン及びリボン−放射体５８Ａ−５８Ｃは、非常に 細い２１又は２２−ゲージの針を用いて埋め込まれる。図８には３個の放射線放 射体が描かれているが、リボン一様埋没物５４はどのような長さでもよく、また 放射線放射体を幾つ含んでいてもよく、各種異なるタイプの放射線放射体を含ん でいてもよい。
リボン一様埋没物５４は、放射体を外的に縫合するよりも、薄い金属リボン又は 線材によって内的に連結して、全体の直径を小さくする。リボン一様連結体は、 放射線放射体の間にある連結体上に各長さの組織−適合性物質を配置するか、或 いは吹き付は又はプラズマ蒸着（ｄｅｐｏｓ　ｉ　ｔ　１ｏｎ）法を用いて、放 射体の間の連結体上に、チタンのような低〜原子量金属か、或いは窒化チタン又 はジロクニウムカーバイドのような金属化合物を被覆することによって、硬く製 造することができる。この硬い構造物を、間隙性針を同時に引き抜きながら、末 端部よりも根元に近い方から組織中に押しこむか、或いは後述する埋め込み器具 を用いて迅速に埋め込むことができる。
好ましい態様においては、連結体５６はタングステン製の実質的に四角な０１０ １ミリメートルのリボン、又は０．０１ミリメートルの線材であり、小球放射体 は、放射体５８Ｂに関連して示すように、連結体５６に結合された内部球６０を 有している。
この態様では、中心球は直径０．１０ミリメートルでタンタル酸であり、層は中 側から外へと順に言って、ホルミウムｌ−１２５球６２、窒化ハフニウム球６４ 、及びチタン球６６である。球６２は放射線放射性であり、以下に方法を記載す る。好ましい態様では、これは約０．０１から０．０４５ミリメートルの厚さで ある。球６４は拡散境界であり、実質的に０．００５から０．０５ミリメートル の厚さであり、球６６は保護層であり、約０．０５ミリメートルの厚さである。
個々の腫瘍のタイプに応じて放射線放射体５８Ａ−５８Ｃを最適化して、１３０ 日以下の日数に渡って低投与率の照射を継続的に与える永久的埋没物を、前立腺 癌のようなゆっくりと成長する腫瘍に用いることができるが、膠芽腫のような急 速に成長する腫瘍には適していないので、必要に応じて後述する蒸着パラメータ ーを単に変更することによって、より短命な放射体を製造することができる。
リボン−放射体は主として永久的埋没物として用いられ、線材放射体は主として 一時的、除去可能な埋没物として用いられる。
図１０及び１１に、中心放射性層７６と、対応する２つの拡散層７８Ａ及び７８ Ｂによって放射性層７６から分離された２つの外部鋼又はチタン支持体７２Ａ及 び７２Ｂとを有する、眼に放射線を適用するための屈曲円周状の眼科用プラーク の平面図及び断面図を示す。外側に必要であれば、組織適合性で抗腐食性の付加 的層８０及び８２を施してもよい。層は円周状に配置された縫合穴７４Ａ−７４ Ｈを有する球の一部を形成し、該縫合穴は治療的投与量の放射線を内部的に眼に 適用するための凹状ソケットを与える。
眼に適合させるために、ソケットは１．４０から１．１０センチメートルの曲率 半径を有しており、ソケットは空孔のない層として形成される。放射性層は低エ ネルギーのガンマ放射体又はベータ放射体であり、約１０１から０．　０４５ミ リメートルの厚さを有するチタン−４４層、Ｓｍ−１４５、Ｓｍ−１５Ｃｍ−１ ５ＬＴ又はｌ−１２５層でありうる。チタン−４４は半減期４７年、６８−７８ キロエレクトロンボルト（ＫｅＶ）の放射線を提供する。端から端までのコード の長さく平面図の直径）は８ミリメートルから２２ミリメートルである。
図１２に、レンズへの損傷を避けるために、よりレンズに適合するように７１の 部分で一部を切断した以外は７０のプラークと同様の構造を有する眼科用プラー ク７０Ａの平面図を示す。一般に、このタイプの眼科用プラークは２０から２２ ミリメートルのコード直径を有する。同様に、図１３は、視神経への損傷を避け るために、視神経の周囲にスペースを与えるように７１Ａの部分でアーク型の一 部を切断した態様を示す。この態様のコードサイズは８から２２ミリメートルの 範囲である。
同様のサイズのプラークが図１４の態様７０Ｃで示してあり、これはよりよい適 合性のために大きな部分を切断したものであって、更に複数の部分を有するその 他の態様、７０Ｄ、７０Ｅ及び７０Ｆをそれぞれ図ＩＤＮ１６及び１７に示す。
図１５の態様７０Ｄは一般に８ミリメートルの態様であり、半球線に沿って２つ の部分に分けられて形成されるが、−万態様１６及び１７は中心部分と２つの末 端部分とを有する、３つの部分から形成されており、態様７０Ｆでは末端部分の 一方で視神経用の切断部分を含む。
その他の変更も可能であり、健康な組織を不必要に照射するオーバーラツプを最 少にして、癌組織にすぐ隣接して適合するようにデザインされる。これらの態様 の全ては、少し離れた所では、網膜や視神経にとって耐えられる３、０００セン チグレイ以下にエネルギーレベルが落ちるように、急速な減衰を伴うカプラー（ ｃａｐｕｌａｒ）壁及び網膜近辺の腫瘍組織を包囲する１０．０００センチグレ イもの高放射線レベルを提供するように意図されている。一般にこの落ち込みは ３０％等量放射線ラインで起こる。
図１８に、Ｘ−線を通さない繊維からなる縁布９２、セルロース繊維からなる織 物基１ｔ９４、及び織物基質９４上に位置する複数の放射線放射体９６を有する 外科的放射線−放射性織物９０を示す。放射線放射体９６は、それから広がる図 １から５の基本的小球構造を有している。
本発明の織物の１！！！様は、それを置いた組織に自己固着する。この織物は組 織−吸収性又は非−組織吸収性であり、複数の多層放射性微小球を含むことがで きる。この構造は、間隙性針やシード用の銃（ｓｅｅｄ　ｇｕｎ）の必要なしに 、複数のシードを迅速に外科的に埋め込むことができる。放射線放射体９６は組 織適合性織物中に１，０から２．５センチメートルの間隔で埋め込まれる。この 織物は腫瘍床に内部手術的に縫い付けることができ、或いは脳腫瘍の場合には、 治療すべき領域上に　単に織物を置いておく。織物は置いた組織に自己固着する 。
２種類の織物多層放射性微小球、即ち組織−吸収性織物及び非−組織吸収性織物 を製造することができる。組織−吸収性織物は止血性でもあり、胸、腹部、体肢 、又は脳にある外科的床の内部手術的な永久埋没物として適している。多層放射 性微小球の外科的織物は止血性であるので、これを適用する組織に固着し、縫合 の必要がない。
しかしながら、所望する場合には更に固定するために縫合することもできる。
織物は実際には数カ月後には溶けてしまい、シードの局部的照射によって起きた 組織線維症がシードをその場所に保持する。織物の組織半減期は、放射性シード の放射性半減期と適合するように作製される。非−組織吸収性多層放射性微小球 の外科的織物は、近づきやすい体空洞内で用いることができる。
臨床的に有用なものとするには、多層放射性微小球は最低０．５０ミリキユーリ （ｍＣｉ）の放射性物質を含んでいなければならず、また多層放射性線材又はフ ィラメントは長さ１センチメートル当たり、最低領　５０ミリキユーリ（ｍＣ１ ）の放射性物質を含んでいなければならない。
図１−１８と関連して記載した基本構造は、埋没物中にある物質の特質に依って 多くの異なる治療様式に用いることができる。例えば、周囲の正常組織を助ける が、なおかつ腫瘍が正常組織へと顕微鏡的に広がるのを防ぐのに十分な照射を提 供するような、大きく見える腫瘍塊への高投与量のベータ照射と、低投与量の” 領域的”ガンマ照射との組み合わせを作るために、”混合′ガンマ／電子シード 又はミクロフィラメントを７Ａ製することができる。
かくして、混合ベータ／ガンマシード又はミクロフィラメントは２つの目的を同 時に達成する。即ち、これは大きく見える腫瘍塊に極めて巧妙に局部化した腫瘍 殺傷的投与量を安全に投与し、かつ顕微鏡的に腫瘍が検子又は浸潤するのを防ぐ のに十分な低放射線投与量を周囲の正常組織に投与する。このようなシードは、 周囲の正常組織に外部−放射線照射する必要性をなくしてしまい、限定的な腫瘍 治療をおおいに単純化する。外部照射は通常１コース終了するのに５から８週間 要するので、これはまた治療コストと患者の不便さをも軽減する。
ベータ粒子に対して実質的に”透明な′容器を用いることによって、ベータシー ド及びベータミクロフィラメントは、患者の腫瘍組織中にベータ粒子を脱出（ｅ ｓｃａｐｅ）させる。もしもベーター放射線のみをシード放射物として所望する ならば、ベーター粒子−産出性シードのデザインにおいて、高−Ｚ物質と電子と の相互作用による制動放射（ｂｒｅｍｓｓｔｒａｈｌｕｎｇ）Ｘ−線の産出を防 ぐために、低−２原子の中心を用いなければならない。もしもベータ粒子とＸ− 線の組み合わせを所望するならば、シード基質中心には高−２物質を使用する。
１５０ｃＧｙ／時を越える投与率では、慣用の外部放射線照射によって産出され る以上の回避（ｓｐａｒｉｎｇ）はない。５　２０ｃＧｙ／時の投与率では、正 常組織に顕著な回避効果がある。
臨床の実際においては、長い半減期を有する永久的に埋め込まれる放射性シード が生物的には有利である。なぜなら、長期間に渡って非常に低い投与率で蓄積し た放射線投与を行うので、”致死量以下の放射線損傷の細胞修復“として一般的 に知られている機構によって、隣接する正常組織を救うこととなるからである。
長い半減期を有する放射性シードの不利な点は、腫瘍の細胞集団が低−投与率照 射によって殺される細胞よりも早（再び住み着いてしまうことであり、その結果 　”腫瘍が再発し治療が失敗する。
他方、短い半減期を有するシードは、はるかに高い投与率で短期間に全放射線を 投与するので、正常組織回避効果かがやや少なくなる。これらはより迅速に腫瘍 細胞を殺す効果があり、従ってより迅速な臨床応答が得られる。
これらの効果を組み合わせて、長い半減期と短い半減期の両方を有する放射性核 種を含む、単一のシード又は放射性ミクロフィラメントをデザインする。短い半 減期の成分は、腫瘍をコントロールして、周囲の正常組織を傷つけることなく腫 瘍細胞集団数を減少させる作用をする。この放射線投与率自体では永久的な腫瘍 治癒には至らないが、腫瘍を軽快させる。シードの第２成分は、周囲の正常組織 を傷つけることなく、長期間に渡って大量の合計放射線投与率を与え、永久的に 腫瘍を殺すようにデザインされている。
異なる半減期を有する、２又はそれ以上の異なる放射性核種を含む多層放射性埋 没物は、被覆の工程で標的を変えることによって製造される。１つの放射性核種 又は非−放射性の放射性核種前駆体を被覆した後、第１のものの上に他のものを 被覆できる。シード又はミクロフィラメントの残りの部分については、前述の方 法で製造される。
中性子−産出性小球及びミクロフィラメントは、蒸発、吹き付け、イオンビーム 吹き付け、陰極アーク蒸着、イオンブレーティング、又は同様の方法により、ア ルファー粒子−産出性、又はガンマ−産出性物貰で被覆される基質コアからなっ ており、該アルファー粒子−産出性、又はガンマ−産出性物質は次いで軽原子標 的物質で被覆されており、これが内部殻によって産出される高エネルギーガンマ 線又はアルファ粒子で照射されると、中性子を出す。アルファ粒子又はガンマ線 によって産出されるエネルギーは、中性子産出に使用される標的物質の閾値エネ ルギーよりも大きくなければならない。
アルファ粒子は非常に大きなエネルギーをもつので、各種の標的元素を用いるこ とができる。ガンマ−ｎ源については、２つの標的だけが使用できる十分に低い 閾値を有しており、これらはベリリウム（１，６７ＭｅＶ）及びデユーチリウム （２，２３ＭｅＶ）である。アルファー粒子−産出性又はガンマ−産出性物質は 、始めは非−放射性であったが、後に中性子オーブン中で中性子活性化されたも のであってもよい。
小球状基質又はミクロフィラメントは、アルファー産出性放射性吹き付は標的か らのアルファー産出性放射性物質で吹き付は被覆される。若しくは、放射性のア ルファ粒子産出性ガス及び金属標的からの反応性被覆で被覆してもよい。このよ うな物質の例としては、放射性アメリンラム−２４１（ｔ−１／２＝４５８年、 アルファエネルギー（Ｅ）＝５．５ＭｅＶ）　、鉛−２１０（ｔ−１／２＝２２ 年、キュリウム−２４２（１６３日、６．１ＭｅＶ）　、キュリウム−２４４（ １８年、５．８ＭｅＶ）　、ネプツニウム−２３７（２百万年、４．８ＭｅＶ） 　、）リウム−２２８（１，９年、５．４ＭｅＶ）　、ウラニウム−２３２（７ ４年、５．３Ｍｅｖ）、プルトニウム−２３９（２４，４００年、５．１ＭｅＶ ）　、ボロニウム−２１０（１３８日、ｋ５．３ＭｅＶ）、ラジウム−２２６（ １６２０年、４゜５７．７ＭｅＶ）、ウラニウム−２３８（４，２ＭｅＶ、４． ５ｘ１０９年）ベリリウム、ホウ素、リチウム、マグネシウム、及びナトリウム を含む。本発明の好ましいアルファー産出性被覆は、ボロニウム−２１０であり 、好ましい標的被覆はホウ素及びベリリウムである。これらの標的は、ボロニウ ム−２１０被覆によるアルファ粒子衝撃に続いて、それぞれ５．０ＭｅＶ及び１ ０．８ＭｅＶのエネルギーの中性子を出す。
他のデザインにおいては、非放射性元素を吹き付は被覆し、得られる小球を後に 中性子オーブン中で活性化して最終的なアルファーｎ多層放射性微小球を製造す る。例えば、数十個の直径４００ミクロンのチタン小球基質のバッチをビスマス ２５ミクロンで被覆する。次いでホウ素２５ミクロン、拡散境界としてクロム２ ミクロン、及び保護殻としてチタン５０ミクロンで被覆する。
得られた非放射性微小球を次いで中性子束中に置き、ビスマスをボロニウム−２ １０（１０］２ｎ／ｃｍ２／ｓの流束中、１５００ミクロキユリ一／ｇｍの飽和 ）に変換する。ボロニウム−２１０は次いで５．３ＭｅＶのアルファ粒子を出し 、これが隣接するホウ素標的物質をたたいて、ボロニウム−２１０（１９８日の 寿命）の５．０ＭｅＶの中性子放射を産出する。ホウ素膜中で産出された中性子 はチタン殻を通って患者の腫瘍組織中に出て行く。
同様にして、数十個の直径１５０ミクロンのミクロフィラメント基質をクロム１ ミクロンで注入し、次いでこれをビスマス１０ミクロンで被覆し、次いでホウ素 １０ミクロン、クロム１ミクロン、及びチタン３０ミクロンで被覆して平均寿命 １９８日の中性子−放射性ミクロフィラメントを製造する。
小球状基質又はミクロフィラメントは、ガンマ−産出性放射性吹き付は標的から の高−エネルギーガンマ−産出性放射性物質で吹き付は被覆される。若しくは、 放射性高−二ネルギーガンマー産出性ガス及び金属標的からの反応性被覆によっ て被覆することもできる。このような物質の例としては、放射性アンチモン−１ ２４（６％　２．０９ＭｅＶ＋９８％　０．６０ＭｅＶ、６０日）、ラジウム− ２２６及びその鎖体（ｄａｕｇｈｔｅｒｓ）、トリウム及びその鎖体、ヒ素−７ ６（領　９％　２．０８ＭｅＶ＋４４．６％　０．５６ＭｅＶ、２６．５時間） 、ビスマス−２０７（０，５％　２．４７ＭｅＶ＋９８％　Ｑ、５５ＭｅＶ、２ ８年）、コバルト−５６（４７％　２．５ＭｅＶ、１５％　３．２５ＭｅＶ、７ ７日）、ヨウ素−１２４（２％　２．２６ＭｅＶ、５１％　０．５１ＭｅＶ、４ ゜０日）、ランタン−１４０（４％　２．５４ＭｅＶ、９５％　１．６０ＭｅＶ 、４０．２時間）、ルビジウム−８８（２，５％　２．６８ＭｅＶ、２３％　１ ゜８５ＭｅＶ）、イツトリウム−８８（０，５％　２．７６ＭｅＶ、９９．５％ １．８４ＭｅＶ、１０６日）を含む。
小球状基質（１−５０Ｅクロンの厚さ）上に十分な量のこの物質を吹き付は蒸着 した後、十分な量の標的物質（１−５０ミクロンの厚さ）を放射性高−エネルギ ーガンマ産出性殻上に直接吹き付は被覆する。この目的に適した標的物質はベリ リウム及びデユーチリウムである。本発明の好ましい高−エネルギーガンマ産子 を産出する。
その他のデザインにおいては、非放射性元素を吹き付は被覆し、得られる小球を 後に中性子オーブン中で活性化して最終的なガンマ−ｎ多層放射性微小球を製造 する。例えば、数十個の４００ミクロンのチタン小球基質のバッチを２５ミクロ ンのアンチモン又はヒ素で被覆する。これを次いで２５ミクロンのベリリウムで 被覆し、次いで拡散境界としてクロムによる２ミクロンの被覆と、保護殻として ５０ミクロンのチタン被覆を行う。得られた非放射性微小球を次いで中性子束中 に置き、アンチモンはアンチモン−１２４（Ｓｂ−１２４，１０１２ｎ／ａｍ２ ／Ｓの流束中１４０ｍＣ１／ｇｍの飽和）で、そしてヒ素はＡｓ−７６（中性子 束中、９２０ｍＣ１／ｇｍの飽和）でカバーする。次いで５ｂ−１２４又はＡｓ −７６は２．１ＭｅＶのガンマ線を出し、これが隣接するベリリウム標的物質を たたいて、５ｂ−１２４（８６日）又はＡｓ−７６（３８時間）の寿命の０．　 ２４８ＭｅＶの中性子放射を行う。ホウ素膜中で産出された中性子はチタン殻を 通って患者の腫瘍組織中に出て行く。
同様にして、数十個の直径１５０ミクロンのミクロフィラメント基質をクロム１ ミクロンで注入し、次いでこれをアンチモン又はヒ素１０ミクロンで被覆し、次 いでベリリウム１０ミクロン、クロム１ミクロン、及びチタン３０ミクロンで被 覆して平均寿命８６日の中性子−放射性ミクロフィラメントを製造する。
埋没物によって産出されるエネルギーレベルを制御するために、ベータ粒子を制 動放射殻と衝突させる前にベータ粒子エネルギー調節する。
ベータ粒子産出性殻の上に低原子量殻（Ｚ＜４０）を適用することによってべ５ ００ＫｅＶ以下にすべきであり、これを最大１００ミクロンの厚さまでの調節蛍 光低エネルギーＸ−線産出性殻で被覆する。シードは保護的組織適合性膜で仕産 出する元素で被覆し、次いでもう一つの制動放射Ｘ−線産出性殻で被覆する。
覆を置く、ベーター粒子衝撃の後、中心コアは制動放射Ｘ−線を放射し、これが 調節及びベータ放射性殻を通って、Ｋ−蛍光／Ｌ−蛍光殻及びオージェ標的殻ま で届く。Ｋ−蛍光膜は制動放射によって励起されて更に低エネルギーのＸ−線を 放射する。同様に、オージェ標的殻も制動放射によって励起されて低エネルギー のベータ粒子を放射する。かくして、オージェ殻は２つの付加的な制動放射Ｘ− 線によって内側と外側を挟まれる。最後に、放射性蛍光小球又はミクロフィラメ ントの製造を仕上げるために、チタンなどの組織適合性の保護殻及びダイアモン ド一様炭素などの任意の仕上げ被覆を施す。
より特定すると、本埋没物は９個の殻を含む。ハフニウム、タンタル、タングス テン、レニウム、オスミウム又はウランのような有効な制動放射−産出性高−Ｚ 物質を含む中心小球又はミクロフィラメントである。この高−２コアはまた、ヒ ト組織中に埋め込まれたシードを見えるようにするＸ−線マーカーとして作用す る。制動放射Ｘ−線の産出はＺ２に比例する。産出される光子の平均エネルギー は調節されたベータエネルギーの約１／３である。
第２の殻は、ベータ粒子が中心コアにある制動放射標的物質と衝突する前にベー タ粒子を遅（させる作用を有する、ベーター粒子力学的エネルギー（ＫＥ）調節 膜である。好ましい力学的エネルギーｒＡＷＪ被覆は、カーボングラファイト、 ダイアモンド一様炭素、ダイアモンド、アルミニウム、チタン、バナジウム、及 びクロムを含む低−Ｚ物質である。
第３の殻は、放射性ベーター粒子産出性膜である。この工程により、５ＫｅＶか ら５００ＫｅＶの力学的エネルギーを有するベータ粒子を産出する。ガンマ−線 を有意に産出せずに、ベータ粒子のみを産出する放射性膜を有することが望まし い。この方法では、制動放射Ｘ−線産出工程の固有の非能率性を克服するために 、過剰量のベーター産出性の放射性物質を膜中に入れることができる。この殻の ための好ましい放射性ベーター粒子−産出性放射性核種は、Ｐｄ−１１２，Ｔｍ −１６５，Ｎｉ−６６、Ｕ−２３７，Ｅｒ−１６９，Ｐ−３３，Ｗ−１８５゜５ −３５．０ｓ−１９４，Ｈ−３（トリチウム）、Ｒｕ−１０６，Ｐｂ−２１０及 び５ｒ−９０を含む。第４の殻は拡散境界であって、外側のシード膜中に原子が 漏れるのを防ぐために、窒化クロム又は窒化チタンなどを放射性股上に被覆する 。
第５の殻は拡散境界股上に被覆されるに一蛍光又はＬ−蛍光標的物質である。
この殻は、中心コアにある励起された高−Ｚ物質によって産出される白い制動放 射Ｘ−線が衝突すると、特徴的な低エネルギーＸ−線（５−６０ＫｅＶ）を出す 。
この蛍光Ｘ−線被被覆ための好ましい物質は、ジルコン、モリブデン、パラジウ ム、銀、カドミウム、インジウム、錫、アンチモン、及びテルルからなる。
第６の殻は、第２の制動放射膜である。この殻はタングステンなどの高−Ｚ物質 の薄層からなる。これを第７の殻であるオージェ電子産出性膜に隣接して設置す る。中心コアから発射される制動放射によって励起された低エネルギーのオージ ェ電子からの制動放射によって、低エネルギーのＸ−線が出る。
第７の殻はオージェ電子標的殻である。この殻は、中心コア物質で産出される制 動放射Ｘ−線からの励起によるオージェ電子を産出させる作用をする。低エネル ギーのオージェ電子は、これが隣接する高−Ｚ標的物質をただ（ときに、より低 い制動放射Ｘ−線を産出させるために用いられる。好ましいオージェ電子−産出 性物質は３０以下のＺ−値を有する。この目的のための好ましい標的物質は、チ タン、バナジウム、クロム、ニッケル、銅、亜鉛、及びアルミニウムを含む。
第８の殻は第２の制動放射膜である。この殻はタングステンなどの高−Ｚ物質の 薄層からなる。これもまた、オージェ電子産出性膜である第７被覆に隣接して設 置する。
第９の殻は任意のマーカー殻である。この薄層殻は慣用の磁気共鳴イメジングス キャナー上で容易に見ることができる、サマリウムのような常磁性物質からなる 。
第１０の殻は保護殻である。これは内部の殻を機械的に保護するためにデザイン された比較的厚い殻である。この殻のための好ましい物質は、チタン、バナジウ ム、及びクロムなどのような、高い腐食耐性とヒト組織とのよい適合性とを有す る、比較的低−Ｚの物質を含む。
第１１の殻は任意の外側殻である。この殻は更に腐食耐性を与え、摩擦を減少し 、更に硬さと滑らかさとを与え、そして色を付は加えるためにデザインされる。
好ましい物質は、ダイアモンド一様炭素又はダイアモンド殻、窒化チタン、窒化 ハフニウム、窒化タングステン、又は窒化タンタルを含む。
本発明の蛍光Ｘ−線産出性放射性シード及び線材の製造に用いる好ましい放射性 膜を表１２３及び１２４に示す。
十分な制動放射を得るためには、ベーター粒子殻に比較的高いレベルの放射能活 性が必要なので、同時にガンマ線を産出しないベーター産出性放射性核種が好ま しい。従って、好ましい放射性核種は、本質的にガンマ成分を全く伴わずにベー タ粒子を産出する。更に、電子エネルギーはおよそ５００ＫｅＶ以下でなければ ならない。このエネルギーは低−Ｚ被覆を用いて下方に調節できる。
好ましいベータ粒子エネルギー調節被覆は、ベータ粒子を遅くするが、遮蔽はし ないような物質からなる。これらを表１２５に示す。Ｒ（ミクロン値）又はベー タ粒子が動く平均距離に２５％及び５０％を掛けた値が、ベータ粒子のＫＥをそ れぞれ２５％及び５０％減少するのに必要な、記載した各物質の被覆厚さくミク ロン値）におよそ対応する。
浄書（内容に変更なし） 表６２ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性□　□　吹き付はガス ５ｂ−１１９３６，１時間　２３．　９１ｔｌ’　Ｓ　ｂ　１１９　Ｈ３Ｓｂ− １１９Ｃｚ５ Ｓｂ−１２５２，８年　４２７〜６３６に＋Ｖ　Ｓ　ｂ　１２５　Ｈ３Ｓｂ−１ ２５Ｃｐ５ 表６３ 同位体　半減期　エネルギー　放射ｔｔｏ反応ａ□　□　吹き付はガス Ａｓ−７３８０，３日　５３．４　ｋｅＶ　Ａ　ｓ　７３　Ｃ１３Ａｓ−７４１ ７，８日　５９５　ｋｒＶ　Ａ　ｓ　７４　Ｃｆ　３Ａｓ−７７３８，８時間　 ２３９　ｋｃＹ　Ａ　ｓ　７７　Ｃ１３Ａｓ　７７Ｈ３ 表６４ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性□　吹き付はガス Ｂ１−２１０　５．ＯＦ　１．１６ＭＮべ−９Ｂｉ−２１０８３表６５ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｂｒ−７７５７，０時間　８７．０〜８１８ｋｅＹ　（Ｂｒ−７７）２Ｂｒ−７ ７Ｆ、５ 表６６ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｃａ−４５１６３，８日　２５７ｋｅＶベ一タ粒子　Ｃａ−４５Ｓ同位体　半減 期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｃｄ−１０９４５０日　８８ｋｅＶ　ＣＣｄ−４０９０Ｃｄ−１１３１３，７年 　５９０ｋｅＶベ一タ粒子　Ｃｄ−１１３ｍＯＣｄ−Ｃｄ−１ｌ３日　９３５に ＋Ｖ　Ｃｄ−１Ｃｄ−１ｌ５．９９６） １、　６２ＭｅＶベータ粒子 表６８ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｃｅ−１４１３３日　１４５に＋Ｖ　Ｃｅ−１４１，Ｆ３同位体　半減期　エネ ルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｃｓ−１２９３２，３時間　３７１−４１２に＋Ｖ　Ｃｓ−１２９Ｂｒ２Ｃ１ｃ ｓ−１ａ１　９．７日　４．０−３０．０ｋｅＶ　Ｃｓ−１３１Ｂｒ２ＣＩＣｓ −１３５１０００年　２１０１ｅＶ　Ｃｓ−１３５Ｂｒ２Ｃｓ−１３７３０，２ 年　６６２に２Ｖ　Ｃｓ−１３７Ｂｒ２Ｃ１表７０ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｃｒ−４８２１，６時間　１１６〜３０５に＋Ｖ　Ｃｒ−４８０２Ｃ１２Ｃｒ− ５１２７，０日　３２０　ｋ　ｔ　Ｖ　Ｃｒ　５１０２　ＣＩ　２浄書（内容に 変更なし） 表７１ Ｄｙ−１６６８１，，６時間　８２．　５　ｋｔＶ　Ｄ　’１　１６６　Ｆ　３ （４００ｋｅ’／ベータ）　Ｄｙ−１６６Ｃ１３Ｄｙ−１５９１４４日　３２６ ｋｅＶ　Ｄｙ−１５９Ｆ３表７２ Ｅｒ−１６９９，４日　８４２に＋Ｖ　Ｅ　ｒ　１６９　Ｆ　３Ｅ　ｒ　１６９ 　Ｂ　ｒ　３ 表７３ Ｅｕ　１．５５　４．７年　１０５ｋｅＶ　Ｅｕ−１５５Ｃｊ！　３Ｅ　ｕ　１ ５５　Ｆ　ａ Ｅｕ−１５５３ 表７４ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｇａ−６７７８，３時間　９３〜３９４に＋Ｖ　（Ｇａ−６７）２Ｈ６Ｇ　ａ　 ６７　Ｃｊ！　３ 表７５ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｇ５−１５９　１８．６時間　３６４　ｋ　＋　１’　Ｇ　ｄ　１５９　Ｃｌ　 ３Ｇｄ−１５９Ｆ３ 表７６ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｇｅ−６８２８０日　９２に！Ｖ　Ｇｅ−６８Ｆ３ＣＩＧｅ　７１Ｈ４ 表７７ Ａｕ−１９３１７，６時間　１１２−４３９ｋｔＹ　Ａｕ−１９３３Ａｕ−１９ ８２，７日　４１２に＋Ｖ　Ａｕ−１９８ＳＡｕ−４９９３，１日　１５８−２ ０８ｋｅＹ　Ａｕ−１９９ＳＨｆ　１８　Ｌ　４２　日１３３〜４８２　ｋ　ｅ 　Ｖ　Ｈｆ　１８１　Ｃｌ　２Ｈｆ−１８１Ｆ４ Ｈｏ−１６６１，１日　８０−５　ｋｔＶ　Ｈｏ　、　１６６　Ｃ１３１、８Ｍ ｒＶベータ粒子　Ｈｏ　１６６　Ｆ　３表８０ Ｉｎ−４１１２，８日　１７０〜２４５　ｋ　ｅ　Ｖ　Ｉ　ｎ　１１１　Ｆ　３ Ｉｎ−１１４ｍ５０日　１９１〜２７４ｋｅＶ　Ｉｎ−Ｉｎ−１ｌ４表８１ １　１２５　５９．９日　３５．５に２ｖ　（Ｔ　１２５）２Ｉ−１２９１００ ０年　１８９ｋｅＶ　（Ｔ　１２９）２ベ一タ粒子　ｌ−１２９Ｆ５ （３９，６ｋｅＶガンマ）Ｉ−１２９ １−１３１８，０日　３６４に＋Ｖ　（１１３１）２Ａ／　（１−１２５）３ 表８２ ｒｒ−１９２７３，８日　２０５〜６０４　ｋ　！Ｖ　Ｉ　ｒ　１９２　Ｆ　６ Ｉｒ　１９２０３ 表８３ 表８４ 表８５ ＰＢ−２１０２１年　４６，５田ガンマ　Ｐｂ　２１０Ｆ４１５−６１ｋｅＶベ 一タ位子　Ｐｂ−２１０Ｔｅ表８６ Ｌｕ−１７３１，４年　７８〜２７１に！Ｖ　Ｌｕ−１７３Ｆ３Ｌｕ−１７４３ ，３年　７６−６　ｋ！Ｖ　Ｌ　ｕ　１７４　Ｆ　３Ｌｕ−１７６ｍ　３．６時 間　８８．３ｋｅＶ　Ｌｕ−１７６ｍＦ３Ｌｕ−１７７６，７日　１１３〜３３ ２ｋｅＶ　Ｌｕ−１７７Ｆ３表８７ Ｈｇ−１９７６５時間　６９〜７７ｋｅＶ　Ｈｇ−１９７Ｈｇ−１９７Ｈ４０， ０時間　２６２ｋｓＶ　Ｈｇ−１９５ｍＨｇ　１９５　ｍ　Ｂ　ｒ　２ Ｈｇ−１９５Ｆ Ｈｇ−１９７ｍ　２３．８時間　１３４ｋｅＶ　Ｈｇ−１９７ｍＨｇ　１９７　 ｍ　Ｂ　ｒ　２ ｇ４９７Ｆ 表８８ Ｍｏ−９９６５，９時間　１４４〜７３９　ｋ　ｅ　Ｖ　Ｍ　ｏ　９９　Ｆ　６ Ｍ０−９３　３５００年　３０．４ｋｔＶ　ＭＭｏ−９３Ｆ６　ｏ　９３０　Ｆ 　４ 表８９ 表９Ｏ Ｎｂ−９２Ｍ　１０．１日　９３４　ｋ　ｔ　Ｖ　Ｎ　ｂ　９２　Ｍ　ｆ　ｓＮ 　ｂ　９２　ｍ　Ｃｌ　ｓ Ｎｂ−９３ｍ　１３．６年　３　ｏ、　４　ｋｅＶ　Ｎ　ｂ　９３　ｍ　Ｆ　ｓ Ｎ　ｂ　９３　ｍ　Ｃｌ　ｓ 表９１ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｎ　ｄ　１４７　１１　ｅ　９１　ｋ　ｌＶ　Ｎ　ｄ、１４７　Ｆ　３Ｎｄ−１ ４７Ｃｚ３ 表９２ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｎｉ−６３９２，０年　６７ｋｅＶ　Ｎ　ｉ　−６３（Ｃｏ）　４ベ一タ粒子 Ｎｉ−６６５４，６時間　２００ｋｅＶ　Ｎｌ　６６　（Ｃｏ）４ベ一タ粒子 表９３ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス ０ｓ−１８２２１，５時間　１３１〜５１０　ｋ　ｅ　Ｖ　Ｏｓ　１８２　Ｆ　 ｓＯｓ　１８２０４ ０ｓ−１９１１５，４日　１２９．４ｋｔＶ　０ｓ−１９１Ｆ６０ｓ　１９１０ ４ ０ｓ−１９４６，０年　４２．９　ｋｅＶ　Ｏｓ　１９４　Ｆ　５（１０％ガン マ） ５４、０　ＦＶ　Ｏｓ　１９４０４ ベ一タ粒子 表９４ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｐ−３２１４，３日　１　、７１　Ｍｅ　Ｖ　Ｐ　３２　Ｈ３Ｐ−３３２５，３ 日　２４９　ｋ！Ｖ　Ｐ　３３　Ｈ３表９５ 同位体　半減期　エネルギー　放射性ｏ反応性吹き付はガス Ｐｒ−１４３１３，６日　９３５　ｋｅＶ　Ｐ　ｒ　１４３　Ｃ１３ベ一タ粒子 　Ｐ　ｒ　１４３　Ｆ　３ 表９６ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｐｕ−２３７４５，１日　５９．５　ｋｔＶ　Ｐ　ｕ　２３７　Ｆ　６Ｐｕ−２ ４６−１０，９日　４４−２２４に＊Ｙガン？　Ｐ　ｕ　２４６　Ｆ　６１５０ 〜３３０ｋｅＶ ベータ粒子 表９７ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス に−４２１２，４時間　３．　５２ＭｅＶ　Ｋ−４２Ｈベ一タ粒子 表９８ 同位体　半減期　エネルギー　放射性（ｒ）反応性吹き付はガス Ｒｅ−１８１２０，０時間　１７７−３６５１＋Ｙ　Ｒｅ−１８１Ｆ６Ｒｅ−１ ８３７０，０日　１６３　ｋｅＶ　Ｒｅ　１８３　Ｆ　６Ｒｅ−１８６３，７日 　１．　０７ｋｅＶ　Ｒｅ　１８６　Ｆ　６ベ一タ粒子　Ｒｅ　１８６０　Ｆ　 ＜ Ｒｅ−１８６０３Ｂｒ Ｒｅ−１８７１０００年　８ｋｅＶ　Ｒｅ−１８７Ｆ６ベータ泣子　Ｒｅ　１８ ７０　Ｆ　ｔ。
Ｒｅ−１８７０３Ｂｒ 表９９ Ｒｈ−１０５３５，４時間　３０６〜３１９　ｋ　！Ｙ　Ｒｈ　１０５　Ｃ１３ Ｒｈ−１０５０２ 表１００ Ｒｈ−８７１０００年　２４７ｋｆｆｉＶ　Ｒｂ−１８７Ｃｊ’ベ一タ粒子　Ｒ ｂ−１８７Ｆ２ 表１０１ Ｒｕ−９７２，９日　２１６〜４６１　ｋ　ｅ　Ｖ　Ｒｕ　９７　Ｆ　ｓＲｕ　 ９７　Ｃ１３ Ｒｕ−１０６３６７日　３９．２に＋Ｖ　Ｒｕ　１０６ｓベータ粒子　Ｒｕ　１ ０６０３ 表１０２ Ｓｍ−１１０２ｒ年　５５−７６ｋｅＶ　Ｓｍ−１５１ベ一タ粒子 Ｓｍ−１５３４６，７時間　１０３に＋Ｖ　Ｓｍ−１５Ｓｍ−１５３Ｓ　３４０ 日　６１．３ｋｅＶ　Ｓｍ−１４５表１０３ 表１０４ Ｓｅ−７２８，４日　４６．０ｋｅＶ　Ｓｅ　７２Ｈ２Ｓｅ−７９１０００年　 １５４　ｋｔＶ　Ｓ　ｅ　７３　Ｈ２ベータ粒子　Ｓ　ｅ　７３　Ｆ　６ Ｓｅ　７３０３ 表１０５ Ａｇ１０５Ａ　７．５日　２５０〜３４０　ｋ　ｅ　Ｖ　Ａ　ｇ　１１１　Ｎ　 ３１．０閘ｅＶベ一タ粒子 表１０６ Ｓｉ−３２６５０年　２１０　ｋ　ｅ　Ｖ　Ｓ　１３２　Ｈｉ。
ベータ粒子　５ｉ−３２Ｈ 表１０７ Ｓｒ−８３３２，４時間　７６３ｋｔＶ　Ｓｒ　８２０２ｒ−８３ｓ Ｓｒ−８５６４，８日　５１４に！Ｖ　Ｓｒ　８５０２Ｓｒ−８９５０゜５日　 １．４９Ｍ５Ｙベータ　Ｓｒ　８９０２Ｓｒ−９０２９，０年　５４６１ｓｌ’ ベータ　Ｓｒ　９００２ｒ−９０ｓ 表１０８ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス ５−３５　８７．２日　１６７　ｋｅＶ　Ｓ　３２　ＣＩ　４表１０９ 同位体　半減期　エネルギー　放射性０反応性吹き付はガス Ｔａ−１７７２，４日　１１３　ｋ　ｒ　Ｖ　Ｔ　ａ　１７７　Ｆ　ｓＴａ−１ ８０ｍ　８．２時間　９３．３−１０３ｋｅＶ　Ｔａ−１８０ｍＦ８７ａ−１８ ０ｍｒ５ ７ａ−１８０Ｓ Ｔａ−１８Ｏ１１５日　１００〜１２２１　ｋ　！　Ｙ　Ｔ　ａ　１８２　Ｆ　 ｓＴａ　１８２Ｔｓ Ｔａ−１８２３ 表１１ｌ １０Ｔｃ−９９時間　１４０ｋｅＹ　Ｔｃ−９９ｍ（Ｔ　ｃ　９９　ｍ）　２０ ７ Ｔｃ−９９１０００年　２９２ｋｅＶ　Ｔｃ−９９ベ一タ粒子　（Ｔｃ−９９） 　２０７ 表ｌｌｌ Ｔｅ−１２３ｍ　１１７日　８８〜１５９　ｔ　ｔ　Ｖ　Ｔ　ｅ　１２３　ｍ　 Ｈ２Ｔｅ−１２５ｍ　５８．０日　３５．５１＋Ｖ　Ｔｅ　１２５ｍＨ２Ｔｅ− １２７ｍ　１０９８　８８．３ｋＣＶ　Ｔｅ−１２７ｍＨ２Ｔｅ−４３２７８， ２時間　４９．７−２２８ｋｅＶ　Ｔｅ−１３２Ｈ２Ｔ　ｅ　１３２　Ｆ　６ Ｔ　ｅ　Ｌ　３２　Ｆ　４ 表１１２ Ｔｂ−１５１１７，６時間　１０８−７３１ｋｅＹ　Ｔｂ−４５１ＳｅＴｂ−１ ５５５，３日　８６．５〜１０５．３ｋｅＶ　Ｔｂ−１５５ＳｅＴｂ−１６０７ ３Ｂ　２９８ｋｅＶ　Ｔｂ−１６０ＳｅＴｂ−１６１８，９日　２５．６〜７４ ．６ｋｅＶ　Ｔｂ−１６１ＳｅＴｂ−１６１Ｃｚ３ 表１１３ Ｔｈ−２３１２５，５８４，２ｋｅＶガンマ　Ｔｈ−２３１（Ｃ５Ｈ７０２）４ ２９９　ｋｅＶベータ粒子　Ｔｈ−２３１Ｆ４Ｔｈ−２３４２４，１日　６３． ３−９２．７ｋｅＶ　Ｔｈ−２３４Ｔｈ−２３４０２ 表１１４ Ｓ　ｎ　−１２３１２９，２日　１．４３ＭｅＶ　Ｓ　ｎ　１２３Ｈ４ヘ一タ粒 子　Ｓ　ｎ　１２３Ｂ　ｒ　ＣＩａＳｎ−１２３７ｅ 表１１５ Ｔｉ−４４４８年　６８−７８ｋｌＶ　Ｔｉ−４４Ｃ１４Ｔｉ−４５３，１時間 　１−　０４　Ｍ！Ｖ　Ｔ　＋　４５　Ｃ１ｉ。
ＴＩ　４５Ｆ４ 表１１６ ＴＩ−２０１３，０５日　Ｈｇ　Ｋ−Ｘ−ｒａｙ　Ｔｌ　−２０１（Ｊ１３６〜 １６７　ｋ　ｅ　Ｖ　Ｔ　１　２０１　ＣＺ　２Ｔｌ−２０２１２，２日　４３ ９ｋｅＶ　Ｔｉ　−２０２（ＪＴｌ−２０４３，８日　７６３ｋｅＶ　Ｔｌ−２ ０４Ｃｌベ一タ粒子　Ｔｌ−２０４Ｃｚ２ Ｔｌ−２０４１ 表１１７ Ｔｍ−１６５３０，１時間　８４．２ｋｅＶ　Ｔｍ−１６５Ｂｒ３１００ｋｆｆ ｉＶベ一タ粒子　Ｔ　ｍ　１６５　ＣＩ（３Ｔｍ−１６７９，４日　２０８ｋｅ Ｖ　Ｔｍ−１６Ｔｍ−１６７Ｂｒ３Ｔ　１２８．６日　８８３ｋｔＹ　Ｔｍ−１ ７０Ｂｒ３ベ一タ粒子　Ｔｍ−１００ｍ−１ ７０Ｃ１３Ｔ■３２ 表１１８ Ｈ−３１２，２６年　１８−６　ｋ　ｔ　ｖＨ３２ベ一タ粒子 表１１９ ３　Ｗ　１８５　７６日　４３２ｋｅＶ　Ｗ　１８５Ｆ６３　ベータ粒子　Ｗ− １８５（Ｃｏ）　６（０，０１９％１２５ガンマ） Ｗ　１８７　１日４７９〜６８５ｋｃＶ　Ｗ−１８７Ｆ６！　Ｗ−１８７（Ｃｏ ）　６ 表１２０ Ｕ　２３１　４．２８　２５．６〜８４−２ｋｅＹ　Ｕ　２３１ＦａＵ−２３７ ６，７５日　５９〜２０８ｋｅＶ　Ｕ　２３７　Ｆ６２４８に＋Ｖベータ粒子　 Ｕ−２３７Ｆ５表１２１ Ｖ−４８１５，９日　９８４　ｋｅｌ’　Ｖ　４８　Ｆ　ｓ■〜４８０Ｃ１３ 表１２２ Ｚｒ０８６　１６．５時間　２４３　ｋ　ｔＶ　Ｚ　ｒ　８６　Ｃｌ　４Ｚｒ− ８８８３，４日　３９３　ｋ　ｅ　Ｖ　Ｚ　ｒ　８８　Ｃｌ　４Ｚｒ−９３１０ ００年　３０．４に＋Ｖ（ガン？）　Ｚｒ−９３Ｃ１４６０１ｔＶベ一タ粒子　 Ｚｒ　８８Ｆ４ｚｒ−ｓｓ。
表１２３ Ｔｈ−２３１２５，５時間　２９９ｋｅＶ　１００％　８４．２ｋｅＹＴｍ−１ ６５３０，１時間　ＩＨｋ＋Ｖ　Ｏ，［１０１％　１５〜６０．４ｋｅＶＮｉ　 −６６５４，６時間　２００ｋｅＶ　−Ｄｙ−＋ｓａ　８＋、ｓ時間　４（１０ ｋｅＶ　Ｉｎ％　８２．４ｋｅＶＵ−２３７６，７５日２４８ｋｅＶ　５９−２ （ｔ８ｋｅＶＥｒ　−１６９９，６日　３４０に＋Ｖ　Ｏ，１％　８ｋｅＹＰ　 ｕ　−２４６１０，ｇ日　１５ｔｌ−３５θｋｅＶ　４４−２２４ｋｅＶＰ−３ ３２５，３日　２４９ｋｅＶ　−Ｗ−１１５７４，８日　１３３ｋｔＶ　０．０ １％　１２５ｋｅＹＳ　−３５８７，２日　１６７ｋｅＶ　−Ｏｓ　−１９４６ ，０年　５４ｋｅＶ　１０％　４３．０ｋｔＶＨ−３１２，２６年　１１６ｋｅ Ｖ　−Ｃａ　−４５１６３，８日　２５７ｋｅＶ　−表１２４ 放射性核種　半減期　ゝ−９粒子　ガンマ化合物エネルギー Ｒｕ−１０６３６７日　３９．２ｋｒＶ　−Ｐｂ−２１０２１年　１５〜６１に ＋Ｙ　４．１％　４６．５に＋ＶＳｒ−９０２９，０年　５４６　ｋｓｌ’　− Ｎｉ−６３９２，０年　６７ｋｅＶ　−３ｍ−１５１９３年　５５−７６ｋｅＶ 　２１．６ｋｅＶＳｉ−３２６５０年　２１０ｋｅＶ　−３ｅ−７９１０００年 　１５４ｋｅＶ　−Ｒｂ−８７１０００年　２７４　ｋ＋Ｖ　−Ｚｒ−９３１０ ００年　６０ｋｅＶ　−Ｔｃ−９９１０００年　２９２ｔｅｌ’　−Ｐｄ−１０ ７１０００年　３５に＋Ｖ　−Ｔ−１２９１０００年　１３９ｊｅＶ　３９．６ ｋｅＶＣｓ−１３５１０００年　２１０　ｋｅｌ’　−Ｒｅ−１８７１０００年 　８ｋｅＶ　−Ｒａ−２２８１０００年　２４−４８ｋｅＹ　１０〜２６ｋｅＹ 表１２５ 被　覆　Ｚ原子番号　密度　１００ｋｅＹ　Ｒ（ミクロン）　距離×２５％／Ｘ ５０９６ 炭素　６　３．５１　３６／７２ アルミニウム　１３　２．７　４６／−チタン　２２　４．５　２８１５６ バナジウム　２３　５．９６　２１／４２クロム　２４　７．２０　１７／３５ ハフニウム　Ｈｆ　７２　１７８．　５タンタル　Ｔａ　７３　１８０．　９ タングステン　Ｗ　７４　１８３゜８ レニウム　Ｒｅ　７５　１８６．　２ オスミウム　Ｏｓ　７６　１９０．　２ウランＵ　９２　２３８．０ 表１２７ 表１２８ 銅　Ｃｕ　２９ 表１２９ 小球、２００ミクロン基質 ２５ミクロンコーティング＋　１２．５Ｃｉ／グラム小球、３００ミクロン基質 ２５ミクロンコーティング’　６．ＯＣｉ／グラム小球、４００ミクロン基質 ２５ミクロンコーティング：　３．５２Ｃｉ／グラム小球５６００ミクロン基質 ２５ミクロンコーティング　１．６３Ｃｉ／グラム小球、６００ミクロン基質 ５０ミクロンコーティング：　７５ｆ）ｍＣｉ／ダラムミクロフィラメント４０ ０ミクロン基質（８−ｏ縫合）１０ミクロン殻・　３８８ｍＣ１／グラムミクロ フィラメント３００ミクロン基質（９−ｏ縫合）２５ミクロン殻　１９６ｍＣ１ ／グラムミクロフィラメント３００ミクロン基質（９−ｏ縫合）３０ミクロン殻 　１６１ｍＣＪ／グラムミクロフィラメント１５０ミクロン基買１０ミクロン殻 ：　１．００Ｃｉ／グラムミクロフィラメント１５０ミクロン基質２５ミクロン 殻：　３６０ｍＣ１／グラムミクロフィラメント１５０ミクロン基質５０ミクロ ン殻：　１５９ｍＣ１／グ５ムミクロフイラメント１５ミクロン１ｔ ２０ミクロン殻’　１．５９Ｃ４／グラムベータ粒子衝突による制動放射ｘ−絆 を産出するのに用いる好ましＬ１標的物質を表１２６に記載する。制動放射物質 は、放射性ベーター粒子−産出性膜上Ｉこ設置されたベーターＫＥ調節膜上に被 覆される。ベータ粒子ＫＥを制動放射に最も効率よく変換するためには、放射さ れるエネルギーはおよそＥ　ｘ　Ｚｌ二比例するので、高Ｚの標的物質が好まし い。
次いで制動放射膜を、Ｋ−蛍光又はＬ−蛍光の低エネルギーＸ−線を効率よく産 出する物質で被覆する。この殻に好ましい物質を表１２７に示す。
制動放射膜又はに−蛍光膜を次いでオージェ電子を効率よ（産出する物質で被覆 する。この殻に好ましい物質を表１２８に示す。
使用に際しては、多層放射性微小球を含む非−組織吸収性でかつ組織適合性な織 物を、治療すべき空洞内に置く。この一時的、除去可能な織物多層放射性徴Ｊ＼ 球を固定するには、ガーゼバッキング又は縫合のいずれを用Ｌ１てもよＬ）。適 当な治療期間の後に、織物多層放射性微小球を除去する。織物多層放射性微小球 に（マ、単一の多層放射性微小球で使用する非常に広範囲の放射性核種を導入す ること力（できるので、非常に融通性のある治療が可能となる。低エネルギーの 多層放射性微小球の外科的織物を使用することによって、患者は低エネルギーの 一時的、除去可能な埋没物をその場所に付着したまま家に帰り、その後埋没物の 除去のために病院に戻ることも可能となる。
腫瘍は肉眼又はＣＡＴ、ＭＲ，ＰＥＴなどの画像器を用Ｌ１て検出される。永久 的又は一時的な多層放射性埋没物を使用すべきか否かを、一般に１よ腫瘍の位置 （こ基づいて検討する。次いで永久的又は一時的な多層放射性装置（ａｐｐｌｉ ａｎｃｅｓ）の使用について検討する。この検討は、主として腫瘍の位置２二基 づ（、Ｘでなされる。
必要な期間の間、一時的な埋没物を挿入するか、或いは選択された半減期とエネ ルギーレベルの永久的埋没物を治療用に埋め込む。正しＬ）埋め込み位置を探し 、また既に何が埋め込まれているかをモニターするためにスキャニングを利用す る。
一時的埋没物を用いるには、一般に多層線材、眼科用プラークのようなプラーク 、又は放射性線材から形成される針を近づきやすい部位に挿入する。例え（ｉ、 線材のように形成されて必要なサイズに切断された薄い針を、表皮層又１ま粘膜 を通して腫瘍中に間隔をおいて挿入する。一時的な埋没物であるので、一時的多 層放射性埋没物のエネルギーは、比較的高く、また半減期は比較的長しλ。
針の場合には、組織によって吸収される適当なエネルギー値を得るため↓二、針 はお互いに間隔をとって皮膚を通して直接挿入される。これには、より低１．Ｘ エネルギーの針を腫瘍の中心近くに置き、放射の付加的効果が低くなってより高 し）放射を必要とする外側に向かって高いエネルギーのものを配置する力１、或 シ）（マ腫瘍の外側近くにより近い間隔で針を配置することを要するであろう。
適当な配置をするために、針の配置をソノグラムとコンピューターで制御する。
線材の場合には、線材やリボンが薄くて嵩ぼらないので、比較的小さし１針を用 いることができ、最適の領域に適用するために画像機器とコンピューターとで制 御して型を縫合することができる。この方法の適用を容易にす引こ（よ、正しＬ ）濃度で適用するために、針はその外側末端で高いエネルギーをもち、中心で（ ま低Ｌｚエネルギーであるのがよく、若しくは線材を針に通す場合には、エネル ギー値ン御して変化させることができる。腫瘍中に線材又はリボンを通すのに使 用する針は、組織へ容易に挿入できるように直径２１又は２２ゲージの小さし） ものがよ（＼。
体の部分を過度に広げることなく安全に一時的な放射性球を埋め込む１こ１ま、 比較的小さい空洞内容器を使用する。これらは、体を広げる必要性力（少なくな った以外は、従来の方法で挿入される。このような空洞内容器は挿入しておし＼ で、後で膀胱、子宮頚管などから除去する。
胸などの広い領域に渡って等高線的な放射をすばやく供給するに１＝織物を用し ）ることができる。これを領域全体に置（。腫瘍中にすばやく小球を供給するた めに硬いリボンを用いることができる。
低い半減期と低いエネルギーを有する永久的多層放射性埋没物１ま永久的１こ埋 め込まれる。一般に、この目的には小球を注入するが、いくつかの態様におＬ） て１ま、１９ゲージよりも小さい針、好ましくは２１又は２２ゲージの針を有す る注入ガン（銃）を用いて、粘膜又は皮膚を通して経皮的に注入する。
体の部分を過度に広げることなく安全に一時的な放射性球を埋め込む１：（は、 比較的小さい空洞内容器を使用する。これらは、体の部分を過度１こ広＋ｆるこ とな（、従来の方法で挿入できる。これらは、体を広げる必要性が少なくなった 以外（ま、従来の方法で挿入される。このような空洞内容器は挿入しておいて、 後で膀胱、子宮頚管などから除去する。
胸や腹部などの広い領域に渡って、内部手術的に等高線的な放射をすばやく供給 するには織物を用いることができる。これを領域全体に置（。腫瘍中にすばやく 小球を供給するために硬いリボンを用いることができる。
縫合物を埋め込む際には、埋め込まれる放射性リボン又は縫合物の末端に係留シ ード（ａｎｃｈｏｒｉｎｇ　５ｅｅｄ）を取り付ける。フロロスコピーで見なが ら、患者の腫瘍組織中で係留シードが針の先端からちょうど突き出すまで、これ を埋め込み針を通してスタイレットでヒト腫瘍組織中に移動させる。縫合物の先 端に位置するシードは、縫合物をヒト腫瘍組織中に係留するであろう。次いでス タイレット越しに針を引き抜き、係留シード及びこれに取り付けた縫合物をヒト 腫瘍組織中に残す。次いでスタイレットをねじってゆっくりと引き抜き、患者の 腫瘍中に放射性縫合物質を埋め込んで残す。
異なるエネルギーのＸ−線を生産し、このＸ−線を異なる期間に渡って投与する には、つまり例えばエネルギー１を有するＸ−線、を持続期間。に渡ってシード によって腫瘍に投与し：エネルギー２を有するＸ−線２を持続期間２に渡ってシ ードによって腫瘍に投与し、というように投与をするには、シードに適用される 異なったベーター産出性放射性核種からなる幾つかの殻をシードに施すことにな る。
各放射性核種は、それぞれの拡散境界を有している。従って、シードのデザイン に１つの放射性核種を加えるごとに、製造工程には２つの被覆工程が増えること になる。
例えば、タングステンノード基質を、４，９日に渡って、４００ＫｅＶのベータ 粒子と８２ＫｅＶのガンマ線とを産出する治療的量のＤｙ−１６６を含む層で被 覆する。これを拡散境界殻で封入する。４００ＫｅＶのベータ粒子は平均２６６ ＫｅＶのエネルギーを有する制動放射を産出する。これは短期間で大きな腫瘍容 積を照射して、大きく見える腫瘍塊を越えて腫瘍が顕微鏡的に広がるのを防止す る。短期間で投与される照射は、腫瘍の生殖力を変えて、その成長を直ちに停止 させる。
次いで、次の殻のベータ粒子のＫＥを５０％減少させるために、シードにべ一タ 粒子力学エネルギー調節殻を施す。次いで、３６．４日に渡って２４９ＫｅＶの ベータ粒子を産出させるために、Ｐ−３３放射性核種の殻を施す。ＫＥ調節殻は この有効エネルギーを１２４ＫｅＶのベータ粒子エネルギーに減少し、８３Ｋｅ Ｖの平均エネルギーを有する制動放射Ｘ−線を産出する。これはより長い期間に 渡ってより高い投与量でより限られた領域を照射する。
持続的な低−投与率照射もまた、致死量以下の放射線損傷の修復のために、周囲 の正常な組織に回避効果を及ぼす。これに拡散膜適用する。他のベータ粒子ＫＥ 調節殻を施し、１２５．５日に渡って、１６７ＫｅＶのＫＥを有するベータ粒子 を産出する放射性５−３５の殻を施す。第２のＫＥ調節殻は、このＫＥを８３゜ ５ＫｅＶに減少し、そして第１の、内側のＫＥ調節殻は、ベータ粒子がタングス テン基質シード中心と衝突する前に、これを更に４１．７５ＫｅＶに減少する。
従って、平均の制動放射エネルギーは２７．８ＫｅＶである。これは長期間に渡 って限られた腫瘍容積に非常に高い腫瘍殺傷性の投与量をもたらし、かつ正常組 織には致死量以下の放射線損傷の修復を与える。これを上述したように拡散境界 と厚い保護被覆で覆う。
図１９は、腫瘍１１０に隣接して設置された多層放射性眼科用プラーク１０８に よる眼９１の治療を示す概略図である。眼９１の断面図を簡略化して、角膜１１ ２、レンズ１１３、業膜１１５、網膜１１４、及びガラス体中心部分１１７のみ を示しである。この配置では、眼科用プラーク１０８は、比較的高いエネルギー の放射で腫瘍１１０を照射するために、その屈曲部分を付けて腫瘍１１０に隣接 して配置される。
腫瘍の位置を肉眼、ソノグラフ、放射線写真、又はＭＲＩを用いて確かめた後、 腫瘍１１０を治療するために、腫瘍１１０のいずれの端においてもオーバーラツ プが最少となり、かつ視神経を避けるように、眼科用プラーク１０８のサイズを 選択する。もしも腫瘍が視神経に近い場合には、カップ又は半球部分を有するプ ラークを選び、またもしも腫瘍が大きい場合には、眼球に付いている筋肉（直両 ）を避けるために複数の部分からなるプラークを用いる。
一般に、一番高いエネルギーが直接腫瘍に適用されるが、正常組織及び隣接網膜 はより少なく照射されるようにするために、１０．０００センチグレイの等量放 射線ライン１２１がちょうど腫瘍を覆って隣接するように、そしてより低い等量 放射線ラインが実質的に腫瘍を越えるように、プラークを眼球檗の外側で腫瘍の 位置に隣接して据え付ける。
プラークを正しく据え付けた後、処方期間の間これをその場所に縫合し、その後 縫合を除去してプラークを除去する。従来のプラークは嵩高いシード挿入物を用 いていたので通常据え付けが困難であったが、本プラークは薄いために据え付け が容易である。
多層放射性微小球の製造においては、以下の点についてまず決定をすべきである ：　（１）所望する放射強度：　（２）所望する放射能活性の永久性；　（３） 磁性又は常磁性：　（４）組織適合性：　（５）過温症の治療のための高周波放 射によって加熱される能力、及び（６）Ｘ−線又は磁気共鳴画像などによって可 視的に同定しつる能力。この過程に従って基質を選択し、適当な殻を一つずつ、 お互いに密にくっつけて、かつ空間を作らないようにして施す。これを分類して 消費者に届ける（これは放射性微小球を放射性標的又は気体から直接製造する場 合である）。若しくは、非−放射性同位体を用いて最終的小球を製造することも できる。これは”中性子オーブン”で活性化され、消費者に届ける。
多層放射性球は、幾つかの独特な構造成分を含む。そのうちの４つは機能性多層 放射性微小球の製造の基礎となるものであり、２つは任意の増強である。層は以 下のような幾つかの方法のいずれを用いて施してもよい：　（１）放射性誘電体 又は放射性金属標的の吹き付は蒸着、及びそれに続（非−放射性気体中での非− 放射性標的からの多層の吹き付け、レーザーアブレーション、イオン−ブレーテ ィング、又は陰極ア５−り蒸着；　（２）励起した放射性核種気体中での反応性 吹き付は蒸着又はレーザーアブレーション蒸着、及びそれに続く非−放射性気体 中での非−放射性標的からの多層の吹き付は蒸着又はレーザーアブレーション蒸 着：（３）励起した放射性核種中での反応性陰極アークプラズマ蒸着、及び非− 放射性気体中での非−放射性標的からの陰極アーク多層蒸着：　（４）励起した 放射性核種気体中での陰極アークイオン源を用いる反応性イオンビーム吹き付け 、及び非−放射性気体中での非−放射性標的からのイオン−ビーム自己−吹き付 は多層蒸着：　（５）励起した放射性気体中での反応性イオン−ブレーティング 、及び非−放射性気体中での非−放射性標的からの多層イオン−ブレーティング ；及び（６）放射性絶縁体及び放射性金属の陰極アークプラズマ蒸着、及びそれ に続く非−放射性標的からの多層の陰極アーク蒸着。
多層放射性微小球の中心コアは一定の機能から選択される。例えば、イリジウム 、プラチナ、金、タンタル、タングステン又は鉛のような高原子量の金属又は合 金からなる出発物質としての固体金属小球Ｘ−線ママ−カー基質含むことができ る。更に、モリブデン、インジウム、リチウム、銀、銅、及び鋼を含む、ラジオ グラフで満足のいく程度に可視化される低原子量の金属も使用できる。プラチナ 、タンタル、金、及び銀が慣用の放射線写真における、本発明の好ましＬ％Ｘ− 線マーカーＭＲＭコア基質物質である。
シードの磁気共鳴画像（ＭＨＩ）だけを臨床的に用い、Ｘ−線画像が必要でない 、他のデザインのシードにおいては、シードコアは炭素やガラスのような非金属 からなり、以下に記載するＭＲＩシグナル（ガドリニウム）を産出する外側のシ ード殻がシードの像を産出する。常磁性金属コアをもたないＭＲＭは本質的ζこ 非磁性である。複数のシードを臨界的な身体構造のごく近くに埋め込むような臨 床状況においては、この常磁性金属をもたないことが有利である。このような状 況においては、ＭＲＴ装置から出る強い磁場が金属を含有するシードを追い出す か、又は移動させるに十分な力を及ぼす。脳の中で磁気的に追い出されたシード は、直ちに神経損傷、脳溢血、又は患者の死を引き起こす。また脳を髄液中に見 失うことともなる。ＭＨＩ画像のためには、現在臨床用途に市販されている金属 をカプセル化したシードよりも、非−金属含有の多層放射性微小球の方が改良さ れたものである。
次いで小球状基質に、吹き付は又は反応性吹き付けによって、数オングストロー ムの厚さの適当なプライマー（ｐｒｉｍｅｒ）金属、金属酸化物、又１よ金属窒 化物の殻を施す。好ましいプライマー金属は、チタン、アルミニウム、錫、タン タル、バナジウム、窒化チタン、ヨウ化チタン、酸化チタン、チタンカー／くイ ド、又はステンレス鋼やニッケル合金などの金属合金を含む。もしも被覆された 物質がプライマー金属とよい表面適合性を有しない場合には、基質物質と放射性 絶縁体勧賞とからなる分量をかえた（ｇ　ｒ　ａ　ｄ　ｅ　ｄ）境界面を作るこ ともできる。
次の層は、以下のいずれかの方法で製造される均一に分散した、高度に制御され た球状放射性膜（１）放射性誘電体標的物質からの誘電体放射性殻の高周波（ｒ ｆＬレーザーアブレーション、マグネトロン、又は平面的マグネトロン吹き付は 蒸着：又は（２）純粋に電気伝導性の放射性金属を含む標的からのｄｃ又はｒｆ 吹き付は蒸着。この放射性核種被覆は、固体小球状金属コア（基質）を均一に覆 う、滑らかで、球状で、均一な、細かい粒子の、薄い（０，００１から０．０４ ５ｍｍ以下）放射性層である。
また、標的物質は所望する放射性同位体の非放射性同位体前駆体であってもよい 。例えば、非放射性パラジウム−１０２又はサマリウム−１４４の第１殻を含む 多層放射性微小球に、後で核反応器又は中性子オーブン中で中性子照射を行い、 放射性パラジウム−１０３又は放射性サマリウム−１４５をそれぞれ含む、最終 的な多層放射性微小球を製造する。
次の層は、薄層の放射性核種層を覆う、ｄＣ，ｒｆ、レーザーアブレーション、 又はマグネトロン吹き付は蒸着された薄い、単層又は多層の球状（厚さ０．０１ ｍｍ以下）拡散境界である。
最も高品買の殻を望む場合には、放射性核種層及び拡散境界膜のいずれの製造に も、吹き付は蒸着（直流：ｄＣマグネトロン、又は高周波：ｒｆ）が好ましい方 法である。なぜなら、この方法はより融通がきき、また非常に薄い、細かい粒子 の、凹凸のない滑らかな表面を作り出すからである。最適な殻を製造するために 、吹き付は工程の多くの作動パラメーターを変化させたり、又は調節することが できるので、吹き付は工程を高度に制御できる。蒸着率が遅く、吹き付けの特徴 である低エネルギー蒸着のために、製造時間がかかるという対価を払って、高品 賞の殻が得られる。これは、より大きな吹き付は銃と高電圧供給を用いることに よって改良できる。
更に次の層は、シードの同定のために磁気共鳴画像の増強、又は陽電子放射画像 の増強のような特定の目的を有する物質からなる、任意の（本質的ではない）、 比較的薄い（厚さ領　Ｑ１ｍｍ以下）、ｒｆ、マグネトロン、レーザーアブレー ション、又はｄＣ吹き付は蒸着された、若しくはイオンブレーティングされた、 若しくはイオン−ビーム自己−吹き付けられた、曲線陰極アークプラズマ蒸着さ れた、若しくは標準化陰極アークプラズマ蒸着された層又は複数の層である。
その常磁性と高い磁気感受性、並びに被覆蒸着中の真空密着（ｗｅｌｄｊｎｇ） を減少する高沸点のために、ＭＲＩ画像の目的には、ガドリニウム、エルビウム 、テルビウム、ツリウム、セリウム、フッ化コバルト、酸化．ジスブロシウム、 硫化ジスブロシウム、フッ化ネオジミウム、酸化テルビウム、臭化サマリウム、 酸化ツリウムなどの殻が選択される。本発明のＭＲＩ画像層に適した元素又は化 合物は、セリウム、フッ化コバルト、酸化ジスブロシウム、硫化ジスブロシウム 、エルビウム、ガドリニウム、二塩化マンガン、フッ化ネオジミウム、臭化サマ リウム、テルビウム、酸化テルビウム、ツリウム、及び酸化ツリウムを含む。低 い沸点の物質を用いる場合には、酸化物を形成するための少量の酸素を吹き付け チャンバーに導入することにより、ある状況の下では真空密着を防ぐことができ る。
これらの元素は、小球に有効に被覆するための十分に高い沸点（この目的には２ ．３００℃以上の沸点が高い沸点と考えられる）を有しているので、また有意に 異なる磁気感受性を有しているので、腫瘍の投与量計算の目的のために、同一腫 瘍内で異なる磁気共鳴画像剤を用いて異なる小球を別々に同定することが可能で ある。適用できる多種順の小球の利点を十分に享受するには、同一の腫瘍に１回 の処置で１以上のタイプのものを埋め込むのが有利である。特定のエネルギー放 射を有するある種の放射性核種は、画像目的のためのＰＥＴスキャナーによって 検出される殼を形成する。
厚い保護殻は、（１）ｄｃ又はｒｆ吹き付け、平面、マグネトロン又はレーザー アブレーション吹き付け、イオンブレーテイング、金属の陰極アークイオン源又 は標準型又は曲線型陰極アークブレズマ蒸着を用いるイオンービーム自己一吹き 付けによって製造される：又は（２）化合物金属又は非金属性物質の反応性蒸着 工程によって製造される。
いくつかの態様では低沸点の、又は柔らかい金属を必要とする。小球を互いに溶 け合わせずに、低沸点の放射性核種のような、低沸点金属で基質を被覆するには 、２つの標的を用い、１つは高沸点の硬い金属であり、他の１つは低沸点の柔ら かい金属であり、これらを同時に又は順に用いる。若しくは、両方の物質で標的 を製造する。本明細書において、高沸点とは１．０００℃よりも高いものを意味 し、低沸点とは１，０００℃よりも低いものを意味する。
本明細書で使用する′高沸点金属′の語は、吹き付け装置中で小球を被覆するの に使用するときに、真空密着をする傾向のない金属又は化合物をいう。本明細書 で使用する”低沸点金属”の語は、吹き付け装置中で小球を被覆するのに使用す るときに、真空密着をする傾向のある金属又は化合物をいう。多くの場合、これ らの同じ金属がセ氏の点では、実際に比較的高沸点を有するが、これは必ずしも そうではない。セ氏で低沸点を有する金属でも、本明細書の目的からは”高沸点 金属“と呼ばれるのである。
従って、真空密着しがちな金属が一般に、高い吹き付け率を有する同じ金属がだ んだんと”ｄ”殻を満たしていくものである限りにおいて、”沸点′の語は真空 密着と関連する。従って、元素の周期表を見ると、真空密着を避けるために用い る小球被覆は、Ｃｕ−Ａｇ−Ａｕ欄の左側に位置する金属であり、真空密着を減 少する点では、Ｎｉ−Ｐｄ−Ｐｔ欄が受容し得るが、限界的であり、Ｔｉ−Ｚｒ −Ｈｆ欄が最高である。
新しい表示法による元素の周期表で４、５、６、７、８、９欄にある金属、又は 以前のＩＵＰＡＣ表示法による周期表でＩＶＡ，ＶＡ，ＶＩＡ，■Ａ１及び■Ａ 欄にある金属（■ＡからＮｉ，　Ｐｄ，及びｐｔを除く）は、小球間の真空密着 を減少して、受容しつる小球の“高沸点゜被覆を形成する。２１１のＢｅ　：１ ３欄のＢ・１４欄のＣ．Ｓｉ．及びＧｅもまた受容しうる硬い”高沸点“被覆形 成する。
従って、周期表の４、５、６、７、８、９欄の元素が、少ない真空密着性で小球 上にすばらしい被覆を形成する。これらはまた柔らかい金属と一緒に合金にした り、又は薄層にして受容しつる小球被覆を形成することもできる。２欄のＢｅ・ １３欄のＢ・１４欄のＣ．Ｓｉ．及びＧｅもまた受容しうる硬い殻を形成する。
１０欄の元素は、酸素などのドーパント（ｄｏｐａｎｔ）な気体を加えて製造す ることによって受容しつる、又は限界的に受容しうる被覆を形成する。
アルミニウム、銅、金、銀（炭素−ダイヤモンド被覆及びホウ素被覆、及びケイ 素並びにゲルマニウム被覆を除く）を含む、１０欄の右側にある、１１から１７ 欄（以前のｒＵＰＡＣ表示法では、ＩＢ．　Ｉ［Ｂ．　ｍＢ．　ＩＶＢ，　ＶＢ ，　ＶＩＢ，　ＶＩＢ）の元素は、真空密着する傾向にあり、２−９欄の硬い元 素と一緒に合金にするか、薄層にしない限り、受容できない小球被覆を形成する 。Ｂｅとおそら＜｛マＲａを除く１及び２欄の元素もまた受容できない。受容し うる小球殻のｔこめのその他の基準は、ＭＯＨＳスケールで４．０以上の殻の硬 さである。この基準も化合物に適用できるが、以前の周期表は個々の元素に適用 できるのみである。
真空密着しない傾向にある受容しうる小球金属被覆は、Ｂｅ，Ｔｉ．Ｚｒ，Ｈｆ ．Ｖ．　Ｎｂ．　Ｔａ．　Ｃｒ，　Ｍｏ，　Ｗ．　Ｍｎ．　Ｔｃ．　Ｒｅ，　Ｆ ｅ．　Ｒｕ．　Ｉ　ｒ，Ｎｉ（ドーバントな気体必要）、Ｐｄ（ドーノくントな 気体必要）、Ｐｔ（ドーノくントな気体必要）、Ｂ，Ｃ（ダイアモンドのみ）、 Ｓｉ，Ｇｅである。元素１よ放射性同位体であってもよい。
真空密着する傾向にある受容できない小球の金属被覆は、Ｃｕ．　Ａｇ．　Ａｕ ．Ｚｎ．　Ｃｄ．　Ｈｇ．　ＡＩ．　Ｇａ．　Ｉｎ．　ＴＩ，　Ｓｎ，　Ｐｂ． 　Ｐ．　Ａｓ．　Ｓｂ．　Ｂｉ．　ｓ．　Ｓｅ，　Ｔｅ．　Ｐｏ，　Ｃｌ．　Ｂ ｒ．　Ｉ，及びＡｔである。
表５９に、真空密着しない小球殻に用いるいくつかの受容しうる化合物と、その 硬さの度合いを示す。元素の１つは元素の放射性同位体であってもよＬ）。これ らは柔らかい金属と一緒に薄層にするか、或いは合金にして受容しうる小球殻を 形成する。
表６０に、真空密着しない小球殻に用いるいくつかの受容しつる化合物と、その 硬さの度合いを示す。元素の１つは元素の放射性同位体であってもよシＡ０これ らは柔らかい金属と一緒に薄層にするか、或いは合金にして受容しつる小球被覆 を形成する。
表６１に、真空密着しない小球殻に用いるいくつかの受容しうる化合物と、その 硬さの度合いを示す。元素の１つは元素の放射性同位体であってもよ０。これら は柔らかい金属と一緒に薄層にするか、或いは合金にして受容しうる小球殻を形 成する。
球状の均一な構造体のため、いかなる自己一遮蔽もンードの活性を増加すること によって補償される。本発明の好ましい態様においては、チタン（低原子量で低 エネルギーガンマ線の最少遮蔽を有する、組織及び腐食耐性、高硬度及び高沸点 ）は低エネルギーを放射する（１００ＫｅＶ以下）放射性核種を含む多層放射性 微小球の構築に用いる好ましい金属包囲体であり、タンタノレ（高原子量で低一 エネルギーガンマ線の遮蔽をいくらか有し、高エネルギーガンマ線の遮蔽はほん の少しだけ有する、高度の組織及び腐食耐性、高硬度及び高沸点）は高エネルギ ーを放射する（１００ＫｅＶ以上）放射性核種を含む多層放射性微小球の構築に 用いる好ましい金属包囲体である。
必要ならば、空孔を減少し、又は最終製品の殻の結晶を除去し、或いは被覆終了 後に層間の粘着性を改良するために、バウンド用パン（ｂｏｕｎｃｉｎｇ　ｐａ ｎ）中で、小球を金属融点近くまで加熱することによって焼きもどすことができ る。
本発明で実施する吹き付け及びその他の蒸着法は、実質的に従来のシステムの応 用であり、ここで詳しくは述べない。蒸着率のような装置パラメーターや蒸着さ れる物質に関する知識と、ここで開示する小球、線材及び織物についての説明と に基づいて、該応用を実施できる。しかしながら、いくつかの態様においては、 放射性層を形成するために以下のような修飾を行う：　（１）小球同志がくっつ くのを防止するために、小球を空中に浮遊させ、又は跳ね上げている間に、高エ ネルギー真空過程で”高及び低沸点放射性金属”　（１８４ページで既に定義し た）を一緒に、又は挟まれた層として吹き付け、又はその他で被覆する，また（ ２）その他の態様では、金属標的物質とガス状放射性核種との反応が放射性化合 物殻を形成するので、高エネルギー真空過程で、気体状放射性核種と非一放射性 金属とを吹き付け又はその他で被覆して放射性金属化合物殼を形成する。
天然又は濃縮の放射性出発元素は、表１２９の第１欄に示す１０１２中性子／Ｃ ｍ”／秒の典型的な中性子東密度にこれをさらすときに、最小活性を産出できな ければならない。基質物質上に適用できる容積に基づく最小の治療的量の活性（ ０５ｍＣｉ／シード、又は０．５ｍＣｊ／ｃｍフィラメント）を産出するための 、ニュートロン活性化に続《、出発物質１グラム当たりに必要な活性を表１２９ の第２欄（第１欄に対応する反対側）に示す。
本発明の多層放射性微小球、又は多層放射性フィラメントの製造に適した非放射 性天然元素、又は電磁気的に増強された非放射性同位体を、１０１２中性子／Ｃ ｍ　２　／秒の中性子東密度によって産出される典型的な活性と共に、以下にま とめた。これらの物質は、基買小球又は線材上に非放射性殻を施すのに用いられ 、最終製品は後で中性子オーブン中で活性化される。
後で活性化される非放射性物質から多層小球を製造するには、一度に数十個のパ ッチで小球を”あらかじめ製造”しておき、これを貯蔵しておいて、後で必要に 応じて少量を中性子束中で活性化する。こうする理由は、放射性標的又は気体か ら直接数十個の”短命な”放射性微小球を製造すると、製造時点からこれらは一 緒に自然崩壊していくので、使用時までに自然崩壊してしまった数十個のシード を製造することになるかも知れないからである。
天然の非放射性元素の熱中性子照射によって放射性ノードを製造するのに加えて 、所望する非放射性同位体を高率で含む、市販の電磁気性に富む元素を購入する こともできる。後で中性子活性化される多層放射性微小球前駆体の製造において 使用する標的又は気体に、”濃縮した（ｅｎｒｉｃｈｅｄ）”非放射性同位体を 使用すると、より薄い活性膜とより小さい直径の７−ドを製造できる。
埋没物のタイプに応じた活性を表１３０−１５０に示す。
自然状態の気体、又はアルゴンなどの不活性担体気体中に液体又は固体の放射性 物質を蒸発させて得られる気体から放射性埋没物を製造するには、吹き付はガス 中の元素と化合物を形成する非放射性標的物質と共に、放射性気体を反応性吹き 付けによって、基質小球又はミクロフィラメント上に放射性膜を作製する。本発 明の小球の製造に使用する反応性の放射性吹き付はガスを、先行する表６２−１ ２２に示す。
これらの反応性の放射性吹き付はガスの多くは、対応する放射性金属又は金属酸 化物と酸とを高温で反応させることによって、対応する固体放射性勧賞から直接 製造できる。例えば、六フッ化ウラン−２３１は、無水フッ化水素酸と二酸化ウ ラン−２３１とを４５０−６００℃で反応させて四フッ化ウラン−２３１を得る ことにより製造できる。次いでこれを三フッ化塩素と５０−１５０℃で反応させ て六フッ化ウランー２３１吹き付はガスを得る。
これらの反応性の放射性吹き付はガスの多（は、対応する固体又は液体を、アル ゴン、水素、窒素、酸素、ヘリウム、キセノン、又はクリプトンなどの担体気体 中に、室温で蒸発させることによっても製造できる。蒸発チャンバーの温度又は 圧力を調整することによって、液体又は固体の蒸気圧を正しいレベルに調整して 、アルゴン又はヘリウムなどの不活性担体気体中において、１％から２０％の濃 度となるようにする。室温で高い蒸発圧を有するある種の液体については、担体 気体中の濃度を５〜２０％以下に維持するために蒸発チャンバーを冷却する必要 があるかもしれない。より重い液体又は固体では、放射性気体成分の蒸気圧を適 当なものとするためにチャンバーを加熱する必要があるかもしれない。
適当な蒸気圧を有する放射性液体は、低い圧力でアルゴン担体気体中に容易に蒸 発する。一般に必要な量の放射能活性は非常に小容量の液体（０，５ｃｃから５ ｃｃ）に含まれるので、液体を担体気体中に０．１０％から２０．０％の範囲の 濃度、しかしほとんどの場合１から５％の濃度となるように希釈することが望ま しく、次いでこれが物理的蒸気蒸着、化学的蒸気蒸着、吹き付け、陰極アーク蒸 着、イオンビーム蒸着、イオンブレーティングなどの真空蒸着によって放射能コ ーティングを作製するための放射性で反応性の吹き付はガスとして作用する。
その他の態様の製造法においては、Ｋｕｂｉａｔｏｗｉｃｚに与えられた米国特 許第４．３２３．０５５号に記載される化学的又は電子的ブレーティング法、或 いはプライマー金属を用いる吹き付は被覆によって小球基質をまず製造し、次い で電子的ブレーティング又は無電子的ブレーティングの標準法によってご湿潤（ ｗｅｔ）″溶液中における放射性金属蒸着の厚い殻を施す。次いでこれを真空− 蒸着装置に移してシードを仕上げる。
例えば、放射性セシウム−１３１小球の製造においては、セシウム−１３１と適 合性であるクロムなどの金属プライマー殻をまず小球上に吹き付は被覆する。
吹き付は被覆した小球基質を放射性硝酸セシウム−１３１の熱水溶液中に浸けて 、絶えず撹拌する。容器の底は、二酸化ケイ素などの絶縁層上をカーボングラフ ァイトなどの電気伝導性物質で被覆して構築される。これは”コンデンサー効果 ”によって容器底の表面電荷の維持を促進する。
容器の底上にある伝導性膜は直流電源のマイナス末端と接続されており、プラス 末端は溶液の上部に挿入された中央の炭素電極と接続されている。かくしてプラ スに両型したグラファイト極板に隣接してビーカー底にある撹拌された小球基質 は、純粋な放射性セシウム−１３１金属で被覆される。炭素−グラファイト捧電 極では、水と酸素ガスが生じる。１−５０ミクロン厚さの放射性金属の殻を得た 後、小球を除去して乾燥し、吹き付は蒸着装置に戻して、そこで放射性膜の上に 窒化チタンなどの拡散境界を被覆し、そしてこの上にチタン又はダイアモンドの ような保護殻及び特別な殻を吹き付ける。
２００ミクロンの直径の小球を製造するには、化学的又は電子化学的方法によっ て銀上にヨウ素−１２５を表面ブレーティングすることは、表面面積が限定され ることと、ハロゲン化物殻が単層の厚さだけしかないという事実のために治療的 に有用となるに十分な活性を与えない。この問題を解決するには、小球基質をま ず銀で吹き付は被覆して、次いでこれをヨウ素−１２５で化学的ブレーティング 又は電子的ブレーティングをして銀ヨウ素−１２５を製造する。次いで被覆した 小球をクロムなどの固着性金属で充填（ｐｒｉｍｅｄ）Ｌ／、再び銀で吹き付は 被覆し、そしてｌ−１２５で再ブレーティングする。この工程を繰り返すことに よって、治療的量の放射能活性を有する多層放射性殻を製造する。
本発明の多層放射性微小球は、多くの異なる金属及び化合物の吹き付は適用を要 する。これらのうちのいくつかはよく固着するが、他のものはそうではない。
一般に、モリブデン、チタン、クロム、及びバナジウムは、そのタイプを問わず 、はとんどの基質物質によく固着する。タングステンなどの他の金属は固着性に 乏しい。例えば、タングステン金属よりもむしろ窒化タングステンを使うという ように、純粋金属の替わりに反応性殻を形成することによって固着性を改善する ことができる。同様に、ある金属を固着性改善のために“吹き付けられた糊”と して用いることもできる。このような物質には、アルミニウム、クロム、鋼、及 びバナジウムが含まれる。
各種の物質からなる多くのタイプの拡散境界が、化学的移動に対する極めて滑ら かで、漏れのない境界を形成する。金は、気体及び昇華しやすい物質に非常に溶 けにくい、という性質も更に有している。従って、金は本発明の好ましい拡散境 界である。
い（つかの物質は、ヒト組織との適合性と共に優れた腐食耐性をも有している。
このような物質はチタン、プラチナ、及び金を含む。他の物質も優れた抗腐食性 を有しているかも知れないが、その組織適合性はまだ確認されていない。このよ うな物質は、ダイアモンド、又はダイアモンド一様炭素、窒化チタン、窒化タン タル、及びチタンカーバイドを含む。従って、好ましい小球のヒト組織適合性の 抗腐食性殻はプラチナ及び金を含む。
図２０に、針１２２、シード容器アセンブリ１２４、ハウジング１２６、スタイ レゾドアセンブリ１２８、及びモーターアセンブリ１３０を含む多層放射性微小 球のための注入器銃（ガン）１２０の簡略図を示す。射出器１２０は、以下の点 以外では従来の射出器と同様である：　（１）針１２２は従来のシード銃よりも はるかに小さい直径を有しており、２０ゲージよりも大きくない；　（２）シー ドがチャンバー内に充填されたときに、これを示す電子的放射性シード検知器を 有する；　（３）シード容器アセンブリは円形である：　（４）ハウジングはオ ペレーターの手を保護するために、放射能遮蔽物質でできている。そして（５） シードカートリッジは円筒型のシードよりもむしろ球状のシードを含む。従来の ガンは、Ｍｉｃｋ　Ａｐｐ］１ｃａｔｉｏｎ　ｃａｔａｌｏｇ　７３０８及びｌ −１２５Ｇｕｎ　ｃａｔａｌｏｇ　８００６の呼び名の下に、Ｍｉｃｋ　Ｒａｄ ｉｏ−Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｔｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ、Ｉｎｃ、、１４７０　０ｕｔ ｌｏ。
ｋ　Ａｖｅｎｕｅ、Ｂｒｏｎｘ、Ｎｅｗ　Ｙｏｒｋ、１０４６５から発売されて いる。
シード容器アセンブリ１２４は円形をしており、複数の、除去可能で、かつ再装 着可能なシードカートリッジを含んでおり、そのうちの２個を１２４Ａ及び１２ ４Ｂとして示すが、該シードカートリッジは異なる活性又はタイプのシードを含 む。注入器銃２０は４個の覗き穴（そのうちの２個を１５１Ａ及び１５１Ｃとし て示す）によってロボットアームに据え付けられている。その他のものは実質的 に同じなので、カートリッジ１２４Ａのみについて記載する。
カートリッジ１２４Ａはシード小室１２１を含み、これはスプリングで一方に押 し付けられたプランジャ１２３で押し付けられた複数の球状のシードと、プラン ジャを押し下げる毎に針１２２に１個のシードを放出するために、カートリッジ のいずれかと一直線になっているスロットを有する回転可能な放出プレートとを 有する。スロットの下には、シードがスタイレットによって押されるまで針１２ ２への通り道をブロックする位置において、針１２２まで伸びている末端のシー ドチャンバーには、スプリングで一方に押し付けられた一対のベアリング、開ロ ベアリング１３７がある。この配置によると、スロットの回転によって選択され たカートリッジからシードが放出される。
ハウジング１２６はオペレーターの手を保護するために放射能遮蔽物質でできて いる。これはその中央部分に据え付けられたシード容器アセンブリ１２４及びモ ーターアセンブリ１３０と共に、その縦軸に沿って２ｍｍ又は５ｍｍ間隔でハウ ジングをスライドする管状壁１２６Ａを含む。これはその一端に、組織に通すた めの針１２２の通過を可能とするように、組織１２５に対して位置付けするため の組織パッド１２６Ｂを含む。アセンブリ１２６をロボットアームに付ける場合 には、組織パッド１２６Ｂ及び壁１２６Ａは全く中に引っ込めてしまい、用いな い。
シードを導くためには、深い貫通ができるように長さが２０センチメートルで、 ２１から２２ゲージの針１２２を組織パッドを通して伸ばし、またハウジングを 通ってスタイレットアセンブリ１２８まで上方向に伸ばすが、これはシード容器 アセンブリ近くに位置するシードを受け取るための開口部を有している。針１２ ２を通して一度に１個のシードを押し出すために、スタイレットアセンブリ１２ ８は、針１２２に適合し、かつそれを通して組織に埋め込むためのシードを押し 出すことのできる、長さ２４センチメートルの針スタイレット１２７、及び針先 からシードを押し出すか、或いは管状壁１２４を上に動かすことにより放出用に 針先へとシードを押し出すための、長さ２４センチメートルの針スタイレットハ ンドル１２７Ａを含む。
バランラム−１０２のような元素は、これを放射性パラジウム−１０３に変換す る中性子照射によって放射性とすることができる。従って、シードはカートリッ ジ１２８Ｂ中に非−放射性シードとしてパッケージされ、認可を受けた施設に送 って、中性子オーブン中において中性子で衝撃を加えてこれを放射性とし、次い で遮蔽容器に入れて末端使用者に出荷する。
モーターアセンブリ１３０は、シードを検知して、指示ランプ１３１に指示する 放射シード検知器ダイオード１２９を含む。針へのシードの注入は、スタイレッ ト１２７を引き抜いて選択されたカートリッジにチャンバーをさらして、７−ド を管に入らせることによって実施する。更に次のシードが管に入るのをブロック し、かつシードを針先に押し出すためにスタイレットを用いる。シードチャンバ ーの両側にある、−組のスプリング付きのポールベアリングによって複数のシー ドが針に落ちるのを防止し、スタイレットが組織中にノードを埋め込むのを助長 する。サーボメーター（ｓｅｒｖｏｍｅｔｏｒ）１３３は管を下向きに移動させ 、針を２ｍｍから５ｍｍ毎に上向きに移動させる。
ある態様においては、非放射性微小球をまず平らな丸いディスク、又は１２４に 示すような円筒形（ただし、複数のシードを含むただ１個のチャンネルよりもむ しろ、１チヤンバー当たり５から５０個のシードを入れることのできる、複数の スプリング付きのチャンバーを含むもの）に充填する。各チャンバーの反対側末 端には、通常は下、又は閉じた位置にあって、シードチャンバーの末端をブロッ クしている、垂直のスプリング付きのピンがある。従って、プレートは４０個の スプリング付きの“ゲート（門）ビン”を有する、合計４０個のスプリング付き のチャンバーを含む。
各ディスクは４０個のチャンバーを含み、１デイスク当たり合計２００から２゜ ０００個のシードを有する。このようにして６個のディスクを用意する。４０個 のチャンバー全てをシードで充填したら、これに第２のディスクを付着させるこ とにより、ディスクをロックして閉じる。このロッキングディスクは、１回に１ 個ずつ、針埋め込み銃にシードを移動させられるように設計されている。
この目的のためには、各”ゲートピン”の水平面において、ロッキングプレート 上で１個のチャンバーが下にある。ロッキングプレートは、′ゲートピン“の水 平面からプレートの中心点に向かって全てが集まっている、このような４０個の チャンバーを存する。プレートの中心点が埋め込みガンの銃尾に対応し、そして ディスクは２００から２．０００個のシードを有する弾倉としての役割を果たす 。ロッキングプレートの各チャンバーの外側末端には、通常は“開いた”位置に あるスプリング付きのプランジャがある。゛ゲートキー”を開いて、次に閉じる ことによってロッキングプレートにシードをいったん充填すると、ロッキングプ レートのプランジャを押すことによりシードを”銃身”の銃尾へと中央に移動さ せることになる。
各間隙性（ｉｎｔｅｒｓｔｉｔｉａｌ）の針１ご銃身”を付着させることによっ て、手術では一連の”埋め込み針”を患者の腫瘍中に置く。次いで′銃身”スタ イレットを進めることにより、シードを銃身を通して埋め込み針中に進める。埋 め込み銃の銃身を伸ばして、作業場所にある間隙性針の水平面の上、約１０から ２０センチメートルのところでカートリッジプレートを操作できるようにする。
ヒト腫瘍組織に埋め込む各間隙性針は、埋め込み銃の銃身近くの末端に付けられ たフランジを有している。銃身は、腫瘍床に対して静止し、かつ埋め込み針を５ ｍｍ間隔で引き込ませるのを助ける組織ガイドを有する。か（して埋め込み銃の 操作は以下のようにして行う： 工程１・１チヤンバー当たり５から４０個の７−ドを有する、４０個のスプリン グ付きのチャンバーを含むディスク、即ち合計２００から２．０００個のシード を含むディスクを埋め込み銃の銃尾に付ける。チャンバーはディスク上で円周状 に配置されている。
工程２：埋め込み銃の銃口を、患者の腫瘍から立ち上がっている埋め込み針のフ ランジに付ける。
工程３ニ一般にシードディスク上には４０個のボタンがある。これらのボタンは 各種チャンバーの末端をブロックする”ゲートキー”を操作する。”ゲートキー “は通常ロックされるか、或いは閉じた位置にある。シード埋め込み工程は、１ 個の”ゲートキー”を引いて開き、次いで閉じることによって開始される。これ ｌ二よって、シードプレートからロッキングプレートへとただ１個の小球を落と す。”ロッキングキー“を閉じることはシードチャンバーを閉じるだけでなく、 これはロッキングプレートをも閉じて、シードをロッキングプレートチャンバー 内に入れる。
工程４・いったん１個のシードをロッキングプレートチャンバー内に単離すると 、ロンキングプレートチャンバーのプランジャ（通常は“開いた”位１にある） が閉じられる。これは１個の小球をロッキングプレートの中心へと、そして埋め 込み銃の“銃尾′へと押し込む。この位置にあるシリコンダイオード放射センサ ーが、放射性微小球により産出される放射によって活性化されて、シードが銃の 銃尾にあることを発光ダイオードが知らせる。いったんシードが銃の銃尾に入る と、埋め込み銃の銃身を通って下に進み、付属の埋め込み針に入って、患者の腫 瘍中へと出て行（。次に針を０．５ｍｍ引き込み、この工程を繰り返す。これに より２００個又はそれ以上のシードを５ミリメートル間隔で患者の腫瘍中に迅速 に埋め込むことができる。
要約すると、”ゲートキー”　（４０個のうちの１個）をまず引き開けて、次に 押して閉じる。これにより１個のシードをロッキングプレートチャンバー内に単 離する。ロッキングプレートプランジャ（４０個のうちの１個）を押して、シー ドを銃尾に充填する。これは放射センサー光によって知らされる。次に埋め込み 銃スタイレット（１個のうちの１個）を進めて腫瘍組織中にシードを埋め込む。
針先を５ｍｍ引いて、この工程を繰り返す。これは手でも操作できるが、コンピ ューター制御のステップモーターを用いて、”ゲートキー“、ロッキングプレー トプランジャ、及び埋め込み銃スタイレットを操作することによって、より効果 的に実施できる。　更に他の埋め込み銃のデザインにおいては、小球を埋め込み 銃の”銃尾”に注入するのに要するメカニズムは”ゲートキー“だけである。こ の銃は、中心にある管の周囲に平行して配置された一連の管（図２０には示され ていない）によって囲まれた管からなる、１２４で示すような中心の円筒形シー ドカートリッジからなる。円筒形のシードカートリッジの中心管の末梢端は、埋 め込み銃の銃身に近い末端へとねじ込む。シードの管はスプリング付きであって 、１管当たり２０から２，０００個のシードを含む。
カートリッジの周囲に配置された１０個の管は、１カートリツジ当たり２００か ら２，０００個の埋め込むべきシードを含むことができる。各々のシード管の銃 身に近い末端には、プランジャ機構を介してスプリングが付けられている。円筒 形カートリッジが埋め込み銃の上にねじ込まれると、容管の末梢端が′ゲートキ ー”に隣接してくるようになる。かくしてカートリッジが銃に付けられていると きには、各々の７−ド管は閉じた”ゲートキー”上に静止する。１０個の”ゲー トキー”が銃の口に並び、銃に付けられている。
この機構においては、”ゲートキー”の末梢端は、シード管の外側壁に対応する 読上のストップに対して静止するフランジを有しており、フランジを越えるキー の長さがシード管の直径に等しい。キーの末梢端はシード埋め込み銃の口に対し て同じ高さに（ｆｌｕｓｈ）機械化されている。”ゲートキー”のフランジは、 その封入に対するスプリングをも有している。このようにして”ゲートキー”は 通常下に、又は閉じた位置にある。
閉じた位置では、”ゲートキー”はシード管の開口部をブロックする。従って、 カートリッジが銃に付けられているときに、”ゲートキー”を引き込むとシード 管を開くことになり、１個のシードを、１個のシードの直径分だけ下に落とす。
スプリングの張力で”ゲートキー”を通常の閉じた位置に戻すことによって”ゲ ートキー”を閉じると、落ちたシードを埋め込み銃の口に押しだし、同時にシー ド管を閉じる。埋め込み銃の銃尾は、通常は閉じた位置にある２個のスプリング 付きのボールベアリングによってブロックされている。シードはこのベアリング で静止し、埋め込み銃スタイレットが前に進んでシードに圧力を及ぼし、２個の ボールベアリングを離すと、シードが埋め込み銃の銃身へと落ちていく。
この時点で埋め込み銃の壁にはシリコンダイオードがはめ込まれており、ボール ベアリングゲートでの放射性シードの静止を、シリコンダイオードを活性化して 読上で発光ダイオードを発光させることにより知らせる。銃の銃口はボタン−発 射機構を介して、埋め込み針のフランジに対してロックされている。スタイレッ トを進めることによりシードを針に押しだし、そして腫瘍組織へと押しだす。
円筒形カートリッジ埋め込み銃の操作は、”ゲートキー”を引き開けてシードを 落とし、そしてゲートキーを閉じた位置にパチンと戻して、これによってカート リッジシード管を閉じ、同時に落ちたシードを埋め込み銃の口に押しだすことか らなる。シードが落ちていくチャンバーの深さはちょうどシードの直径と同じな ので、複数のシードが落ちることはない。深すぎたり、又は浅すぎるチャンバー はシードの停止の原因となるので、この寸法は極めて大事である。埋め込み銃の 銃身に追い出されると、シードはボールベアリングゲートに落ちて、シリコンダ イオード検知器を活性化してＬＥＤを発光させる。銃スタイレットを進めて、シ ードをゲートを通って、針へと、そして組織へと押しだす。組織ホルダーを固定 化し、針を５−１０ｍｍ引き抜き、スタイレットを除去して、この工程を繰り返 す。
磁気共鳴イメンングスキャナー、及び技術的に進歩したコンピューター化断層写 真スキャナーの適用性が増加して、従来のＸ−線で数えたり、又は見ていたより もより多くの放射性シードを埋め込んだり、線量測定計算を実施したりできるよ うになった。
一定の腫瘍標的容積に対して、埋め込む放射性ノードの数が多ければ多いほど、 腫瘍容積中の放射線投与量が均一になる。従って、腫瘍に２０，０ＯＯｃＧｙの 最小抹消投与量を投与するのに２００から４００個のシードを用いて埋め込むと 、同じ投与量を同じ容積に投与するが、たった２０から５０個のシードを用いて 同様に埋め込むよりも、”ホットスポット”と”コールドスポット”とがより少 なくなる。この理由は、各シードからの投与量は、シードからの距離の逆数の二 乗で落ち込むからである。従って、より大きな距離で隔てられたシードは、指数 関数的により大きな投与量落ち込みを有することになる。
投与量の均一性は重要である。なぜなら、”ホットスポット”又は過剰投与量領 域は、局部的な血液供給の破壊に次いで、組織の破損、壊死、及び永久的な正常 組織の損傷をもたらすからである。”コールドスポット”又は不十分な投与量領 域では、腫瘍の殺傷が減少することとなり、後で腫瘍が再発する。すぐ隣接する 組織を損傷することなしに、腫瘍に対する放射線投与量を物理的に制限すること 、及び腫瘍内部の投与量を均一にすることは、近代内部放射線治療における２つ の達成すべき目標である。
５Ｘ５ｃｍの腫瘍中に２００から４００個の放射性シードを埋め込むと、５０個 のシードで同じ容積を治療するのに比べて、より優れた線量測定をもたらすが、 多くの大きな（４，５ｍｍＸ０．８ｍｍ）円筒形シードを埋め込むことは実際的 でない。一度に数百側のシードを埋め込む方が実際的なので、全平面のシードを 一度に埋め込むことが可能な新規な銃がデザインされた。
この銃のデザインは上記した円筒形カートリッジのデザインと似ているが、この 銃ではずらりと並んだ埋め込みユニット（約２０−１００ユニツト）を、格子又 は”埋め込みデツキ”上に配置する。埋め込みユニットは全てシードカートリッ ジのための雌アダプターを有する。全ての（２０−１００個）埋め込みユニット は、個々のシードが（２０−１００個の）埋め込みユニットの各々の銃尾に入れ るような、″ゲートキー”機構をも有している。
針を患者の腫瘍に挿入する前に、２０−２２ゲージの埋め込み針（フリンジ付き ）を埋め込み格子上の埋め込みユニットに取り付けるという点において、この銃 のデザインは従来の銃と異なっている。針を取り付けると、針の深さは埋め込ま れる腫瘍と関連して、個々に上、又は下に（浅く又は深く）調節することができ る。深さを調面したら、各埋め込み針を埋め込みデツキにロックする。
ゲートキーを引き抜くことによって、４９個の”銃尾”機構の各々に第１面のシ ードを充填する。この銃のデザインでは、ゲートキーは全て平行に並んで取り付 けられており、１回の動きで４９個のゲートキー全てを同時に開く。より多くの 埋め込みユニットを用いるときでも、針を通して銃尾から腫瘍組織へとシードを 押し出す針スタイレット機構は用いられる。
埋め込みユニットの銃尾から患者の腫瘍組織へとシードを移動させるためには、 いくつかの異なった方法を用いることができる・１）少量の組織−適合性液体を シードの後ろから加圧下に注入して、シードを液体と共に組織へと移動させる。
２）少量の組織−適合性気体をシードの後ろから加圧下に注入して、シードを気 体噴射と共にヒト腫瘍組織へと移動させる。
３）埋め込みデツキ上の銃尾中で、シードの後ろから高電圧、低電流の放電を発 して、これが電気的に絶縁された物質からなる針を通って、電気的にアースされ た患者の腫瘍組織へと進行する。この装置を用いると、シードは静電的に輸送さ れることもできるし、或いは銃デツキからの放電によって作られる進行性の気体 衝撃波又はプラズマ波−爆発（ｗａｖｅ−ｂｕｒｓ　ｔ）により、針を通って患 者の腫瘍組織へと移動させることもできる。針の通り道が放電により焼灼されて 、針挿入部位での出血を最小にするので、この後者の機構もまた有用である。
４）並んだ針スタイレットを機械的に押すことによってシードを進めることがで きる。
全ての並んだシードを同時に単一の面に埋め込んだ後、針を全てデツキの方へ１ ミリメートル間隔で（通常は３−５ミリメートル間隔）複数回引き抜き、この工 程を繰り返して複数の面のシードを埋め込む。埋め込むまれるシードの各面は、 平らな面である必要はない。最初に針を銃のデツキに固定するときに、異なる針 の長さに調節することにより、不規則な面を作って腫瘍の輪郭に一致させること ができる。針の配置はコンピューター化された”あらかじめの計画”を用いて決 定される。
図２１に、吹き付は装置を示すが、この実施例では陽極１６６からやや離した標 的１６４と隣接して据え付けられたｒｆカ源１６２を有する、周波数（ｒａｄｉ ｏ−ｆ　ｒｅｑｕｅｎｃｙ）吹き付は装置１６０であり、蒸着される物質が真空 チャンバー中に吹き付けられるようになる。真空チャンバーは、真空導管１６８ を通じて真空状態に維持されている。放射性核種ガスを真空チャンバー内に導管 １７０を通して供給し、他の導管１７２を通して供給されるアルゴンガスの適当 な混合物と一緒になって、小球に適用するための放射性ガスを標的物質と組み合 わせるような雰囲気を作り出す。
小球に均一な被覆を行うためには、一般に１７４に位置する小球をバウンド用パ ン１５０に入れて、全ての側に均一に被覆がされるように小球を振動によって跳 ね上げる。何種類かのバウンド用パンが市販されており、又は後述するように構 築してもよい。
図２２に、パン１５４中に入れて、ケージ１６０で保持された小球のホルダーを 含む、パン１５０の模式図を示す。結晶物質製であるバイブレータ−１５６は、 小球１７４を跳ね上げるために電子的に振動させるように配置する。
図２３に、被覆されるべき物質、高電圧電位１８４、陽極１８６、浮遊装置、及 び放射性核種ガス源１８８と共に、陰極標的１８２を有する、他の態様の吹き付 は装置１６０Ａを示す。陰極標的１８２は導体１８４により高電圧にエネルギー を与えられ、その高電圧がプレートすべき物質を陽極１８６側に引き、荷電した 浮遊小球１７４上に被覆される。定法で真空状態を維持しながら、適当なアルゴ ンガス雰囲気１７２中に導管１８８を通して放射性核種ガス１８８を適用して組 み合わせる。
図２４に、吹き付は用被覆装置の他の態様を示すが、これは導管１６８及び１６ ０Ａを通して真空にされた真空チャンバー、電子ビーム源１９ｏ１ンヤツター１ ９６中にあるグリッド１９４で閉じ込められた標的１９２、高周波数ｒｆ源又は 正又は負の高電圧１９８基質バイアス、及びバウンド用パン１５０を有する。
この態様においては、電子ビームが放射され標的１９２を衝撃し、小球１７４を 含むケージと連結している周波数又は高周波に引き付けられている吹き付けられ た物質を除去する。上記の態様と同様の方法で、導管１７２を通して保持される アルゴン雰囲気と共に、導管１７０を通して放射性ガスを適用する。標的及び／ 又は放射性核種ガスからの物質により均一に被覆がなされるように、小球を振動 させる。
図２５に、他の態様の被覆装置１６０Ｃを示すが、これはアーク陰極２０４、陽 極２０２、標的２０８、バウンド用パン１５０、及び導管１６８を通して真空ポ ンプで真空にしている真空チャンバー内に保持されたｄａ又はｒｆバイアス電圧 源２０６を有する。アーク供給２１２からの高電圧下に吐き出される被覆物質を 標的は有しており、これが負の又はｒｆバイアス２０６によって、バウンド用パ ン１５０中の小球１７４へと引かれる。小球殻のための他の態様で用いたのと同 様の方法で、放射性ガスを導管１８８を通して、アルゴンガスを導管１７２を通 して供給する。
図２６に、他の態様の吹き付は装置１６０Ｄを示すが、これは標的２３０、イオ ン源２３２、制御ソレノイド２３４、及びバウンド用パン１５０を、導管１６８ を通して真空にした真空室内に有する。イオン源２３２はソレノイド２３４によ って推進されるイオンを標的２３０に対して発生して物質を吹き付け、これがバ イアス電圧２０６によって、バウンド用パン１５０中で浮遊している小球１７４ に引かれる。被覆された物質上に放射性核種を導入するために、導管１７２から のアルゴンと共に、導管１８８を通して放射性ガスを適用する。
図２７に、更に他の態様の被覆装置１６０Ｅを示すが、これはアーク陰極２５８ 近くで陽極に据え付けられた標的２５６を一方に、そして小球１７４を保持する バウンド用パン１５０を他方に有する陽極から伸びている管状のプラズマガイド ２５０を有する。ガイドコイル２６０は、プラズマを小球に導くために、２５０ でプラズマガイド管周囲の磁場を保持する。小球に放射性ガス及びアルゴンをそ れぞれ適用するための導管１８８及び１７２は、バウンド用パンと直接接触する 。出口ソレノイド２７０は浮遊する小球上にプラズマを直接チャンネルする（Ｃ ｈａｎｎｅｌ）。”清浄な”荷電プラズマのみが小球に達し、中性の大粒子（ｍ ａｃｒｏｐａｒｔｉｃｌｅ）汚染物は排除される。小球及びプラズマ管の出口末 端は全て、導管１６８を通して真空ターボモレキュラーポンプで真空にした真空 室中に包囲される。
まず始めに、もしも放射性プラズマが図２７に示すような曲線状の陰極アーク蒸 着装置内で放射性標的から産出されるならば、このとき放射性プラズマは放射性 の荷電原子と中性の放射性大粒子とからなる。放射性大粒子は、曲線状のプラズ マソレノイド管によってプラズマビームから除去される。
放射性プラズマは曲線状のソレノイドガイド管中の屈曲を通過するので、大粒子 は管の表面上に蒸着し、一方プラズマ内の荷電したものはガイド管に触れること なく、電磁場を通過する。かくして、放射性の荷電原子は、曲線状のガイド管周 囲のソレノイドによって産出される電磁場によって導かれて、基質物質上ｔ：直 接蒸着する。不要な中性の放射性大粒子はガイド管に衝突して、次いで汚染物と なり、製品完成時に除去して捨てることができる。この方法により、装置を汚染 することなく、放射性標的物質の大半を基質上に効率よ（蒸着することができる 。
同様に、イオン化されたプラズマを産出するための他の方法を用いて、放射性膜 を作ることもできる。このような他の方法では、ソレノイドも使用する。例えば 、イオンビーム装置又はイオンブレーティング装置によって産出されるイオン化 放射性プラズマビームを導（ために、曲線状のプラズマソレノイド管を使用する 。
放射性標的からのマグネトロン吹き付けの場合には、プラズマが主として、一定 の力学エネルギーを有する放射性標的から吹き付ける中性の放射性原子からなっ ているので、プラズマの閉じ込めはより困難である。しかしながら、プラズマを 股領域にある程度閉じ込めるような方法を用いて、基質股領域周辺のプラズマ密 度を磁気的に増強することは可能である。基質殻領域へのプラズマの閉じ込めは 被覆の効率と品質を増加し、かつ被覆チャンバー及び装置の望まない部分への放 射性物質の蒸着を排除する。　マグネトロン吹き付は用のプラズマ閉じ込めには いくつかの方法がある。ある方法では、様々な配置で跳ね上げパンの下及び周囲 に永久磁石又はソレノイドを配置することによって、プラズマを基質跳ね上げパ ンの領域に閉じ込める。また、Ｋａｄｉｅｃ　ａｎｄ　Ｍｕｓｉｌ　（Ｊ　Ｖａ ｃｕｕＩＩＳｃｉｅｎｃｅ　ＴｅｃｈｎｏｌｏｇＶ　８（３）、　Ｍａｙ／Ｊｕ ｎｅ　１９９０．　ｐｐ、１３１ｇ−１３２４）に記載されているような、“不 均衡な（ｕｎｂａ　ｌ　ａｎｃｅｄ）”　７グネトロン、及び二重一部位一支持 化（ｄｏｕｂＩｅ−ｓｉｔｅ−ｓｕｓｔａｉｎｅｄ）荷電モードにおいて操作す る不均衡なマグネトロン、及び多極性磁気プラズマ閉じ込めを使用することがで きる。
好ましい態様においては、放射性プラズマを閉じ込めるために、直円筒形の超伝 導性ソレノイドンυンダーを用いて高密度の電磁場を作り、これを真空チャンバ ーの壁を有意に汚染することなしに、基質跳ね上げパンへと導（。小球周囲のプ ラズマ密度を増加するために、高テスラのネオジミウム永久磁石を跳ね上げパン に備える。このプラズマ閉じ込めシステムは放射性標的物質を用いる放射性膜の 製造にも、また非放射性標的と放射性の反応性吹き付はガスとの反応によって行 う放射性膜の製造にも用いることができる。
図２７のガイドに加えて、自己−清浄化を与える更に他の方法もある。好ましい 態様においては、真空／ステムの自己−清浄化については３つの基本的要素があ る。第１の要素は、蒸着した固体の放射性廃棄物を気体状に変換して戻すために 非常に有効なグロー放電プラズマストリッピング又はプラズマ−清浄化サイクル からなる。第２の要素は、気体状の放射性廃棄物を除去して限定された場所に貯 蔵するためのトラップシステムからなる。最後の要素は、大気中に気体を放出す る開放真空システムを、１サイクル当たり９５％以上の気体を絶えず再循環させ る閉鎖真空システムに変換することである。
放射性シードの製造には、多種類の反応性の放射性ガスを用いるので、真空被覆 装置は、腐食性ガスに耐えられるようにデザインされたステンレス鋼又はモネル （Ｍｏｎｅ＋）金屑で建設する。腐食耐性なターボモレキュラーポンプやシール 、及び完全に腐食耐性な吹き付はシステムが市販されている。
水素ガス（Ｆ２）及び酸素ガス（０２）を用いて、基質物質を”プラズマ−スト リップ−清浄“し、全真空チャンバーから放射性汚染物を清浄化する。プラズマ ストリップ清浄化は高出力プラズマ密度で最も効率よ〈実施されるので、この目 的のためにはｒｆグロー放電よりもｄｃグロー放電が好ましい。
真空チャンバーは、チャンバー壁と基質跳ね上げパンとから等距離にある真空チ ャンバーの内側円周に沿って、等間隔で配置された一連の垂直のアンテナを含む 。これらのアンテナは一１０００Ｖ、１．５００ワツトのり、　Ｃ，電源と連結 されている。小球状基質上に放射性膜を完了した後、機械的シャッターが跳ね上 げパンと放射性膜がなされたシードとを、真空チャンバーの残りの部分から閉鎖 する。チャンバー圧を５ｘｌＯ’−７トールに下げて、約３０がら６０ｓｅｃｍ の純粋水素ガスで満たし、ターボポンプゲートバルブを２０−６０ミリトールに 調節する。アーク化は避ける。
垂直のアンテナにり、　Ｃ電源でエネルギーを与えて水素プラズマを発火させる 。これによって公知の方法で塩素を加えると、水素ストリップ清浄化が開始する 。しかし、複数の気体を加えると、蒸着した物質がストリッピングガスと組合わ さって気体状化合物を形成する傾向を増加する。
水素プラズマを発火した後、５ｓｃｃｍの三フッ化塩素ガス（Ｃ］　Ｆ３）　、 ２゜５　ｓ　ｅ　ｃｍの塩素ガス（ＣＩ２）、又は塩化水素（ＨＣＩ）のいずれ がを、２５ｓｅｃｍのフッ素ガス（Ｆ２）又はフッ化水素（ＨＦ）と混合して、 ２０−６０ミリトールの全圧で真空チャンバーに入れる。
（水素十三フン化塩素）又は（水素子塩素＋フッ素）又は（水素十塩化水素十フ ッ化水素）のプラズマストリップ清浄化を１０−２０分間行った後、気体の流入 を止めて、システムの圧力を５Ｘ１０−７トールに下げる。酸素ガスを２０−６ ０ミリトールの圧力で３０３０−６０ｓｅまで入れて、再びグロー放電アンテナ を一１０００Ｖ、１５００ワットＤ、Ｃ，でエネルギーを与えて酸素プラズマを 発火させる。酸素ストリップ清浄化は、残りの塩素及びフッ素汚染物を除去する 。
これを１０分間続けて、清浄化サイクルは完了する。システムの出口を開ける前 に、真空チャンバーの残渣放射能をチェックする。
ストリップ清浄化工程を実施する間に、放射能汚染物は対応する気体状物質へと 変換される。これらの気体は通常ターボモレキュラーポンプを通って真空チャン バーから出て、ラフポンプ（ｒｏｕｇｈｉｎｇ）ポンプがら排出口へと出ていく 。放射性産物が排出口に到達する前に、ターボモレキュラーポンプとラフポンプ ポンプとの間で放射性産物を濃縮可能な蒸気として捕捉することが望ましい。
放射性産物を除去するために、３つの低温性液体窒素トラップを用いる。気体が トラップを通過するときに、市販の低温性液体窒素トラップによって濃縮され、 １２−１６時間の保持時間で凍結される。凍結した放射性濃縮物を後で封入容器 に移し、放射性廃棄物廃棄場所に移す。残渣放射性ガスは全て、最終的に大気中 に出て行く前に、排出避難所において再充填可能な炭素フィルター中を通って除 去される。
真空システムから放射性廃棄ガスを連続的に排出するよりもむしろ、これを被覆 チャンバーに再循環させて、残渣放射能が閉鎖−ループ状の放射性被覆システム 内に留まるようにすることが望ましい。排出ガスに加えて、ラフポンプポンプか らの放電は、ガス再循環の前に除去しておかねばならないオイル状蒸気を含む。
この除去は、ラフポンプポンプの排出側に密封したステンレス鋼の腐食耐性オイ ルミストトラップを取り付けることによって実施される。これはステンレス鋼の ガス膨張チャンバー及び支持タンクと順に連結されている。　ガス膨張チャンノ く−は、出口の前で排出物から全ての残渣放射性ガスを清浄化する炭素濾過シス テムを介して、大気中への補助的な一方通行の排出口を有している。補助的出口 は膨張チャンバー内で圧力が過剰になり過ぎたときだけ使用する。圧力が等しく なった後に、再循環される大気圧のガスを、一方通行のバルブを通して第２の保 持チャンバーにポンプで入れて、ここでガスは微小濾過されてアルゴンと混合さ れる。
ガスコンプレッサーがアルゴンと混合した廃棄ガスを、質量フローメーターを通 して、絶対圧ゲージに入れて、真空システムのガス入り口へと戻し、ここで再循 環する。
放射性標的又は反応性の放射性吹き付はガスから放射性吹き付けを行っている間 に、ターボポンプに存在する排出ガスは、２又は３個の低温性液体窒素トラ・ツ ブで濃縮される。非濃縮化ガスはラフポンプポンプ及び出口を通って、オイルミ ストフィルター、ガス膨張／圧力等化チャンバー、アルゴン又は水素混合への一 方通行ポンプ、及び濾過チャンバーからなる閉鎖ループへと出て行き、次（Ｘで 絶対圧バルブ、質量フローメーターへと出ていき、そして真空チャンノく−の入 りロラインに再び戻る。過剰のガスは、再充填可能な炭素フィルター清浄化シス テムを通って出て行くことによって、膨張チャンノく−で廃棄される。
上記した吹き付は蒸着／ステムの各態様は、自己清浄的であり、かつ閉鎖ル−プ 状である１つのシステム中て組み合わせることができる。この態様では放射性層 の完了した後、チャンバー部品上への放射性蒸着により吹き付は装置自体力く実 質的に放射性である。これらの蒸着を排除して次の製造サイクルのためにシステ ムを準備するには、真空チャンバーのアンテナにエネルギーを与えることによっ て、２０−６０ミリトールで純粋水素プラズマ中でのグロー放電サイクルを開始 する。次いで塩素とフッ素又は三フッ化塩素、フッ化水素と塩化水素ガスを入れ て、チャンバーの水素／塩素／フッ素ストリップ清浄化を開始する。
排出ガスはターボモレキュラーポンプを通って、３個の低温性窒素トラップ、ラ フポンプポンプ、及び膨張チャンバー、混合及び濾過チャンバー、更に３個の炭 素フィルターへと流れて真空システムへと戻る。真空チャンバー内での放射レベ ルはシリコンダイオード放射検知器でモニターし、自己清浄化プラズマストリッ プを継続し、そして放射能レベルが受容できるレベルに落ちてチャンバー汚染物 が除去されるまで、ガスを閉鎖ループ内で再循環する。
放射性廃棄物は第１に３個の低温性窒素トラップ内で液体化ガスとして、第２に は特定の炭素トラップ内で捕捉する。これらを除去して、貯蔵し、崩壊させて、 低レベルの放射性廃棄物場所に移す。上記の自己包含性及び自己清浄化製造装置 は、典型的には遮蔽した放射性廃棄物貯蔵領域、煙フードに排気される作業領域 への空気の供給、及び環境性の炭素フィルターシステムを含む危険物設置室内に 設置される。
図２８に、他の態様の被覆装置１６０Ｆを示すが、これは装置の操作モードに依 って、小球１７４を跳ね上げるための浮遊装置１５０、不活性ガス及び反応性ガ スを導入するために必要な導管１７２及び１８８及び補助的導管、導管３５６を 通してターボモレキュラーポンプで真空にした真空チャンバー内の７個のマグネ トロン（このうち３個を３５０．３５２、及び３５４で示す）、拡散ポンプによ る導管３５８及び真空ポンプによる導管３６０を有する。電気的連結３６２を通 して浮遊装！内の小球にバイアス電圧を適用する。
この配置によると、３５０．３５２、及び３５４を含む７個のマグネトロンのい ずれもが、これに据え付けられた標的を殻物質に吹き付け、この殻物質が一定の 場合には放射性水素化物のような放射性ガスと組合わさって、放射性膜製造のた めのガスと標的金属とからなる化合物を形成する。小球に他の殻をするための他 の物質は、導体３６２を通して小球に移されるバイアス下に、小球に適用するた めに吹き付けられる。この態様では、マグネトロン３５０は３インチのマグネト ロンであり、マグネトロン３５２は８インチのマグネトロンであり、マグネトロ ン３５４は６インチのマグネトロンである。被覆の目的及び殻の厚さに応じて標 的物質を選択する。素早い被覆操作を提供するために、厚い殻にはより大きなマ グネトロンを用いる。反応性ガスにエネルギーを与えるためには、１３メガヘル ツ（ｍＨｚ）の周波数の励起コイル３６２を導管１７２及び１８８に隣接して設 置する。マグネトロン３５０．３５２及び３５４のそれぞれは、対応する周波数 源３５０Ａ、３５２Ａ及び３５４Ａ、対応する冷却剤３５０Ｂ、３５２Ｂ及び３ ５４　Ｂ、標的３５０Ｃ，３５２Ｃ及び３５４Ｃ，及び標的のためのンヤ・ツタ −３５０Ｄ、３５２Ｄ及び３５４Ｄを含む。
この配置では、より高出力のマグネトロンはより大きな表面領域からの標的物質 の吐き出しができ、より高い反応率を与え、従って同じ装置で、一段階毎に実施 する方法で、異なる物質の異なる殻を製造することができる。
図２９に、他の態様の被覆装置を示す。図２９では、より大きなマグネトロンの 代わりに、１６０Ｆの態様と同様なプラズマ源を用いて大粒子を含まなＬＮプラ ズマビームを、陰極アーク標的から浮遊する小球に与えて、純粋な、均一被覆を 与えるという点を除いては、図２８の態様１６０Ｆと同様な、他の態様の被覆装 置１６０Ｇを示す。この装置は６個のマグネトロンと１個の陰極アーク源と、荷 電したプラズマビームから中性の大粒子を除去するために用いる、ソレノイド付 きの曲線状プラズマ管を含む。
図３０に、多層放射性埋没物のための他の支持装置１５０Ａを示すが、これは小 球２８４を付ける織物又はリボン２８２がその上に据え付けられる、複数のマス ク部材２６０を有する。マスクは基板２８６に据え付けられており、２９０及び ２９２で示される電気的連結を通して、バイアス電圧を小球に適用する。ステッ ピングモーターがリボン又は織物片を回転させて小球２８４に均一に被覆施され る。このホルダーは１６０−１６０Ｇのいずれの被覆装置内にも、浮遊装置１５ ０の代わりに据え付けることができる。
この配置では、上記の方法でリボン又は織物上で、１個１個が被覆用にエネルギ ー化されるか、或いは複数を一度にエネルギー化するかのいずれかの方法て被覆 される。リボンに沿って等高線的な放射性効果を与えたり、織物上で異なる配置 を与える目的のために、異なる小球に異なる殻を適用することができ、殻は１個 １個適用される。
この装置を用いると、いかなる形態の蒸着も用いることができ、また異なる小球 から異なる量の放射を所望の効果で得るように、小球から小球へのバイアスを採 用するか、又はマスキングを採用することもできる。更に、放射性核種ガスを金 属と共に選択して、容器内に導入される気体状の放射性核種を含む、金属製の放 射性層を形成することもできる。
図３１に、線材２９２を被覆するための更に他の態様の被覆装置１５０Ｂを示す 。この被覆装置は線材の長さに沿って応差的（ｄｉｆｆｅｒｅｎｔｉａｌ）放射 活性を与え、基板２９０．２９４に応差的バイアス電圧のずらりと並んだもの、 ステッピングモーター２９６、デジタルからアナログへの増幅器２９８、及び均 一な被覆のために線材をある角度の位置から、ある角度の位置へと回転させるた めの制御機構３００を含む。応差的バイアス２９４はデジタルからアナログへの 変換器２９８を通して制御されており、線材２９２に沿って応差的バイアスを提 供する。コンピューター又はその他の装置による制御を３００に示す。この配置 では、バイアスが変わるので、線材上へに吹き付けられる物質は、線材に沿って その位置によって異なり、あらかじめプログラムされた放射性等高線を与える。
同様の配置は、眼科用プラーク又はリボン又は織物を有しており、層状領域応差 的バイアスを与えて、その位置によって放射性層の厚さを制御することによって あらかじめプログラムされた放射活性の等高線的層を作り出す。
図３２に、複合標的トップ−プレート３７０を示すが、これは図２８の態様で用 いたタイプの標的、支持プレート３８０、〇−型クリング３フ８及び中心に位置 する複合標的支持プレート３８２を有する。プレート３８０は円形で〇−型クリ ング３フ８囲まれており、上記した態様のいずれの真空チャンバーにも適合して 、複数の標的物質と、多層の元素上に連続的に被覆を施したり、或いは放射性水 素化合物ガスのような核種ガスの金属化合物を含む複合標的物質の製造を助けた りするための適当な標的源とを含む標的を提供する。
複数の標的源を提供するためには、複合標的プレート３８２は６個のセクション ３８２Ａ−３８２Ｇを有し、その各々は異なる標的を支持しており、またその各 々は角度を付けた面内に位置しており、多層で被覆されるべき単一の元素上に焦 点を合わせることができる。被覆されるべき多層元素に吹き付けられた物質を提 供するためには、標的プレート３８２Ａ−３８２Ｇの各々が、標的物質３７２Ａ −３７２Ｇのうちの対応するもの、陰極アーク源又はマグネトロン源のようなイ オン又は吹き付はエネルギーの源３７４Ａ−３７４Ｇ、及び一定の標的領域の閉 鎖に用いるツヤツタ−を支持するための導管を通しての給送装置（ｆｅｅｄ）を 含む。
この配置では、選択された源は、他の源が被覆すべき元素上に物質を吹き付ける ためにエネルギー化されている間に、便宜的に閉鎖されるシャッターを有する。
若しくは、標的物質をレーザーアブレーンヨン吹き付けとしてレーザービームで 蒸発させることによって、各標的は連続的に活性化される。その結果、標的３７ ０の各々においては、少なくとも１個の放射性核種物質と、多層放射性元素に適 用すべきその他の殻の各々のだめの１個の物質とがあり、又は気体状放射性核種 と組み合わせて真空チャンバー内で金属放射性膜を形成するための１個の金属と 、多層放射性元素に適用すべきその他の異なる層のそれぞれのための１個の金属 とがある。
吹き付けられる物質を受け取るための被覆装置内に標的を置いて、その上に他の 標的からの金属物質を吹き付けることによって、放射性核種を有する標的を、殻 形成のためのいずれの従来装置を用いても製造することができる。ある態様にお いては、放射性化合物を含む標的は、金属を適当な放射性核種水素化合物ガスと 組み合わせて吹き付け、形成すべき標的上に金属放射性核種化合物を形成するこ とによって、製造する。従って、形成すべき標的は、正常な気体状放射性核種に 対応する放射性金属化合物をその一部分として有する、吹き付は可能な物質を含 む。
本明細書で記載するように、この標的を用いると、いかなる構造のものも製造で きるが、典型的な例では支持体３８２Ａには、厚い保護殻を製造するために用い るマグネトロン３７４Ａによるエネルギー化のために採用するチタンの８インチ の中央マグネトロン標的３７２Ａを含み、支持体３８２Ｂには、ガドリニウム、 ニッケル、パラジウム及び鉄の合金からなり、磁気的殻の製造に用いる６インチ のマグネトロン標的を含み、支持体３８２Ｃには、磁気共鳴イメジング殻を製造 するために用いる標的３７２Ｃとしての、臭化サマリウム圧縮粉末を含む３イン チのマグネトロン標的と、化合物をエネルギー化するための３インチのマグネト ロン３７４Ｃとを含み、支持体プレート３８２Ｄには、放射性ヨウ化−１２５チ タン殻を層板にするために、或いはタングステン又は窒化タングステンの拡散ノ くリアを形成するために用いるタングステン標的３７２Ｄと、３インチのマグネ トロン３７４Ｄとを含み、支持体３８２Ｆには、放射性ヨウ素−１２５ガス中で 吹き付けることによって放射性のヨウ化−１２５チタンの製造に用いるか、或い は窒化チタン層板又は拡散バリアの製造に用いるためのチタンプレート標的３７ ２Ｆを含む。３インチのマグネトロン３７４Ｅである支持体プレート３８２Ｆは 、ＨＦＮ着色殻を製造するための７１フニウム標的を含み、支持体プレート３８ ２Ｇには、チタンＴｉ　（１−１２５）　２標的と、単一の放射性核種源として 作用するための３インチのマグネトロン３７４Ｇを含む。
典型的には、固体圧縮粉末標的は、厚さ１／８”から厚さ１　／／の平らなプレ ート又はディスクの形に製造される。これらは１平方ミリメートル当たり約５− ２０ニユートンの圧縮力下で対応する粉末を圧縮することにより製造する。同様 の圧縮粉末標的を、各種の放射性粉末を圧縮することにより製造できる。各製造 の操業には限られた量の放射性が必要なだけなので、通常は標的には数ミリグラ ムの放射性物質を必要とするのみである。従って、対応する非放射性粉末から標 的を圧縮することができ、標的の外側の１ミリメートルだけが放射性粉末を含む 。
線材又は縫合物上に放射性膜を製造するには、′吹き付け一アップ構造を用いる ことができ、この場合、バラバラの（ｌｏｏｓｅ）放射性粉末を、単に金属”バ ケデ又は”ポート”中に注ぎ、それをマグネトロン吹き付は銃の上に置いた線材 又は縫合物に直接吹き付ける。小球を被覆するには、普通は／くランド用ノ（ン の上で吹き付はダウンの構造で被覆する必要がある。
放射性小球の製造はご吹き付はダウン”構造でマグネトロン吹き付は銃を用いて 行う吹き付は被覆を含む。マグネトロン吹き付は銃などから少量の放射性粉末を 直接吹き付けるのが有利であるが、標的を吹き付けるための従来技術の配置は、 バラバラの粉末を用いるときには′吹き付は−アップ“構造に限られてきた新規 な放射性吹き付は標的のデザインにおいては、標的は、放射性物質を遮蔽し、か つマグネトロン吹き付は銑中で吹き付けるべき放射性標的物質を保持する作用を する、高原子量のパッキングバケツ”又は“ボート”からなる。”／＼ケツ”物 質は放射性エネルギーで吹き付けご合金”を形成する。化合物膜に硬い金属を加 えると、そうでない場合に柔らかくなる殻の性質を改善する。
設計には高−Ｚ（高い原子番号）浅型金属製バケツトを用い、その中にスノ＜・ ツタ−される放射性粉末を注入する。粉末の放射性物質をノくケ・ソトの中に入 れ、次に、それを電鋳ニッケルメツシュスクリーンかまたはステンレス鋼メッシ ュスクリーンで覆う。粉末粒度（粒度５ミクロン〜粒度６００ミクロン）に応じ て、メ・ノノユの孔の大きさは５ミクロン〜２００ミクロンの間である。スクリ ーンの孔面積％は、メッシュの孔の大きさに応じて約１５％〜約７５％である。
スクリーンは、保持リングをスクリーンの上に配置することによって適所に固定 され、それをパケットに固定する。着脱しうるタングステンディスクを保持リン グ内側に配置し、これは放射性物質に対して防護する役目をして、標的の取扱い を可能にする。
適所に固定されたスクリーンによって、固められてない放射性粉末を失うことな く標的を反転させることができる。これをマグネトロン吹き付は銃に入れ且つ用 いて、放射性膜を支持体微小球または縫合糸上に配置する。中央のシールドは、 吹き付けが用意された時点で除去することができる。
例えば、直径３′×厚み０．１２５’のタングステンディスク形標的を切削加工 して、外径２．５’　＝６．３５ｃｍ＝６３．５ｍｍおよび内径１．０インチ＝ ２、　５４ｃｍ＝２５．４ｍｍの浅い円形キャビティを製造する。キャビティの 深さは１ｍｍである。したがって、キャビティの容積は、Ｖ２−Ｖ１＝（３，１ ，４Ｘ３１．７ｍｍｘ３１．７ｍｍｘ１ｍｍ）−（３，１４Ｘ１２．７ｍｍＸ１ ２．７ｍｍｘ１ｍｍ）＝３１５５．４−５４−５Ｏ６−２６４９である。
粉末の密度が５ｍｇ／ｍｍ３である場合、この容積には放射性標的材料が１３゜ ２ｇ入る。
キャビティに、粒度が２５〜５０ミクロンの放射性粉末の必要量を充填する。
メツシュの孔の大きさが１０ミクロンで且つ孔面積２６％である直径３インチの 電鋳ニッケルスクリーンまたはステンレス鋼スクリーンを、タングステン標的上 または粉末を充填したキャビティ上に配置する。高い孔面積％ゆえに、吹き付は 法は微細なスクリーンによって有意に妨げられることはない。
厚みが０１２５インチで直径２，５インチまで中心が中空の第二のタングステン 標的保持リングをスクリーン上に配置し、それを適所に固定する。直径２゜５イ ンチ×厚み領　１２５インチのタングステン放射線シールドデイイスクを保持リ ング内側に配置し且つ型締機構によって固定する。次に、防護された放射性粉末 充填標的を、マグネトロン吹き付は銃の「吹き付は一陣下」位置に配置する。
用意ができた時点で、放射線シールドを弛め且つ除去し、そして放射性粉末を標 準方式で吹き付ける。
放射性線源を製造する一つの方法において、標的は非放射性イオン伝導性同位体 から構成され、それを、標的材料中の対応する非放射性イオン伝導性同位体より も当量伝導率または輸率が高い放射性気体の存在下で電流に対して暴露する。
放射性同位体の原子量がその対応する非放射性同位体よりも低い放射性同位体は 、電流を適用することによってより高い原子量の非放射性同位体から構成された 熱イオン伝導性標的材料に移行する。
これは、高温である種の化合物、例えば、固体１１ライド（例えば）ＰｂＣＩ。
ＣｕｒまたはＡｇＣ］がイオン伝導体として挙動するので引き起こされる。熱固 体材料は液体電解槽のように挙動する。一般的には、イオン伝導体を介するイオ ンの移動度は、原子量および原子摩擦に関係し、順次に、原子の半径および媒質 の粘度に関係する［ストロークス（Ｓｔｒｏｋｅｓ）関係］。
イオンの「電気化学的移動度」は計算することができ、経験的に測定することが できるイオンの「当量伝導率」に比例する。この現象は、更に、電位傾度を適用 する場合にそれらのイオンが有する全電流の摩擦として定義される、固体電解質 中のイオンの「移動」または「輸率」という用語で数字によって表現することが できる。各種イオンの「輸率」は、経験的に、ヒットルフ（Ｈｔｔｏｒｆ）法を 用いて決定することができる［アダムソン（Ａｄａｍｓｏｎ）。
Ｔｅｘｔｂｏｏｋ　ｏｆ　Ｐｈｙｓｉｃａ　Ｃｈｅｍｉｓｒｔｙ、アカデミ’ｙ り・プレス（Ａｃａｄｅｍｉｃ　Ｐｒｅｓｓ）、１９７３．５１０頁、５１１］ 。
イオン伝導性化合物中のイオン移動度またはイオンの輸率が隣接する材料の場合 よりも高い場合、電流が適用された時に、移動度がより高いイオンが移動度がよ り低い材料中に移行する。
例えば、天然のヨウ素の原子量は１２７であるので、更に軽い放射性ヨウ素−１ ２５は、ｌ−１２７よりも移動度が高く且つ当量伝導率（ｃｍ２当量−１オーム −１）が高いと予想される。したがって、商業的に入手可能な電子工学によって 荷電された（正電荷）Ｃｕｌ吹き付は標的プレートを放射性１−１２５気体プラ ズマの存在下で約２５０℃まで加熱した場合、ｌ−１２５はＣｕＪ標的材料中に 移行して、天然の非放射性１−１２７を排除する。ｌ−１２５のＣｕｌ−１２７ 標的への移行が生じる程度は、標的材料を介して通過する電流密度に直接依存す る。例えば、任意の量の放射能を、イオンの輸送をいかに長く進行させるかに応 じて、Ｃｕｌ標的の表面の任意の望ましい深さまで深く蒸着させることができる 。
したがって、特別のアルゴン／真空反応室中では、非放射性ヨウ化銅のプレート から成る陽極は、正電流バイアス電圧によってエネルギーを与えられる。気体送 入管は負バイアス電圧を与えられ、放射性（ヨウ素−１２５）２気体をシステム に導入して、放射性１−１２５プラズマを点弧させる。ｌ−１２５プラズマ原子 は、ＣｕＩ陽極に自発的に移行して、１０キユーリーの１−１２５気体が反応室 中に導入された後に、厚み約４ミクロンのＣｕｒ−１２５の放射性表層を形成す る。Ｃｕｌ標的に蓄積した実際の放射能は経験的に測定される。
図３３および図３４に、室４０２並びに制御およびパワーアセンブリー４０４を 有する吹き付は蒸着アセンブリー４００の正面図および側面図を示し、室４０２ はパワーおよび制御アセンブリー４０４の上に置かれている。制御およびパワー アセンブリー４０４は可動性フレームを含み且つその内部に気体および電力の供 給材料並びに室４０２中の操作を制御するための制御盤を収容している。
室４０２は、ホウケイ酸ガラスンリンダー４１０、上部プレートアセンブリー４ １２、底部プレートアセンブリー４１４、ワイヤンリンダーガード４１６（図３ ３）、概して４１８で示されたある種の内部操作用装置およびある種の外部用部 品を含む。外部用部品は、外部標的供給装Ｍ４２０、外部シリンダー供給装置４ ２２および外部バウンシング（ｂｏｕｎｃｊｎｇ）パン装置４２４とみなすこと ができる。ホウケイ酸ガラスは、商標パイレックス（Ｐｙｒｅｘ）としてコーニ ング・グラスワークス（Ｃｏｒｎｉｎｇ　Ｇｌａｓｓｗｏｒｋｓ）、：ｌ−ニン グ、ニューヨーク、１４８３２、米国で販売された種類のものであってよい。
室の内部操作用部品４１８は、バウンド用パンアセンブリー４３０および標的ア センブリー４３２を含む。バウンド用パンアセンブリーは、互いに別個の且つ吹 き付は操作中にバウンド用パンの表面から分離される支持体を保持し、標的はそ れらの般用材料をその上に吹き付ける。
外部標的供給装置４２０は、手動蒸着シャッターハンドル４４０、トーラス（Ｔ ｏｒｕｓ）送入口４２２、高周波チューナーアセンブリー４４４およびチューナ ー支柱４４６を含む。チューナー支柱は高周波チューナーを収容し、それはトー ラス送入口４２２に電気的に接続されている。手動蒸着ンヤッターハンドルは、 標的アセンブリー４３２の一部分であるシャッターを制御して、それによって、 バウンド用パンアセンブリー４３０内の支持体上への金属の吹き付けを制御する 。
シリンダーに気体を供給するのに、外部シリンダー供給装置ｔ４２２は、作業気 体／ベントマニホールド４５０１慣用ゲージチユーブ４５４、キャパシタンスマ ノメーター４５６およびマノメーター隔離バルブ４５８を含む。作業気体／ベン トマニホールドは気体を供給し且つ室中の内部空間から気体を排気し、同時に、 マニホールドは制御の目的のために内部圧力を測定する。　バウンド用パンを駆 動させるために、外部バウンド用パン装置は、圧電バウンド用パン駆動装（ｆ４ ６０を含み、それは制御およびパワー装置４０４から駆動される。制御およびパ ワー装置４０４は、その上面に室を支持するためのペイフレーム４７０を含み、 その内部に、手動四系列バルブ４７０、周波数チューナー４６４、振幅チューナ ー４６６、ターボモルキュラーポンブ４７４、手動ゲートバルブ４７６、一連の 真空ゲージ調節器４７８並びにある種の制御盤およびパワー供給材料４８０を収 容して直流電力を供給する。これらの装置は、それらが、それらに対して十分な パワーおよび周波数を供給する新規の室およびバウンド用パンと共同する限りで なければ慣用的である。
図３５に、内部操作用装置４１８、外部標的供給装置４２０１外部シリンダーサ ービス装置４２２およびバウンド用パンアセンブリー４２４を有する室４０２（ 図３３および図３４）の簡易拡大図を示す。内部操作用装置４１８は、バウンド 用パンアセンブリー４３０および標的アセンブリー４３２を含む。
般用材料を提供するために、標的アセンブリー４３２は、トーラスマグネトロン 吹き付は銃４９０、トーラス標的４９２、蒸着シールド４９４およびマグネトロ ン蒸着ンヤッタ−４９６を含む。マグネトロン蒸着スイッチ４９６は、カップリ ングクランプ５００、スチール棒５０２および蒸着シャッター５０４を含む。
この配置により、支持体は固定され、吹き付は材料は支持体上に直接流れ落ちて 、支持体の上辺外での材料の蒸着を最小限にする。蒸着シールド４９４およびシ ャッター５０４は、それらが汚染されるようになったら、放射性汚染を低減させ る助けとなるように除去することができる。　支持体が被覆されている際にそれ らを浮揚させるために、バウンド用パンアセンブリー４３０は、吹き付はシール ド５１０、パンアセンブリー５１２、パン取付スプール５１４、駆動装置フィー ドスルー（ｆｅｅｄ−ｔｈｒｏｕｇｈ）プレート５１４および、パン５１８への で電気バイアス接続を含む。この配置により、バウンド用パンは電気的にバイア スされ、支持体を跳ね返す。更に、それは、支持体に電荷を与えて、シールド５ １０がそれらを制限する際にそれらを分離しておく助けとなる。
手動蒸着シャッターハンドル４４０は、スチール棒５０２に対してカップリング クランプ５００を介して連結され、トーラス送入口４４０はフランジを介して室 に入る。更に、室はスペア口５２０に連通し、室を保持するＩ−ボルトを５２２ に取り付ける。
気体および直流パワーを室に与えるために、外部シリンダーサービス装置４２２ は、二重気体フィードスルー５３０、第一の作業気体入口５３２、第二の作業気 体人口５３４および第三の作業気体入口５３６を含み、選択された位置で気体を 室に導入することを可能にする。ポンピングスタック５３８は排出および与圧の 目的で取り付けられ、圧電駆動装置４９０は、サファイアを先端につけたホーン ５４０によってバウンド用パン５１２に接続されて、ノくランド用ノくンを振動 させる。
図３６に、バウンド用パンアセンブリーの部分拡大切取図を示し、圧電駆動装置 ４６０、可変周波数パワー供給源４６２、直流バイアス源５１８、フィードスル ーフランジ５１６、超音波ホーン５４０、バウンド用パン５１２およびスプール ５１４を示す。この図で示されたように、周波数は制御装置４６４によって調節 することができ、パワー強度は制御装置４６６から圧電駆動装置４６０に対して 与えられて、ホーン５１２に与えられるパワーおよび周波数を変化させる。直流 バイアスは直流バイアス５１８を介して、表面を絶縁したパンの金属中央に対し てまたは絶縁された内部パンの伝導表面に対して与えられる。
図３７のバウンド用パン５１２の分解拡大断面図で最もよく示されたように、バ ウンド用パンアセンブリー５１２は、スクリーン保持リング５５０、スクリーン ５５２、バウンド用パン５５４を含む。示されたように、多数の粒子５５６が、 スクリーン５５２およびバウンド用パン５５４の間に保持され、バウンド用パン は、ホーン５４０によって駆動される。バウンド用パンは、絶縁表面５７０およ び５７４を有する中央伝導体５７２を含み、その結果、直流バイアスはバウンド 用パンの内部金属部分に対して伝導体５６４および隣接する連結ボルトを介して 与えられる。上部絶縁表面５７０は、薄い箔伝導体で被覆される。
バウンド用パン５５４で支持体５５６の溶接を防止するために、シード５５６は バウンド用パン上に瞬間的に集まるのを妨げられる。この状況下では、真空溶接 現象がなお生じるが、それは微小球の１％未満が溶接するように鍼灸に生じない 。これは、たとえ、銅のような真空溶接しやすい金属標的を用いて被覆する場合 でも当てはまる。合金および反応性吹き付けを用いる改良製造法はこの問題を排 除することが知られており、以下に記載される。バウンド用パン表面に対するシ ードの互いの接触を避けるためには、２種類の異なる機構の少なくとも一方を用 い、好ましくは双方を用いる。
最初に、周波数に同調し得る駆動装！またはバウンシングシステムの共鳴周波数 とは僅かに異なる周波数に対する駆動装置セットを用いる。例えば、共鳴周波数 の９０％〜９９５％または１００．５％〜１１０％の範囲の周波数を用いる。
パン５５４は、熱分解窒化ホウ素ディスクを介してセラミックバウンド用パンに 結合した１０．０００ヘルツでの比較的高いパワー（４５０ワツト）の超音波駆 動装置ホーン５４０によって駆動される。駆動装置周波数を同調させることによ り、パンでのシードのバウンシングの共鳴およびパターンを僅がなから明らかに 変化する。
パンは、３個のフラットヘッド調整ねじを締めることによって、超音波ホーン先 端を平らにして結合され、ホーンは低パワーで設定される。パンでのシードの振 動パターンは可視的に観察され、ねじを調整して同等のむらのないバウンノング パターンを生じることができる。次に、パワーを増加させ、チューナーを同調さ せて、窒化ホウ素ディスクの超音波ホーンに対するカップリングでの「リンギン グ音」を最初に生じさせる。「リンギングポイントＪから僅かに戻してチューナ ーを調整することにより、パンからのリンギング音は消え、最低のパワーレベル での均一のシード跳ね返りが生じる。
第二に、バウンド用パンは、固体金属よりもむしろ絶縁セラミックから構成され 、絶縁セラミックパンは薄い重金属ライナーを含み、「コンデンサー効果」を生 じる。完全なパンは、吹き付は装置の台から完全に電気的に隔離され且つ「電気 的に浮動」している。別のバウンド用パン設計では、バウンド用パンは、チタン のような低密度金属から構成されるが、パンの金属表面をシリコーンジオキシド のような絶縁材料で被覆する。これを図３３〜図３７に示す。次に、シリコーン ジオキシドの絶縁層を、クロムなどの薄い金属層で被覆して「コンデンサー効果 」を再度生じ、その結果、パン底部からのシード反発力が生じる。このパン設計 の「静電的」特徴は、比較的小さい（直径３００ミクロン未満）ビーズが跳ね返 る場合に最も重要であり、直径が大きいビーズ（直径６００ミクロンを越える） が跳ね返る場合はあまり重要ではない。
更に詳しくは、先行技術のバウンド用パンでは、「低パワー」白色雑音超音波駆 動装置システムを用いて、バウンシングの際のシード損傷を最小限にしてきた。
その代わりに、好ましい実施態様でのバウンド用パンは、商業的に入手可能な高 度に同調した単一周波数高パワーの縦の機械的超音波変換器を含み、パンの下方 に位置した熱分解窒化ホウ素ディスクに対して変換器を連結している超音波装置 ホーンによってバウンド用パンに結合される。パンは、超音波装置ホーンの平ら な先端に対して、３個のフラットヘッドねじを用いて固定され且つ水平に置かれ る。正確な張力をねじに加え、超音波ホーンは低水準でパワー供給され、そして パンにはシードが充填される。
シードの跳ね返り（ｂ　ｏ　ｕ　ｎ　ｃ　ｅ）パターンが観察され、ボルトヘッ ドでの張力は適当に調整される。更に別の調整は、増幅器周波数（１０，０００ ヘルツ）を同調させることによって一層高いパワーで設定を行って、パンで「リ ンギング」音を生じる。いったん「リング」が聞こえたら、チュ−ナーを僅かに 戻してリングを消し、シードが最低のパワーレベルで最大限に跳ね返ることを観 察することができる。
カップリングおよび変換器は、半径方向運動または捩れ運動がほとんどない軸方 向で大部分の超音波エネルルギー（４５０ワツト）を伝送するように設計される 。超音波駆動装置ホーンの同調は、種々の強度で微小球を跳ね返す。
先行技術の超音波バウンド用パンでは、無作為の低強度（５ワツト）または「白 色雑音」駆動装置が用いられてきた。広い周波数帯の低強度「白色雑音」バウン ド用パン駆動装置を用いることにより、パンに伝送される動力は激しく減少する 。
これらのパンは、微小球支持体がパンに衝突した時にそれらの破損を免れるよう に低パワー駆動装置を用いたままで設計された。本発明において、高超音波バウ ンシングパワーレベルではパンの設計ゆえの膜破損を生じることがなく、それは 下記に記載した静電反発力によってシードがパンに接近するときにシードが減速 され且つ衝撃が緩和されることによるものである。
吹き付は被覆された金属箔ライニングを施し電気的に隔離され且つ絶縁している セラミックバウンド用パンはコンデンサーのような役割をし、パン上に高い表面 電荷を絶えず集め且つ保持する。この表面電荷は、接近する帯電したような微小 球支持体ビーズ全部を、それらが吹き付は法の際にパンに接近した時に強く跳ね 返し、その結果、パンからのシードの放逐が増大する。この表面静電反発力は、 パンからのシードの放逐を促進して、シード支持体がパン表面上で互いに接触し たままであるのを防止する。これは、固体金属バウンド用パンの設計に関して一 般的に遭遇するビーズの粘着および真空溶接の問題を大きく排除し、そして、真 空溶接の問題なしに、銅のような純粋な軟質金属でミクロビーズを被覆すること を可能にする。
固体バウンド用パンの設計において、パン自体は、そのパンの重金属塊ゆえに大 きい負の直流バイアスを与えられることがあるが、帯電したようなシードを任意 のかなりの程度まで跳ね返すのに十分な表面静電荷は存在しない。したがって、 接近する帯電したような微小球を静電気によって有効に跳ね返す強い表面静電荷 を保持する絶縁セラミック／薄い金属箔バウンド用パン設計を用いる。他の臨界 的要因は、高パワー（４５０ワツト）固定周波数（１０，０００ヘルツ）超音波 ホーンに対してバウンド用パンの熱分解窒化ホウ素カップリングを組み入れた設 計である。微小球に対する高超音波パワーレベルの送出は、微小球を、それらが 真空溶接されることがあるパン表面上に静止するのを妨げる。
セラミック／金属箔パンによって生じた局部表面電界は、そのパンの表面からビ ーズを跳ね返して、それらをプラズマ中に逆に放逐する。この結果、更に、パン からのシードを跳ね返すのに必要な機械的な力が低下する。
更に、局部表面電界は、ビーズがパンに接近した時にそれらの衝撃を緩和し且つ 減速させるのに役立ち、その結果、機械的損傷が一層少なくなる。このセラミッ ク／金属箔バウンド用パンシステムにより、パンが電気的にバイアスされていよ うと中性であろうと、シードを粘着させないように電気陰性気体を加える必要は ない。これは、固体金属パン設計に関する他の先行技術システムで常に必要とさ れてきた。中性の非バイアスパンでさえも表面電荷を保持し、その結果、シード 反発力が生じる。
もう一つのバウンド用パン設計において、バウンド用パンは、チタンなどの軽金 屑から構成される。金属パンは、再度電気的に「浮動」または隔離される。超音 波駆動装置は、パン自体の重量に支持体材料の重量を加えて含む限られた重量を 駆動させることしかできないので、一層大きい荷重が跳ね返されるのを可能にす るために、金属は軽量種から成る。次に、チタンのパンをシリコーンジオキシド などの絶縁層で吹き付は被覆する。チタンのパンを電気的に完全に絶縁すること が必要とされるところに十分な厚みの殻を適用する。次に、シリコーンジオキシ ド殻を、チタンまたはタングステンなどの金属の薄層で被覆する。このチタンパ ン／ノリコーンジオキシド／チタン殻は、前記に記載した「コンデンサー効果」 を生じ、その結果、前記に開示した同一の機構によるプラズマ吹き付は被覆の際 に、バウンド用パンからのシードの反発力を生じる。パンは、熱分解窒化ホウ素 ディスクを介して超音波ホーンに結合される。
静電力は、直径が約２００〜４００　ミクロンの微小球支持体を被覆する場合に 大きな役割を果たす。更に小さい微小球支持体を跳ね返すには更に低いパワーレ ベルが必要とされる。直径が６００ミクロン以上の更に大きい微小球支持体につ いては、シードを浮揚させるのに更に高い超音波パワーレベルを必要とするが、 静電反発力はなお、シードがパンに接近した時にそれらを減速させる役割を果た し、ノードの損傷を低減させる。したがって、バウンド用パンに対して軸方向に 効率よくパワーを伝送する高パワー（４５０ワツト）の縦の機械的単一周波数に 同調した変換器に結合することは、直径が大きい（６００ミクロン）微小球支持 体シードを浮揚させる場合に好都合である。有効な結合の範囲内であっても、５ ０ワット未満のパワーレベルは、６００ミクロンのシードを、真空溶接を防止す るようにパンから十分に離れて浮揚させなかった。
金属は、当該技術分野で知られている方法で、ｒｆ吹き付は銃を用いる磁気によ って増強されたプラズマ中で、大きい負の直流バイアス電圧存在下の低圧力で被 覆されて、割れ、裂けまたは池の表面欠陥がない金属殻が得られる。製造された 殻はｒＴＪ型殻［トロントンの（Ｔｈｒｏｎｔｏｎ’　ｓ）転移部］である。こ れらは、特徴的に、平滑で、緻密で、モしてカラムおよび大きい粒子を含まない 、そして圧縮微細構造および引張微細構造の中間である。更に圧縮型の殻は、使 用圧力を低下させることによって製造される。
多層放射性微小球またはミクロフィラメントに対する吹き付は殻の品質は、所望 により、蒸着パラメーター、例えば、吹き付は気体圧力、支持体バイアス電圧、 プラズマ密度、支持体温度、パワー密度および被覆速度を変化させることによっ て変更することができる。殻の品質は、更に、支持体の寸法および形状並びに最 終的な殻の厚みに影響される。
密に充填された繊維状粒子の幅の広いゾーン−１−ゾーン−２転移部分を得るの に、アルゴン圧は、Ｔ／Ｔｍ０．１０〜０．３０で１〜５ミクロンまたはミリト ールに設定する。０．　４〜０５の範囲の更に高いＴ／Ｔｍでは、同様の殻を、 アルゴン圧１０〜２０ミリトールで製造することができる。　概して、本発明の 多層放射性微小球およびミクロフィラメントの製造のための好ましいｒ、ｆ、吹 き付は被覆パラメーターとしては、（設定を特定の要素に最適にすることができ るが）下記のことがある。
微小球支持体に対する純粋な金属殻を与えるための一つの実施態様における条件 は、 （１）０．５Ｘ１０−７に等しい基本圧力；　（２）０．５〜５．　０ミリトー ルに等しいアルゴン圧；　（３）−１０００，０ボルト、３５ワツトに等しい支 持体バイアス電圧：　（４）磁気によって増強されたプラズマ密度；　（５）０ ．１５０〜０．６０ｋＷに等しいマグネトロンパワー、（６）絶縁されバイアス された薄い箔の「コンデンサーパン」であるバウンド用パン；　（７）４５０ワ ツト、１０ｋＨｚに等しく同調可能なバウンド用パンパワー：および（８）熱分 解窒化ホウ素であるそのバウンド用パンのカップリングである。微小球支持体に 対する化合物反応性金属殻に対する条件は、（１）　０．　５ｘ１０−７トール に等しい基本圧力；　（２）５．０〜１０．０ミリトールに等しいアルゴン圧； 　（３）−１０００，０ボルト、３５ワツトに等しい支持体バイアス電圧；　（ ４）磁気によって増強するのに十分なプラズマ密度：　（５）領　１５０〜０． ６０ｋＷに等しいマグネトロンパワー；　（６）絶縁されバイアスされた薄い箔 の「コンデンサーパン」であるバウンド用パン；　（７）４５０ワツト、１０ｋ Ｈｚに等しく同調可能なバウンド用パンパワー、および（８）熱分解窒化ホウ素 であるバウンド用パンカップリングである。
本発明の放射性単一シート設計は、いくつかの利点を有し、例えば、（１）それ は先行技術の放射性シートよりも小型であり且つ球状であり、したがって、一層 広範囲の使用およびヒト組織中への外傷が一層少ない埋め込みによる一層容易な 使用が可能であり；　（２）それは更に強固で且つ高度な構造結着性を有し、し たがって、一層安全であり：　（３）それは対称性で球状で且つ均一であり、し たがって、対称性線量測定法によって示されるような対称性で且つ球状の放射線 の場を生じ：　（４）それは、特定の用途に選択された様々のエネルギーおよび 半減期を有する広範囲の同位体を用いて構成することができ、したがって、治療 される癌の種類の放射線生物学を最適にすることが可能であり、（５）それは安 価であり；そして（６）臨床診療において、それは、外部ビーム照射によって達 成されたよりも２〜５倍高い腫瘍放射線量を安全に送出することを可能にし：　 （ア）様々な多層放射線微小球は、それらの様々な結像対比剤（ｉｍａｇｉｎｇ 　ｃ。
ｎｔｒａｓｔ　ａｇｅｎｔ）殻または中央支持体によって確認することができ： そして（８）放射線感作を目的とした線量率調節は、種々の半減期、エネルギー および放射能を有する２２０種類を越える様々な放射性核種を取り入れて容易に 行われる。
使用に際し、微小球はい（つかの利点を有し、例えば、（１）治療のための有効 な理学療法は、任意の解剖学的部位で腫瘍に植込まれ且つ放射性感作物質として 役立つ多層放射性微小球による比較的低い連続線量の放射線を組合わせることに よって提供され、その結果、外部ビーム放射線療法の短く分割された慣用的なコ ースははるかに有効になり、（２）放射線量の限局化は、電子線量測定法がＸ線 量測定法よりも限局化しているので、電子生成シードを用いることによって低エ ネルギー永久γ線シードで達成し得るものを上回って改良され：　（３）半減期 および光子または電子エネルギーが異なる様々な種類の多層放射性微小球を、同 一の操作で腫瘍に植込んで腫瘍の療法を最適にすることができ：　（４）一時的 で除去し得る埋め込み物よりもむしろ有効寿命の短いシードの永久埋め込みを用 いることは、皮膚表面を貫通し且つ何日にもわたって感染の経路となる暴露され たチューブを排除し：そして（５）微小球は、細いゲージの針を用いて組織中に 植込まれて、危険を少なくすることができる。
更に、球を用いて製造することができる複合設計による利点が存在し、例えば、 （１）迅速な外科用埋め込みに有用なシードを含むリボンおよび組織適合性織物 を製造することができ：　（２）多数のシードを含む細いリボン設計は中空間隙 性針を用いる多数のシードの迅速な埋め込みを可能にし；　（３）多数の放射性 シードを含む組織適合性外科用織物は、均一に間隔を置いた放射性シードのシー トの迅速な手術中の埋め込みを可能にし：そして（４）放射性シードの埋め込み に用いられる様々な外科的方法および装置は、患者の要求に対して更に十分に適 合性を与える。
更に、線材の多層放射性設計による利点が存在し、例えば、（１）それは、断片 に切断し、後装填用カテーテル中にまたは一時的な除去し得る埋め込み物用のナ イロン若しくはポリエチレンリボンに入れるかまたは適当な容器内に入れて、様 々な体腔内線源を構成することができ、（２）それは、柔軟性であることまたは 一時的埋め込み用の追加のスリーブと一緒にまたはそれなしに長針のまま残るこ とによる利点を有する。
カプセル封入された場合、（１）一層小型の体腔内カプセルは本発明の直径が小 さい多数のシートを用いて構成することができるので、多層放射性微小球または 線材は、体腔内療法を簡単にし：　（２）エネルギーが極めて低いものから極め て高いものまで変化する広範囲の放射性核種は、１種類または数種類の多数の多 層放射性微小球を適当な容器に密封することによって複合体腔内線源に組み込む ことができ、（３）低エネルギー多層放射性微小球または線材から成る低エネル ギー体腔内線源を用いることは、体腔内線源または線源ホルダーの上に置かれた 比較的薄い高原子量箔を用いて、直腸および膀胱などの隣接する生体構造を選択 的に防護することを可能にする。
更に、放射性埋め込み物を製造することに関係したいくつかの利点が存在し、例 えば、（１）それは、個別の（放射性）部品を有するアセンブリーを必要としな い様々な設計の大量生産を可能にし；　（２）シード組成物の変更は容易に行う ことができ：　（３）それは、多層放射性微小球、多層放射性線材、リボン−多 層放射性微小球または個々の腫瘍種類に最適にされた視覚上のブラックの慣例化 された製造を可能にし：　（４）新規の型の多層放射性微小球、多層放射性線材 およびリボン−多層放射性微小球の製造は、必要により、蒸着パラメーターであ る種類、厚みを変化させ且つ同一の蒸着装置を用いて蒸着要素を積層することに よって達成することができ：　（５）それは、多数の任意の様々な種類の積層材 料、例えば、結像対比剤、着色シード識別マーカーまたは補充保護外層を含むシ ートの構築を可能にし、（６）高エネルギー法の吹き付け、レーザーアブレーシ ョン真空蒸着、イオン−ビーム吹き付け、陰極アークまたは曲線陰極アークプラ ズマ蒸着、反応性蒸着およびイオンめっきを用いることは、この方法で被覆され た金属の硬度を、塊状材料と比較して増大させ；そして（７）単位長さ当りまた は単位表面積当りの放射性材料の制御された多様な蒸着は、３次元にコンピュー ター化された近接照射療法の治療計画の要件に正確に適合する近接照射療法線源 の慣例化した製造を可能にする。
埋め込み物の様々な半減期および強度を与える能力はい（つかの利点を有し、例 えば、（１）一層小型の永久ノードは、一層細い針を用いて合併症の危険を一層 少な（して、より多くの生体部位に更に多数のシードを植込むことを可能にし： 　（２）短期作用高エネルギーおよび長期作用低エネルギーのシードの組合わせ は、同一の方法で植込むことを可能にし、（３）ある種の状況下では、半減期の 短いシードを繰り返し植込むことを、一時的な除去し得る埋め込み物の方法の代 わりに用いることによって、一時的な除去し得る埋没物に関係した感染の危険を 少なくすることができ：　（４）高エネルギーの有効寿命の短いシードは、一時 的な除去し得る埋没物に匹敵する結果を与えるが、それらは、一時的な除去し得 る埋没物を用いることができない部位に対して適用することができ；　（５）有 効寿命の短いシードは、「腫瘍ブースト（ｔｕｍｏｒ−ｂｏｏｓ　ｔ）Ｊとして 植込むことかでき、外部ビーム放射線療法によって送出された「腫瘍ブースト」 と交換され且つ改良することができ：　（６）広範囲の入手可能なシートを用い て、多（の癌を、近接照射療法のみによって一層有効に処置することができ：　 （７）エネルギーが極めて低いものから極めて高いものまで変化する広範囲の放 射性核種は、１種類または数種類の多数の多層放射性微小球を適当な容器中に密 封することによって複合体腔内線源に組み込むことができ：　（８）低エネルギ ー多層放射性微小球から成る低エネルギー体腔内線源を用いることは、体腔内線 源または線源ホルダーの上に置かれた比較的薄い高原子量箔を用いて、直腸およ び膀胱などの隣接する生体構造を選択的に防護することを可能にする。
本発明のリボン、線材、ブラックおよび織物の利点は、（１）１本のリボンに与 えられた多数の多層放射性微小球は、細いゲージの中空針によって、針を引き出 す際にスタイレットで組織に埋封された針から多層放射性微小球リボンを押し出 すことによって多数の多層放射性微小球を一緒に植込むことを可能にし、（２） 本発明のリボン−多層放射性微小球は、極めて細い２１番または２２番の針で植 込むことができる；　（３）本発明の織物は、それが配置される組織に対して粘 着し且つ組織被吸収性であるかまたは非組織被吸収性であってよいし、（４）多 数の多層放射性微小球または微小球リボンを含む織物を用いることは、間隙性針 またはノードガンを必要とせずに多数のシードの迅速な外科的埋め込みを可能に し：そして（５）光学ブラックなどの輪郭を描くことができる極めて薄いプラッ クは、有効な治療のだめの適当な効力および適当な強度を有する。
本発明の好ましい実施態様をある程度詳しく記載してきたが、発明から逸脱する ことなく多くの修正および変更を行うことができる。したがって、添付した請求 の範囲の範囲内で、明確に記載した以外に。発明を実施することができることは 理解される。
ＦＩＧ、　Ｉ ＦＩＧ、２ ＦＩＧ、３ ＦＩＧ、４ 特表平５−５０３３０３　（５８） ＦＩＧ、２に ＦＩＧ、２８　ユ ＦＩＧ、３２ 要約書 多用途の放射性埋没物（１０）および照射治療法を提供するため（こ、吹き付（ すのようなめっき方法か放射性金属（１６）、保護Ｐｉ（２０）および識号１１ 層（１８）を有する微小球、線材およびリボンのような単一要素を被覆するため に使用される。製造された固体の放射性、多層シームレス要素は内部キャビティ ーアブＩＪケーター中で、ｗ＆物で、ならびにリボン中で個々（こまだ番よ混合 して埋め込まれる。
選択された半減期および強さゆえに、それらは治療（こおし）で柔軟性を与え、 即ち一時的または永久的な埋め込み、ならびに種々の治療のための高（Ａまた（ よ低し）強さの、または制御された強さの埋没物を使用して低し八強さまたｉｔ 高０強さの治療を可能とする。
手続補正書（方式） 平成　５年　２月　５日し

Claims (54)

    【特許請求の範囲】
  1. １．治療に有効な量の放射能を有する放射性埋没物であって、該埋没物が層を有 する微小球、リボン、織物または線材であり層間には実質的な空隙容量が無いこ とを特徴とする埋没物。
  2. ２．上記層が中心球状拡散境界殻、診断画像を増強するための任意の特殊−目的 球状殻であり、および該層区分の内部の殻を含有する球状保護殻を含むことを特 徴とする請求項１記載の放射住埋没物。
  3. ３．上記層が任意の薄い特殊−目的最外殻であり；自由空間または空腔が無いこ と；末端結合が無いこと；上記保護殻の厚さが０．２０ミリメートル厚以上でな いこと，ならびに中心球が画像装置マーカーであることを特徴とする請求項１ま たは２に記載の放射性埋没物。
  4. ４．任意の特殊−目的球状殻が診断画像を増強するために設計されていることを 特徴とする請求項１ないし３のいずれかに記載の放射性埋没物。
  5. ５．測定された放射核種の平均ガンマエネルギーは１００ＫｅＶより大きいか又 は等しく、半減期が１３０日より短く、ここで上記多層放射性微小球はヒト腫瘍 細胞への低エネルギー永久細胞組織間埋め込み用であることを特徴とする請求項 １ないし４のいずれかに記載の埋没物。
  6. ６．測定された平均ガンマエネルギーは１００ＫｅＶより大きいか又は等しく、 半減期が１５から２０日よりも短い放射核種により特徴付けられ、ここで実質的 に球状で継ぎ目が無い多層の放射性埋没物の一片は、ヒト腫瘍細胞への永久細胞 組織間埋め込み用の高エネルギー永久多層放射性微小球であることを特徴とする 請求項１ないし４のいずれかに記載の埋没物。
  7. ７．測定された平均ガンマエネルギーが１００ＫｅＶより大きいか又は等しく半 減期が１５から２０日よりも長いか、または平均エネルギーが１００ＫｅＶより 低く、半減期が１３０日より長い放射核種により特徴付けられ、ここで多層放射 性微小球はヒト腫瘍細胞への一時除去用細胞組織間埋め込みのための一時除去性 多層放射性微小球である請求項１ないし４のいずれかに記載の埋没物。
  8. ８．有意な高がンマー線成分無く高エネルギー電子粒子を放出する放射核種によ り特徴付けられ、ここで上記多層放射性微小球はヒト腫瘍細胞への永久又は一時 除去性細胞組織間埋め込み用の電子−生成またはベータ多層放射性微小球である ことを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の埋没物。
  9. ９．上記中心球と同心の放射性殻、該放射性殻は金属であるかまたは金属との混 合であり；または該放射性殻は誘電性化合物であり；または該放射性殻は化合物 との混合物であり；または該放射性殻は金属に結合した放射核種であり；または 該放射性殻はひとつの非放射性およびひとつの放射性成分を含有する誘電性物質 化合物を含み、または該放射性殻はふたつ以上の放射性化合物を有する放射性誘 電性化合物殻を含む放射性殻であり、または該放射性殻は非放射性および放射性 物質の薄膜被覆からなることを特徴とする請求項１ないし８のいずれかに記載の 放射性埋没物。
  10. １０．上記放射性殻が球状拡散境界により均一に被覆されていることを特徴とす る請求項１ないし９のいずれかに記載の放射性埋没物。
  11. １１．上記第一物質を包含し、該第一物質と化学反応する第二物質に連続する少 なくともひとつの層；および上記第一物質に対し拡散境界を形成する第三物質に 連続する少なくとも第二層により特徴付けられる請求項１０記載の放射性埋没物 。
  12. １２．上記均一球状保護殻が、Ｘ−線遮蔽を最小にするに十分な低原子重量を有 する化学的に耐性なヒト組織−適合性金属から成ることを特徴とする請求項１な いし１１のいずれかに記載の放射性埋没物。
  13. １３．測定された平均ガンマエネルギーは１００ＫｅＶ以下であり、半減期が１ ３０日より短い放射核種により特徴付けられ、ここで上記多層放射性微小球はヒ ト腫瘍細胞への低エネルギー永久細胞組織間埋め込み用の放射性微小球であるこ とを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の埋没物。
  14. １４．測定された平均ガンマエネルギーが１００ＫｅＶより大きいか又は等しく 、半減期が１５から２０日よりも短い放射核種により特徴つけられ、ここで実質 的に球状で継ぎ目が無い多層化された放射性埋没物の一片は、ヒト腫瘍細胞への 永久細胞組織間埋め込み用の高エネルギー永久多層化放射性微小球である、請求 項１３に記載の埋没物。
  15. １５．測定された放射核種の平均ガンマエネルギーが１００ＫｅＶより大きいか 又は等しく、半減期が１５から２０日よりも短い核種を含む少なくともひとつの 層により特徴付けられ、ここで実質的に球状で継ぎ目が無い多層の放射性埋没物 の一片は、ヒト腫瘍細胞への永久細胞組織間埋め込み用の高エネルギー永久多層 放射性微小球である、請求項１ないし４のいずれかに記載の放射性埋没物。
  16. １６．測定された平均ガンマエネルギーが１００ＫｅＶより大きいか又は等しく 、半減期が１５から２０日よりも短い放射核種により特徴付けられ、ここで実質 的に球状で継ぎ目が無い多層化された放射性埋没物の一片は、ヒト腫瘍細胞への 永久細胞組織間埋め込み用の高エネルギー永久多層化放射性微小球である、請求 項１５に記載の埋没物。
  17. １７．吹き付けられたダイアモンド、または白金の組織適合性薄殻、または埋没 物の物理的性質を増強するために設計された特殊−目的殻、これにより埋没物の 硬度および腐食耐性が増加し、または種々の埋没物識別色をつくるために使用す る薄層を有することができることを特徴とする請求項１ないし１５のいずれかに 記載の放射性埋没物。
  18. １８．上記埋没物は十分量の強磁性物質であり、ここで球は外部から適応された 電磁場により移動でき、ならびに組織に治療量の放射性を適応できる請求項１な いし１７のいずれかに記載の埋没物。
  19. １９．臨床的高体温に有効な温度でキューリー遷移を通過するまで放射周波照射 がｉｎｓｉ加適用されることによって誘導的に加熱されることができる強磁性合 金を特徴とする請求項１ないし１８のいずれかに記載の放射性埋没物。
  20. ２０．外径が０．０４から０．８ミリメートルの間であり、リボンに付いている 複数の基質放射性微小球であることを特徴とする請求項１ないし１９のいずれか に記載の放射性埋没物。
  21. ２１．上記リボンおよび基質微小球が同一物質の外殻を有する請求項２０に記載 の放射性埋没物。
  22. ２２．中心線材区分および層区分；該層区分は中心線材区分と同軸である少なく とも一つの層を有し、および中心線材区分の外表面と直接接し；該線材は治療量 の放射能および１ミリメートル以下の外径を有する、ことを特徴とする請求項１ ないし１８のいずれかに記載の放射性埋没物。
  23. ２３．基質区分および層区分：該層区分は基質区分の表面と直接接する少なくと も一つの層を含み；該アプリケーターは治療量の放射能を有しその層区分中の放 射性多層は０．５ミリメートル以下の厚さを有し、ここで該埋没物は目に見える アプリケーターとして成型され提供されることを特徴とする請求項１ないし１８ に記載の放射性埋没物。
  24. ２４．上記埋没物は多くの均一間隔の多層化放射性微小球を含有する外科的織物 各々の該微小球は実質的に球状で継ぎ目が無い一片である多層放射性埋没物で中 心球および層区分を有し；該層区分は中心球と同心の少なくとも一つの層を含み 、該中心球の外表面と直接接し；該微小球は治療量の放射能および１ミリメート ル以下の外径を有することを特徴とする請求項１ないし１８のいずれかに記載の 放射性埋没物。
  25. ２５．選択された放射能を有する複数の一片の実質的に球状で継ぎ目のない多層 化された放射性埋没物は体内腔アプリケーターに内包され、これによって容器を 装填することができ；各々の上記微小球は中心球および層区分を含有し；該層区 分は中心球と同心である少なくともひとつの層を有し、ならびに中心球の外表面 と直接に接しており；該アプリケーターは１０ミリメートルから４０ミリメート ルの間の活性長を有する、ことを特徴とする請求項１ないし２４のいずれかに記 載の放射性埋没物。
  26. ２６．内径が１ミリメートル以下で、ならびに少なくとも１０ミリメートルの長 さを有する搭載チャンバー；および１ミリメートル以下の直径を有する放射性球 を噴出する手段を特徴とする放射性埋没物埋め込み用の自動−送り埋め込み銃。
  27. ２７．放射性球を噴出する上記手段が球用の少なくともひとつのバネ偏向容器を 含む放射性球用噴出手段および噴出から球を保持するための留め針手段を特徴と する請求項２６記載の自動−送り埋め込み銃。
  28. ２８．治療量の放射性物質、または１ミリメートル以下の外径、またはリボン又 は間断無く続く複数の層を有する中心球を被覆することを特徴とする保護囲いを 持つ放射性物質に転換できる物質を包含し；その中のひとつは拡散境界殻であり ，その中のひとつは０．１ミリメートル以下の厚さの保護外殻であり；中心球ま たはリボンまたは線材の被覆工程は治療量の放射能を含有する殻を適用し、拡散 境界殻のもうひとつの殻を適用し、ならびにさらにもうひとつの０．１ミリメー トル以下の厚さの外殻保護殻を適用する副工程を含む、工程から成る放射性埋没 物の製造方法
  29. ２９．特殊−目的の画像増強殻を適用することを特徴とする請求項２８に記載の 方法。
  30. ３０．電気的手段によって殻を適用し、これによって分離部分の集成および放射 性物質を含有するチタニウム配管の必要が排除されることを特徴とする請求項２ ８又は２９に記載の方法。
  31. ３１．放射性エネルギーおよび半減期の基準を選択し；標的用の放射性物質およ び真空吹き付けまたは選択した放射性および半減期に対応するプラズマ蒸着装置 の操作条件を選択し；吹き付けまたは選択された標的物質からの中心球上への殻 のプラズマ蒸着、ならびに選択された操作条件により多層放射性微小球構造は容 易に修飾されることができ、またはこれにより放射核種の成分または種類を、標 的物質、殻雰囲気または殻の操作パラメーターを変更することによって使用目的 に調整できる、ことを特徴とする請求項２９または３０に記載の方法。
  32. ３２．放射性金属標的から上記放射性多層殻を製造するためにｄｃ吹き付けが使 用されることを特徴とする請求項２８ないし３１のいずれかに記載の方法。
  33. ３３．放射性誘電性標的を使用するｒｆまたはメガトロン吹き付けにより上記放 射性殻を製造することを特徴とする請求項２８ないし３１のいずれかに記載の方 法。
  34. ３４．放射性水素化物ガス又は−原子ガスのようなガス状放射核種の存在下で金 属を吹き付けにより放射性殻が製造され、ここで放射性金属化合物殻は金属と該 ガスの放射性成分とを混合して成型されることを特徴とする請求項２８ないし３ １のいずれかに記載の方法。
  35. ３５．上記吹き付けば放射性誘電性標的を使用したメガトロンス吹き付けにより 製造されることを特徴する請求項２８ないし３１のいずれかに記載の方法。
  36. ３６．放射性ガスの放射性化合物および吹き付けられた標的物質である殻を製造 する励まされた放射性ガス中で反応性吹き付け−蒸着により上記の放射性殼を製 造することを特徴とする請求項２８ないし３１のいずれかに記載の方法。
  37. ３７．放射性ガスの放射性化合物および吹き付けされた標的物質である殻を製造 する励起された放射性ガス中で反応性陰極アークプラズマ蒸着により上記の放射 性殻を製造することを特徴とする請求項２８ないし３１のいずれかに記載の方法 。
  38. ３８．放射性ガスの放射性化合物および吹き付けられた標的物質である殻を製造 する励起された放射性ガス中で陰極アークイオン源を使用する反応性イオンビー ム吹き付けにより上記の放射性殻を製造することを特徴とする請求項２８ないし ３１のいずれかに記載の方法。
  39. ３９．放射性ガスの放射性化合物および吹き付けられた標的物質である殻を製造 する励起された放射性ガス中で電子ビームを使用した反応性イオソープレーティ ングにより上記の放射性殻を製造することを特徴とする請求項２８ないし３１の いずれかに記載の方法。
  40. ４０．上記放射性殻が放射性誘電性標的を使用した陰極のアークプラズマ蒸着に より製造される請求項２８ないし３１のいずれかに記載の方法。
  41. ４１．上記放射性殻が標的から製造され、ならびに該標的の製造工程が金属平面 基盤を反応性ｄｃ，ｒｆ，およびメガトロン吹き付けの選択されたひとつを使用 して放射性誘電性化合物で被覆することによる誘電性被覆平板金属、反応性陰極 のプラズマ蒸着、反応性イオンビーム吹き付けおよび放射性化合物が励起された 放射核種ガスおよび非−放射性金属標的から製造される反応性イオンプレーティ ング、を製造する副工程からなり、これによって標的が任意の陰極のアークプラ ズマ、またはｒｆ，またはメガトロン吹き付け、またはイオンビーム吹き付けで 製造できることを特徴とする請求項２８ないし３１のいずれかに記載の方法。
  42. ４２．すくなくともその一つが電子プレーティングおよびすくなくとも一つがそ の他の方法で製造される多殻を製造することを特徴とする請求項２８ないし４１ のいずれかに記載の方法。
  43. ４３．治療量の放射能を含有するひとつの殻を適用し、金属拡散境界殻であるも うひとつの殻を適用し、ならびにさらにひとつの該殻中で化学的に物質と反応す る物質の殻を適用することを特徴とする請求項２８ないし４２のいずれかに記載 の方法。
  44. ４４．すくなくとも二つの基準の放射性エネルギーおよび半減期の選択し；標的 用の放射性物質、ならびに選択した放射性および半減期に対応する真空吹き付け 及びプラズマ蒸着装置の操作条件を選択し；選択された標的物質からの基質上へ 殻の吹き付けまたはプラズマ蒸着をおこない、選択された操作条件によって埋没 物は容易に修飾されるか、または放射核種の成分または種類は、標的物質、殻状 況、殻製造の操作パラメーターの変更により使用に必要とされるように容易につ くられることができる、ことを特徴とする請求項２８ないし４３のいずれかに記 載の方法。
  45. ４５．電気的変更を有する浮揚バウンド用パンを偏向することを特徴とする請求 項２８から４４のいずれかに記載の方法。
  46. ４６．埋没物の半減期、エネルギーおよび活性を埋め込む時間および放射性埋没 物の埋め込みにしたがって選択することによる放射性埋没物の外科的埋め込み技 術であって、 複数の低エネルギー微小球を強さにしたがって違いに離して永久的に埋め込み、 ここで微小球の物理的特徴の手段により物理的に新生組織への主照射投与を閉じ 込めるか、または針、カテーテル、チューブまたは他カートリッジ−送り埋め込 み銃を使用した疾患細胞を被覆する通路へのリボンの挿入するか、または疾患細 胞を被覆する通路中への線材または多層線材の挿入することにより、新生細胞の みを壊死させ、治療量の時間の後線材を除去するか、または３０から３００の間 の低エネルギー多層放射性微小球を永久的にヒト細胞へ約１センチメートル間隔 で容量全域に埋め込み、ここで連続的−低−投与−割合の低エネルギー照射が１ ．５０Ｇｒａｙ／時間以下で製造され；そして８０から３０００Ｇｒａｙの最小 投与量を多層放射性微小球の平均使用期間にわたって腫瘍容量に運搬するか、ま たは１から１０の間の高活性多層放射性微小球を永久的にヒト腫瘍に埋め込むこ とにより、ここで連続的−低−投与−割合の低エネルギー照射が１．５０Ｇｒａ ｙ／時間以下で製造され、ならびに８０から３０００Ｇｒａｙの最小投与量をヒ ト腫瘍中で多層放射性微小球の平均使用期間にわたって腫瘍容量に運搬し、ここ で高−活性放射性微小球は約１から５センチメートルの間隔で該容量全域に分布 しており、ここで連続的−低−投与−割合の低エネルギー照射が１．５０Ｇｒａ ｙ／時間以下で製造され；そして８０から３０００Ｇｒａｙの最小投与量を多層 放射性微小球の平均使用期間にわたって腫瘍容量に運搬するか、または高エネル ギー埋没物を埋め込むことにより、ここで高エネルギー微小球は新生組織のみを 破壊するのに十分な長さの半減期を有し、かつその強さによって別の健康な細胞 を破壊するには不十分である高エネルギー放射性、およびに長い半減期の低エネ ルギー放射性を含む、ことを特徴とする外科的埋め込み技術。
  47. ４７．腫瘍の大きさおよび種類に適する放射能の強さ、活性、エネルギーおよび 間隔を有するリボンを選択した後に、該リボンを針、カテーテル、チューブまた はカートリッジ−送り埋め込み銃を使用して疾患組織の通路を被覆するように挿 入することにより、組織中に接するビーズを挿入することによるリボンを搭載す ることにより、または組織中に接するビーズを挿入することによる線材を搭載す ることによって特徴付けられる放射性埋没物の外科的埋め込み技術。
  48. ４８．真空チャンバー、被覆される浮揚基質用の基質浮揚手段および該基質が浮 揚している間に真空下で該基質に物質を適用する手段；から成り、浮揚手段を避 ける偏向を適用するための手段を特徴とする、小基質被覆用装置。
  49. ４９．上記浮揚手段が超音波振動機、及び該超音波振動機を１から１０％の間の 浮揚手段共振動数で稼働させる手段を含むことを特徴とする請求項４８記載の装 置。
  50. ５０．複数の平板のそれぞれの焦点が同一点に位置する複数の平板を有する標的 該平板の各々で標的および殻を離すことを引き起こすための種々の標的物質を含 有し；該標的を連続的に制御して物質を除去するための手段；少なくとも標的の ひとつが放射核種を含有する、ことを特徴とする請求項４８または４９に記載の 装置。
  51. ５１．多層放射性埋没物の被覆において、後に除去される標的として提供される 基質上にガス状放射核種と金属を混合して形成される金属化合物から成る基質に 放射性殻を適用するための標的物質を特徴とする請求項４８ないし５１に記載の 装置。
  52. ５２．少なくともひとつの上記標的手段及びガスが放射性物質または中性子衝撃 により放射性物質に転換しうる同位体であることを特徴とする請求項４８ないし ５２に記載の装置。
  53. ５３．上記コンジットのひとつがガス状放射核種を上記容器中へ導入するために 適用された手段を含み、および上記標的手段のひとつは金属放射性化合物を形成 することができる金属であることを特徴とする請求項４８から５２のいずれかに 記載の装置。
  54. ５４．少なくともひとつが放射核種である多被覆物質を含有するために適用され た標的手段を特徴とする請求項４８ないし５３のいずれかにに記載の装置。
JP3518428A 1990-08-13 1991-08-09 エンドキュリー療法 Pending JPH05503303A (ja)

Applications Claiming Priority (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/565,714 US5342283A (en) 1990-08-13 1990-08-13 Endocurietherapy
US07/565,714 1990-08-13
US07/741,038 US6099457A (en) 1990-08-13 1991-08-06 Endocurietherapy
US07/741,038 1991-08-06

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JPH05503303A true JPH05503303A (ja) 1993-06-03

Family

ID=27073944

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP3518428A Pending JPH05503303A (ja) 1990-08-13 1991-08-09 エンドキュリー療法

Country Status (8)

Country Link
US (3) US6099457A (ja)
EP (1) EP0500928B1 (ja)
JP (1) JPH05503303A (ja)
AT (1) ATE177018T1 (ja)
AU (1) AU8920791A (ja)
CA (1) CA2067804A1 (ja)
DE (1) DE69130944T2 (ja)
WO (1) WO1992003179A1 (ja)

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001046531A (ja) * 1999-07-23 2001-02-20 Nucletron Bv 放射性シードを埋込む装置および方法
JP2003533301A (ja) * 2000-05-15 2003-11-11 アメルシャム・パブリック・リミテッド・カンパニー 溝付ブラキテラピー源
JP2007101439A (ja) * 2005-10-06 2007-04-19 National Institutes Of Natural Sciences 固体放射線源体
JP2014518733A (ja) * 2011-06-01 2014-08-07 ヌクレトロン オペレーションズ ベー．フェー． 密封小線源治療用線源アセンブリ
JP2014181353A (ja) * 2013-03-18 2014-09-29 Shimadzu Corp アークプラズマ成膜装置
JP2016080582A (ja) * 2014-10-20 2016-05-16 国立研究開発法人産業技術総合研究所 極低温マイクロカロリーメータ用放射線源の製造方法及び装置
JP2018189501A (ja) * 2017-05-08 2018-11-29 国立研究開発法人産業技術総合研究所 放射性複合粒子およびその作製方法、放射性ファントムおよびその作製方法
JP2019511308A (ja) * 2016-03-31 2019-04-25 トーマス・ジェファーソン・ユニバーシティ 切除腔周囲のリスク組織にマルチモダリティ処置を行うための腫瘍床埋植物

Families Citing this family (149)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4315002C1 (de) * 1993-05-06 1994-08-18 Kernforschungsz Karlsruhe Gefäßimplantat
EP0749764B1 (en) * 1995-06-22 2000-05-03 Schneider (Europe) GmbH A medical appliance for the treatment of a portion of body vessel by ionizing radiation
ATE236683T1 (de) * 1995-12-05 2003-04-15 Schneider Europ Gmbh Faden für die bestrahlung eines lebenden körpers und verfahren zum erzeugen eines fadens für die bestrahlung eines lebenden körpers
US6458069B1 (en) * 1998-02-19 2002-10-01 Endology, Inc. Multi layer radiation delivery balloon
US8288745B2 (en) * 1997-10-10 2012-10-16 Senorx, Inc. Method of utilizing an implant for targeting external beam radiation
US6129658A (en) 1997-12-10 2000-10-10 Varian Associates, Inc. Method and apparatus creating a radioactive layer on a receiving substrate for in vivo implantation
DE19816917A1 (de) * 1998-04-16 1999-10-28 Siemens Ag Verfahren zur räumlich aufgelösten Temperaturüberwachung, Suspension von ferromagnetischen Mikropartikeln und Verwendung dieser Suspension
DE19825397C1 (de) * 1998-05-27 2000-02-17 Eurotope Gmbh Radioaktive Röntgenquelle und deren Verwendung zur intrakavitären und intravaskulären Gewebebestrahlung
US6387060B1 (en) * 1998-06-17 2002-05-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Composite radiopaque intracorporeal product
US9669113B1 (en) 1998-12-24 2017-06-06 Devicor Medical Products, Inc. Device and method for safe location and marking of a biopsy cavity
US6371904B1 (en) 1998-12-24 2002-04-16 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
US6356782B1 (en) * 1998-12-24 2002-03-12 Vivant Medical, Inc. Subcutaneous cavity marking device and method
DE19900437B4 (de) * 1999-01-11 2009-04-23 Ehret, Hans-P. Verfahren und Vorrichtung zur Ionenimplantation in Festkörpern und/oder zur Beschichtung von Festkörperoberflächen sowie die Verwendung von Verfahren und Vorrichtung
US6328700B1 (en) * 1999-07-09 2001-12-11 Christopher Rheinhardt Locating marker/tracer elements detectable by neutron activated analysis within or on carrier microspheres, including microspheres used in biological experimentation
US6364855B1 (en) * 1999-09-01 2002-04-02 Stephen M. Zappala Multilumen urethral catheter for transperineal brachytherapy
US7109505B1 (en) 2000-02-11 2006-09-19 Carl Zeiss Ag Shaped biocompatible radiation shield and method for making same
US6749553B2 (en) * 2000-05-18 2004-06-15 Theragenics Corporation Radiation delivery devices and methods for their manufacture
DE10026485A1 (de) * 2000-05-29 2001-12-13 Udo Heinrich Grabowy System mit einem Trägersubstrat mit einer Ti/P- bzw. AI/P-Beschichtung
AU2001295014A1 (en) * 2000-09-28 2002-04-08 Isostar Texas, Inc. Fast photon counting assay system and method
US6949064B2 (en) 2000-10-20 2005-09-27 Bard Brachytherapy, Inc. Brachytherapy seed deployment system
US7776310B2 (en) 2000-11-16 2010-08-17 Microspherix Llc Flexible and/or elastic brachytherapy seed or strand
US6547812B1 (en) * 2000-12-29 2003-04-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Radiation therapy using a radioactive implantable device and a radiosensitizer agent
US6527693B2 (en) * 2001-01-30 2003-03-04 Implant Sciences Corporation Methods and implants for providing radiation to a patient
US6875165B2 (en) 2001-02-22 2005-04-05 Retinalabs, Inc. Method of radiation delivery to the eye
US6723052B2 (en) 2001-06-07 2004-04-20 Stanley L. Mills Echogenic medical device
US20030097035A1 (en) * 2001-07-18 2003-05-22 Tucker Robert D. Combination radiation and thermal energy source
US7060020B2 (en) * 2001-11-02 2006-06-13 Ideamatrix, Inc. Delivery system and method for interstitial radiation therapy
US7074291B2 (en) * 2001-11-02 2006-07-11 Worldwide Medical Technologies, L.L.C. Delivery system and method for interstitial radiation therapy using strands constructed with extruded strand housings
US6761680B2 (en) 2001-11-02 2004-07-13 Richard A. Terwilliger Delivery system and method for interstitial radiation therapy using seed strands constructed with preformed strand housing
US7094198B2 (en) * 2001-11-02 2006-08-22 Worldwide Medical Technologies, Llc Delivery system and method for interstitial radiation therapy using seed elements with ends having one of projections and indentations
US6786858B2 (en) * 2001-11-02 2004-09-07 Ideamatrix, Inc. Delivery system and method for interstitial radiotherapy using hollow seeds
US20030084909A1 (en) * 2001-11-02 2003-05-08 Burdette Everette C Apparatus and method for three dimensional spatial registration of surgical procedures using radio tagging
US8470019B1 (en) * 2001-11-30 2013-06-25 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. TiNxOy modified surface for an implantable device and a method of producing the same
US6809517B2 (en) 2001-12-10 2004-10-26 Mayo Foundation For Medical Education And Research Magnetic resonance imaging of prostate brachytherapy seeds
US6837844B1 (en) 2002-05-14 2005-01-04 Med-Tec Iowa, Inc. Seed cartridge for radiation therapy
US6761679B2 (en) * 2002-07-02 2004-07-13 Board Of Supervisors Of Louisiana State University And Agricultural And Mechanical College Embedded radiation emitter for the localization and dosimetry of brachytherapy seed implants
AU2003257963B2 (en) * 2002-08-01 2009-08-13 Board Of Trustees Of The University Of Arkansas Improved treatment of cancer with glutamine
EP2008690B1 (en) * 2002-09-10 2013-11-06 Cianna Medical, Inc. Brachytherapy apparatus
US7993285B2 (en) * 2002-11-05 2011-08-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical device having flexible distal tip
US20040101088A1 (en) * 2002-11-27 2004-05-27 Sabol John Michael Methods and apparatus for discriminating multiple contrast agents
US7070554B2 (en) 2003-01-15 2006-07-04 Theragenics Corporation Brachytherapy devices and methods of using them
WO2004096293A2 (en) * 2003-04-30 2004-11-11 Ramot At Tel Aviv University Ltd. Method and device for radiotherapy
US6997862B2 (en) * 2003-05-13 2006-02-14 Ideamatrix, Inc. Delivery system and method for interstitial radiation therapy using seed strands with custom end spacing
US7530941B2 (en) * 2003-06-10 2009-05-12 Best Medical International, Inc. X-ray and gamma ray emitting temporary high dose rate brachytherapy source
US20050027196A1 (en) * 2003-07-30 2005-02-03 Fitzgerald Loretta A. System for processing patient radiation treatment data
US7479112B2 (en) * 2003-08-26 2009-01-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Acoustic physiological sensor
US20050080314A1 (en) * 2003-10-09 2005-04-14 Terwilliger Richard A. Shielded transport for multiple brachytheapy implants with integrated measuring and cutting board
US20050096549A1 (en) * 2003-10-31 2005-05-05 Medtronic, Inc. Techniques for transperineal delivery of a denervating agent to the prostate gland
US7410458B2 (en) * 2003-11-12 2008-08-12 Isoray Medical, Inc. Brachytherapy implant seeds
WO2005051459A2 (en) * 2003-11-20 2005-06-09 Cytyc Corporation Brachytherapy method and applicator for treatment of metastatic lesions in a load bearing region
US7563222B2 (en) 2004-02-12 2009-07-21 Neovista, Inc. Methods and apparatus for intraocular brachytherapy
CN101005873B (zh) 2004-02-12 2010-07-21 内奥维斯塔公司 用于眼内近程治疗的设备
US7183548B1 (en) * 2004-02-25 2007-02-27 Metadigm Llc Apparatus for modifying and measuring diamond and other workpiece surfaces with nanoscale precision
NL1026323C2 (nl) * 2004-06-03 2005-12-06 Isodose Control B V HDR inrichting.
US7479261B2 (en) * 2004-06-28 2009-01-20 Isoray Medical, Inc. Method of separating and purifying Cesium-131 from Barium nitrate
US7122030B2 (en) * 2004-07-13 2006-10-17 University Of Florida Research Foundation, Inc. Ferroelectric hyperthermia system and method for cancer therapy
WO2006025975A1 (en) * 2004-07-26 2006-03-09 Isoray Medical, Inc. Method of separating and purifying yttrium-90 from strontium-90
EP1774536A1 (en) * 2004-07-28 2007-04-18 Isoray Medical, Inc. Method of separating and purifying cesium-131 from barium carbonate
US7316644B2 (en) * 2004-08-18 2008-01-08 Isoray Medical, Inc. Method for preparing particles of radioactive powder containing Cesium-131 for use in brachytherapy sources
US20060069436A1 (en) * 2004-09-30 2006-03-30 Depuy Spine, Inc. Trial disk implant
EP1652552B1 (en) * 2004-11-02 2008-09-17 Sydney Biotech Pty. Ltd. Extraocular device
US8133576B2 (en) * 2004-12-03 2012-03-13 Sumitomo Electric Hardmetal Corp. Coated cutting insert and manufacturing method thereof
US20060219956A1 (en) * 2005-03-09 2006-10-05 Bergman Joshua J Device and method for generating characteristic radiation or energy
DE102005024969B4 (de) * 2005-05-24 2008-01-24 Eckert & Ziegler Eurotope Gmbh Radioaktives medizinisches Implantat und Verfahren zu seiner Herstellung
DE102005029270B4 (de) * 2005-06-23 2009-07-30 Siemens Ag Katheter, Kathetereinrichtung und bildgebende Diagnosevorrichtung
US7736293B2 (en) 2005-07-22 2010-06-15 Biocompatibles Uk Limited Implants for use in brachytherapy and other radiation therapy that resist migration and rotation
US8187159B2 (en) 2005-07-22 2012-05-29 Biocompatibles, UK Therapeutic member including a rail used in brachytherapy and other radiation therapy
US20070191707A1 (en) * 2005-09-15 2007-08-16 Denittis Albert S Device for locating the cervix and uterus
US20070092051A1 (en) * 2005-09-19 2007-04-26 Adelman Stuart L Method of producing radium-225 and decay products thereof
ATE548112T1 (de) 2005-09-29 2012-03-15 Siemens Medical Solutions Mikrofluidikchip, der zur synthese von radioaktiv markierten molekülen in einem für die bilderzeugung am menschen mittels positronenemissionstopographie geeigneten massstab befähigt ist
US7612291B2 (en) * 2005-11-10 2009-11-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Composite wire for implantable cardiac lead conductor cable and coils
EP1951372A4 (en) 2005-11-15 2011-06-22 Neovista Inc METHOD AND DEVICE FOR INTRA-ECULAR BRACHYTHERAPY
WO2007064937A1 (en) * 2005-12-02 2007-06-07 University Of Rochester Image-guided therapy delivery and diagnostic needle system
US20070141332A1 (en) * 2005-12-19 2007-06-21 Global Micro Wire Technologies, Ltd. Cast glass-coated microwire for X-ray protection
US7661445B2 (en) * 2005-12-19 2010-02-16 Varian Medical Systems, Inc. Shielded cathode assembly
WO2007100847A2 (en) * 2006-02-28 2007-09-07 Isoray Medical, Inc. Method for improving the recovery and purity of cesium-131 from irradiated barium carbonate
US8033978B2 (en) * 2006-04-05 2011-10-11 Mick Radio-Nuclear Instruments, Inc. Radio-nuclear material delivery system
US7988611B2 (en) 2006-05-09 2011-08-02 Biocompatibles Uk Limited After-loader for positioning implants for needle delivery in brachytherapy and other radiation therapy
US20070265487A1 (en) * 2006-05-09 2007-11-15 Worldwide Medical Technologies Llc Applicators for use in positioning implants for use in brachytherapy and other radiation therapy
US8948881B2 (en) * 2006-05-19 2015-02-03 Greatbatch Ltd. Method for producing implantable electrode coatings with a plurality of morphologies
US20080038190A1 (en) * 2006-08-11 2008-02-14 Simpson Thomas J Composition apparatus and method for use in imaging
US20100228074A1 (en) * 2006-08-25 2010-09-09 C.R. Bard, Inc. Therapeutic and Directionally Dosed Implants
US7686756B2 (en) * 2006-08-29 2010-03-30 Ciratech Oncology Brachytherapy devices and related methods and computer program products
US7874976B1 (en) 2006-09-07 2011-01-25 Biocompatibles Uk Limited Echogenic strands and spacers therein
US7878964B1 (en) 2006-09-07 2011-02-01 Biocompatibles Uk Limited Echogenic spacers and strands
US20080076957A1 (en) * 2006-09-26 2008-03-27 Stuart Lee Adelman Method of producing europium-152 and uses therefor
DE102006059383A1 (de) * 2006-12-15 2008-06-19 Siemens Ag Verfahren und Bildbearbeitungssystem zur Erzeugung von Ergebnisbildern eines Untersuchungsobjekts
US20080240330A1 (en) * 2007-01-17 2008-10-02 Holden Charles S Compact Device for Dual Transmutation for Isotope Production Permitting Production of Positron Emitters, Beta Emitters and Alpha Emitters Using Energetic Electrons
US7829032B2 (en) * 2007-01-23 2010-11-09 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Fully-automated microfluidic system for the synthesis of radiolabeled biomarkers for positron emission tomography
US20080249398A1 (en) * 2007-04-09 2008-10-09 Harder George Fred Hybrid Source Containing Multi-Radionuclides for Use in Radiation Therapy
US20080269540A1 (en) * 2007-04-27 2008-10-30 Worldwide Medical Technologies Llc Seed cartridge adaptor and methods for use therewith
KR100939458B1 (ko) * 2007-05-28 2010-02-05 서울대학교병원 32Ｐ 또는 32Ｐ 및 103Ｐｄ 방사성 동위원소를 이용한익상편 치료용 안구접착체
CA2705859A1 (en) * 2007-10-15 2009-04-23 John P. Stokes Convergent well irradiating plaque for choroidal melanoma
CA2724327A1 (en) 2008-06-04 2009-12-10 Neovista, Inc. Handheld radiation delivery system for advancing a radiation source wire
JP5289863B2 (ja) * 2008-08-28 2013-09-11 東京エレクトロン株式会社 アモルファスカーボンナイトライド膜の形成方法、多層レジスト膜、半導体装置の製造方法および制御プログラムが記憶された記憶媒体
US8821364B2 (en) * 2008-09-02 2014-09-02 Battelle Memorial Institute Brachytherapy seed with fast dissolving matrix for optimal delivery of radionuclides to cancer tissue
PL2166128T3 (pl) * 2008-09-19 2012-05-31 Oerlikon Trading Ag Sposób wytwarzania powłok z tlenków metali przez naparowywanie łukowe
US11298113B2 (en) 2008-10-01 2022-04-12 Covidien Lp Device for needle biopsy with integrated needle protection
US9332973B2 (en) 2008-10-01 2016-05-10 Covidien Lp Needle biopsy device with exchangeable needle and integrated needle protection
US9782565B2 (en) 2008-10-01 2017-10-10 Covidien Lp Endoscopic ultrasound-guided biliary access system
US8968210B2 (en) 2008-10-01 2015-03-03 Covidien LLP Device for needle biopsy with integrated needle protection
US9186128B2 (en) 2008-10-01 2015-11-17 Covidien Lp Needle biopsy device
US20100086452A1 (en) * 2008-10-06 2010-04-08 Yuriy Yatsenko Plasma apparatus for termination of radioactive and other wastes
WO2010065587A2 (en) * 2008-12-02 2010-06-10 Drexel University Ferroelectric nanoshell devices
DE102009005110B3 (de) * 2009-01-19 2010-11-18 Siemens Aktiengesellschaft Bewegungsdetektion mittels UWB-Radarsystem während einer Partikel-Therapie-Bestrahlung
US8207651B2 (en) 2009-09-16 2012-06-26 Tyco Healthcare Group Lp Low energy or minimum disturbance method for measuring frequency response functions of ultrasonic surgical devices in determining optimum operating point
BR112012017535A2 (pt) 2010-01-15 2019-09-24 Of Medicine And Dentistry Of New Jersey University uso de compostos de vanádio para cicatrização de osso
US9272160B2 (en) * 2010-08-20 2016-03-01 Wake Forest University Health Sciences Tethered and/or visually coded brachytherapy devices and related methods
US8878464B2 (en) * 2010-10-01 2014-11-04 Varian Medical Systems Inc. Laser accelerator driven particle brachytherapy devices, systems, and methods
US8362945B2 (en) 2010-10-04 2013-01-29 Raytheon Company Systems and methods for detecting and tracking gun barrels using millimeter waves
US20140322292A1 (en) 2010-12-10 2014-10-30 Rutgers, The State University Of New Jersey Insulin-mimetics as therapeutic adjuncts for bone regeneration
BR112013014177A2 (pt) * 2010-12-10 2016-07-12 Univ New Jersey Med dispositivo de implante revestido com composto e seus métodos
US10350431B2 (en) 2011-04-28 2019-07-16 Gt Medical Technologies, Inc. Customizable radioactive carriers and loading system
BR112013027841B1 (pt) 2011-04-28 2021-06-29 Peter Nakaji Sistema de portador e dispositivo de tratamento de tumores
US8798716B1 (en) * 2011-11-03 2014-08-05 Solstice Corporation Fiducial markers and related methods
CA2857260C (en) * 2011-12-16 2019-10-15 Nanobiotix Nanoparticles comprising metallic and hafnium oxide materials, preparation and uses thereof
US9320517B2 (en) 2012-01-12 2016-04-26 Surgical Radiation Products, Llc Targeting implant for external beam radiation
US9943706B2 (en) 2012-01-12 2018-04-17 Surgical Radiation Products, Llc Targeting implant for external beam radiation
DE112012007059B4 (de) * 2012-10-29 2016-09-22 Technische Universität Dortmund Vorrichtung zur Verwendung in der episkleralen Plaque-Brachytherapie
WO2014159759A1 (en) 2013-03-13 2014-10-02 Biosphere Medical, Inc. Compositions and associated methods for radioisotope-binding microparticles
AU2014269085B2 (en) * 2013-03-14 2017-11-30 C. R. Bard, Inc. Brachytherapy seed insertion and fixation system
US9492683B2 (en) 2013-03-15 2016-11-15 Gammatile Llc Dosimetrically customizable brachytherapy carriers and methods thereof in the treatment of tumors
US10297481B2 (en) * 2013-03-21 2019-05-21 Tokyo Electron Limited Magnetic annealing apparatus
US9165692B2 (en) 2013-10-15 2015-10-20 Ip Liberty Vision Corporation Radioactive glass source
US10384078B2 (en) * 2013-10-15 2019-08-20 Ip Liberty Vision Corporation Polymeric radiation-sources
US8899318B1 (en) 2014-04-24 2014-12-02 Ronald C. Parsons Applying an aggregate to expandable tubular
CN106463191B (zh) * 2014-05-13 2018-12-14 Qsa全球有限公司 用于增强型铱伽马辐射源的装置和方法
CN104131269A (zh) * 2014-07-24 2014-11-05 中国工程物理研究院激光聚变研究中心 一种微球聚合物涂层制备装置
US9821174B1 (en) 2015-02-06 2017-11-21 Gammatile Llc Radioactive implant planning system and placement guide system
US9403033B1 (en) 2015-04-24 2016-08-02 Gammatile Llc Apparatus and method for loading radioactive seeds into carriers
WO2016179420A1 (en) 2015-05-06 2016-11-10 Gammatile Llc Radiation shielding
EP3292553B1 (en) 2015-05-07 2019-10-16 Illinois Tool Works Inc. Strontium sealed source
US11318326B2 (en) 2015-05-07 2022-05-03 Qsa Global Inc. Strontium sealed source
NZ738527A (en) 2015-05-28 2022-07-01 Nanobiotix Nanoparticles for use as a therapeutic vaccine
CN105920727A (zh) * 2016-04-11 2016-09-07 王娟 一种放射性粒子链及其使用方法
US10888710B1 (en) 2016-11-29 2021-01-12 Gt Medical Technologies, Inc. Transparent loading apparatus
SG11201910176PA (en) 2017-05-11 2019-11-28 Alpha Tau Medical Ltd Polymer coatings for brachytherapy devices
CN107799195B (zh) * 2017-11-24 2024-01-09 北京新核核工程科技有限公司 水平中子束照射方法、微型堆中子治疗装置及医疗系统
CN109173091A (zh) * 2018-09-25 2019-01-11 天津赛德医药研究院有限公司 一种易从体内取出的内放疗装置
US10981018B2 (en) 2019-02-14 2021-04-20 Gt Medical Technologies, Inc. Radioactive seed loading apparatus
US11504546B2 (en) 2019-02-28 2022-11-22 Cowles Ventures, Llc Needle guidance device for brachytherapy and method of use
US11524176B2 (en) 2019-03-14 2022-12-13 Cowles Ventures, Llc Locator for placement of fiducial support device method
CN110042649B (zh) * 2019-05-20 2020-08-04 江南大学 一种用于织物功能整理的大气压等离子体设备及其应用
CN114531917A (zh) * 2019-07-16 2022-05-24 Qsa全球有限公司 锶密封源
US11958183B2 (en) 2019-09-19 2024-04-16 The Research Foundation For The State University Of New York Negotiation-based human-robot collaboration via augmented reality
US10948612B1 (en) * 2019-12-12 2021-03-16 Chia Gee Wang Auger plate for x-ray phase contrast imaging and detectors comprising the Auger plates
IL303002A (en) 2020-12-16 2023-07-01 Alpha Tau Medical Ltd Radiotherapy by diffuse alpha emitters with increased beta therapy
CN112957600B (zh) * 2021-01-28 2023-04-28 四川大学华西医院 用于新型冠状病毒肺炎的毫米波穴位贴
US20230211176A1 (en) * 2021-12-30 2023-07-06 Gt Medical Technologies, Inc. Radiation shielding apparatus for implantable radioactive seeds

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2269963A (en) * 1940-06-01 1942-01-13 Wappler Frederick Charles Implanting device
US3351049A (en) * 1965-04-12 1967-11-07 Hazleton Nuclear Science Corp Therapeutic metal seed containing within a radioactive isotope disposed on a carrier and method of manufacture
FR2266553A1 (en) * 1974-04-05 1975-10-31 Kms Fusion Inc Coating glass microspheres with metals - where microspheres are used to hold nuclear fusion fuels
US4510924A (en) * 1980-07-10 1985-04-16 Yale-New Haven Hospital, Inc. Brachytherapy devices and methods employing americium-241
US4396021A (en) * 1980-12-15 1983-08-02 Baumgartner George C Surgical instrument and process
CA1197631A (en) * 1982-07-21 1985-12-03 Henry P.J. Webb Radiotherapy apparatus
US4627420A (en) * 1983-10-31 1986-12-09 Katz Harry R Needle inserting instrument for interstitial radiotherapy
US4789501A (en) * 1984-11-19 1988-12-06 The Curators Of The University Of Missouri Glass microspheres
US4754745A (en) * 1984-11-21 1988-07-05 Horowitz Bruce S Conformable sheet material for use in brachytherapy
US4697575A (en) * 1984-11-21 1987-10-06 Henry Ford Hospital Delivery system for interstitial radiation therapy including substantially non-deflecting elongated member
US4702228A (en) * 1985-01-24 1987-10-27 Theragenics Corporation X-ray-emitting interstitial implants
US4994013A (en) * 1988-07-28 1991-02-19 Best Industries, Inc. Pellet for a radioactive seed
US4861520A (en) * 1988-10-28 1989-08-29 Eric van't Hooft Capsule for radioactive source

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001046531A (ja) * 1999-07-23 2001-02-20 Nucletron Bv 放射性シードを埋込む装置および方法
JP4542677B2 (ja) * 1999-07-23 2010-09-15 ヌクレトロン ベー．フェー． 放射性シードを埋込む装置および方法
JP2003533301A (ja) * 2000-05-15 2003-11-11 アメルシャム・パブリック・リミテッド・カンパニー 溝付ブラキテラピー源
JP4798923B2 (ja) * 2000-05-15 2011-10-19 ジーイー・ヘルスケア・リミテッド 溝付ブラキテラピー源
JP2007101439A (ja) * 2005-10-06 2007-04-19 National Institutes Of Natural Sciences 固体放射線源体
JP2014518733A (ja) * 2011-06-01 2014-08-07 ヌクレトロン オペレーションズ ベー．フェー． 密封小線源治療用線源アセンブリ
US10166403B2 (en) 2011-06-01 2019-01-01 Nuvletron Operations B.V. Brachytherapy source assembly
JP2014181353A (ja) * 2013-03-18 2014-09-29 Shimadzu Corp アークプラズマ成膜装置
JP2016080582A (ja) * 2014-10-20 2016-05-16 国立研究開発法人産業技術総合研究所 極低温マイクロカロリーメータ用放射線源の製造方法及び装置
JP2019511308A (ja) * 2016-03-31 2019-04-25 トーマス・ジェファーソン・ユニバーシティ 切除腔周囲のリスク組織にマルチモダリティ処置を行うための腫瘍床埋植物
JP2018189501A (ja) * 2017-05-08 2018-11-29 国立研究開発法人産業技術総合研究所 放射性複合粒子およびその作製方法、放射性ファントムおよびその作製方法

Also Published As

Publication number Publication date
US6099457A (en) 2000-08-08
EP0500928A4 (en) 1994-11-02
ATE177018T1 (de) 1999-03-15
EP0500928A1 (en) 1992-09-02
US6666811B1 (en) 2003-12-23
WO1992003179A1 (en) 1992-03-05
CA2067804A1 (en) 1992-02-14
EP0500928B1 (en) 1999-03-03
DE69130944D1 (en) 1999-04-08
US20040242953A1 (en) 2004-12-02
AU8920791A (en) 1992-03-17
DE69130944T2 (de) 1999-07-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JPH05503303A (ja) エンドキュリー療法
US5342283A (en) Endocurietherapy
US6589502B1 (en) Radioisotope dispersed in a matrix for brachytherapy
AU731357B2 (en) Combination radioactive and temperature self-regulating thermal seed implant for treating tumors
US6419621B1 (en) Coiled brachytherapy device
AU2001266592B2 (en) Radiation delivery devices and methods for their manufacture
WO1997019706A9 (en) Radioisotope dispersed in a matrix for brachytherapy
JP2001520923A (ja) 皮下埋設可能な放射線治療器具
AU2001266592A1 (en) Radiation delivery devices and methods for their manufacture
EP1909855B1 (en) A radioactive surface source and a method for producing the same
US6471630B1 (en) Transmutable radiotherapy device
EP1301216B1 (en) CARRIER-FREE 103 Pd BRACHYTHERAPY SEEDS
Enferadi et al. Radiation therapy in the early 21st century: technological advances
Romero-Weaver et al. Radiation in Cancer Therapy
Magill et al. Radioisotopes in medicine
AU2008200015A1 (en) Carrier-free 103ZPd brachytherapy seeds

Legal Events

Date Code Title Description
A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20040803