JP5296276B2 - ブラキテラピー用の製品及び方法 - Google Patents

Description

本発明は、放射治療に関する。さらに具体的にはブラキテラピー用の放射線源、特に超音波イメージング視認性（visibility）の向上した放射線源に関する。

ブラキテラピーは、疾患組織付近の放射線源の配置を含み、患者の体への放射線源の一時的又は恒久的な移植又は挿入を含み得る医学的処置を包括する一般的な語句である。それにより、当該放射線源は、処置すべき領域付近に位置する。これは、周囲の又は介在の健常組織に対しては比較的低い放射能用量であるとともに、高用量の放射能物が処置部へ送達されるという利点を有する。

ブラキテラピーは、種々の症状の処置の使用が提唱されており、例えば、関節炎及び癌、例えば、乳癌、脳腫瘍、肝臓癌及び卵巣癌並びに特に男性では前立腺癌が含まれる（例えば、J.C. Blasko et al., The Urological Clinics of North America, 23, 633-650 (1996)及びH. Ragde et al., Cancer, 80, 442-453 (1997)参照）。前立腺癌は、米国の男性では、悪性腫瘍の最も一般的な種類であり、１９９５年だけで４４，０００人以上が死亡している。処置には、算定期間の放射線源の一時的な移植、その後の除去が含まれ得る。他に、放射線源は、患者に恒久的に移植され得、予想される時間を超えて不活性状態にまで減衰し続けた。一時的又は恒久的移植の使用は、選択された放射性同位元素並びに必要とされる処置の持続時間及び強度に依存する。

前立腺処置のための恒久的移植には、比較的短い半減期及び一時的な線源に比例するより低いエネルギーを有する放射性同位元素が含まれる。恒久的に移植され得る線源の例には、放射性同位元素としてヨウ素−１２５又はパラジウム−１０３が含まれる。当該放射性同位元素は、チタン容器に封印され、次いで移植される「シード」を形成する。前立腺癌の処置のための一時的移植には、放射性同位元素としてイリジウム−１９２が含まれ得る。

近年、ブラキテラピーはまた、再狭窄の処置が提唱されている（R. Waksman, Vascular Radiotherapy Monitor, 1998, 1, 10-18及びMedPro Month, January 1998, pages 26-32の概説を参照）。再狭窄は、冠動脈疾患の初期処置後の血管の再狭小化である。

冠動脈疾患は、狭窄として知られる冠動脈の狭小化及び封鎖を生じる症状であり、動脈内のアテローム性動脈硬化性プラクの形成を含む。その封鎖及び狭小化は、プラクの機械的除去により、又は動脈を開口して保持するステントの挿入により処置され得る。最も通常の形態の処置の１つは、経皮経管冠動脈形成術（ＰＴＣＡ）であり、バルーン血管形成術としても知られる。現在、米国だけで年間５０万を超えるＰＴＣＡ処置が行われている。ＰＴＣＡでは、遠位末端において空気で膨らむバルーンを有するカテーテルを冠動脈に挿入し、封鎖又は狭小化の部位に位置付ける。次いで、当該バルーンを空気で膨らまし、動脈壁に対しプラクを平坦化し、動脈壁を引き伸ばし、その結果、管腔内経路（intraluminal passage way）を拡張し、それゆえ血流が増大する。

ＰＴＣＡは、初期成功率が高いが、３０−５０％の患者が６カ月以内に疾患の狭窄性の再発、すなわち、再狭窄を生ずる。提唱されている再狭窄の１つの処置は、管腔内放射性治療の使用である。イリジウム−１９２、ストロンチウム−９０、イットリウム−９０、リン−３２、レニウム−１８６及びレニウム−１８８を含む種々の放射性同位元素で、再狭窄処置での使用が提唱されている。

ブラキテラピー用の通常の放射線源には、いわゆるシードがあり、平滑な密封生体適合性物質の容器又はカプセル、例えば、チタン又はステンレス鋼のような金属であり、密封チャンバー内に放射性同位元素を含むが、放射線は、容器／チャンバーの壁を通過しない（米国特許第４３２３０５５号及び同第３３５１０４９号）。そのシードは、チャンバー／容器の壁を通過し得る放射線を放つ放射性同位元素を伴う使用にのみ適する。そのため、そのシードは、β照射する放射性同位元素以外に、γ線又は低エネルギーＸ線を放つ放射性同位元素と共に一般的に使用する。

ブラキテラピーでは、処置すべき組織に関して放射線源の相対的位置を知ること、照射が正しい組織に対して送達されていること及び局所的な過剰もしくは過小投与が起っていないことを確認することが、処置を実施する医療者にとって処置の結果に対して重要である。そのため、現在のシードは、放射線不透過性金属（例えば、銀、金又は鉛）のようなＸ線イメージン用マーカーに典型的に組み込まれる。移植シードの位置付けは、Ｘ線イメージングで行われ、更なる放射用量を患者にさらす。体内のシードの向き及び位置の情報が正確な放射線の線量計算のために必要であるため、イメージングがそれらの情報を与えるようにその放射性不透過性マーカーは典型的に成形される。

例えば前立腺癌の処置用のブラキテラピー放射線源の恒久的移植は、放射線源及び組織の直接視覚観察による開腹切開技術（open laparotomy technique）を用い行い得る。しかし、当該方法は、比較的侵襲性であり、しばしば、患者に望ましくない副作用を生ずる。移植の基準点を確立する外部鋳型経路を用いる疾患前立腺の予め決定された領域に放射線源を経会陰的（transperineally）に挿入することを含む改善方法が提唱されている（例えば、Grimm, P.D., et al., Atlas of the Urological Clinics of North America, Vol. 2, No. 2, 113-125 (1994)）。通常、これらの放射線源、例えば、シードは、患者の背面の切石位置に外部デプスゲージを用いる一方、ニードル装置手段により挿入する。前立腺癌処置の場合、典型的には５０から１２０シードを、直線状に一定間隔を開けたシードの複合ニードル挿入から得られる３次元配置で、１患者あたりに投与する。当該用量算出は、この複合３Ｄ配置に基づき、加えて、腫瘍体積＋前立腺体積などのデータに基づく。

好ましくは、ブラキテラピーの放射線源の挿入又は移植は、例えば、ニードル及び／又はカテーテルを含む技術のような最小の侵襲性技術を用い、行われる。望ましい放射用量プロファイルを得る各放射線源の位置を算出することができる。これは、各線源の放射性同位元素含有量、線源の大きさの情報、置かれる当該線源に関する組織又は組織群の大きさの正確な情報、加えて、基準点に関する当該組織の位置の情報を用い、行い得る。その用量算出に用いる体内の組織及び器官の大きさは、Ｘ線イメージング、磁性共鳴イメージング（ＭＲＩ）及び超音波イメージングを含む通常の診断イメージング技術を用いることによる放射線源の配置前に得られ得る。しかし、線源位置に案内するのに配置前のイメージしか用いないと、放射線源配置の際に難点が生じて線源の正確な配置に悪影響しかねない。例えば、組織体積は、組織へ及び組織からの液体の膨張又は排出の結果として変化し得る。組織の位置及び方向は、例えば、外科的手順の間の操作、患者の移動又は隣接組織の体積変化の結果により選択的内部又は外部基準点に関係して患者の体の中において変化し得る。そのため、組織解剖学及び配置手順の前に得られた位置のみを用いるブラキテラピーの望ましい用量プロファイルを行う線源の正確な配置を行うことは困難である。従って、組織及び放射線源両方のリアルタイムな視覚化が提供されるならば、利点となる。特に、好ましいイメージング法は、その安全性、使用容易性及び低コストによるものであり、それは、超音波イメージングである。

位置への放射線源の配置の間、外科医は、例えば、リスクが低く、患者及び外科医の両方に都合のよい利点を提供する経直腸的超音波プラス−エコーイメージング技術を用い、前立腺のような組織の位置をモニターし得る。外科医はまた、超音波を用いる移植方法に使用の比較的大きなニードルの位置をモニターすることも出来る。移植又は挿入法の間、線源の位置は推測され、当該方法に使用するニードル又は他の装置のチップに近づけられ得る。しかし、それぞれ分れた放射線源の相対位置は、望ましい位置であるか又は望ましくない位置であるか決定し、組織に対する治療用量放射線の均一性を評価する移植法の後に、評価される。放射線源は、移植後の組織内を移動し得る。しかし、比較的小さな、現在のブラキテラピー放射線源及びその表面の正反射性により、超音波イメージング技術による、特にそれらが投射超音波ビームに対して実質的に直交しない方向を向くときに、決定が非常に困難となる。投射超音波ビームに対する９０°からの非常に僅かなずれは、エコーシグナル強度の実質的な減少の原因となる。

通常の放射性シードの超音波視認性は、イメージングに有用な超音波誘導体に関しシード軸の角方向に非常に依存する。平滑な平坦表面は、一般的に鏡として作用し、音と表面の間の角が９０°でないならば、思わしくない方向に超音波が反射する。通常の放射性シードのような平滑な円筒構造は、相当な空間角度に広がるファン型円錐型パターンに波を反射するが、９０°に非常に近い角でイメージをつくるときに強力な超音波反射を与えるのみである。通常の放射性シードの超音波視認性を改善する１つの方法は、反射超音波の角依存を減少する。

そのため、改善された超音波イメージング視認性によりブラキテラピーに使用する放射線源を必要とし、特に、超音波トランスデューサーに関する線源の軸の角方向の視認性依存を減少する線源を必要とする。

超音波反射は、反射するか（鏡のように）又は散乱するか（放散）何れかとなり得る。生物学的組織は、散乱法で超音波を典型的に反射し、その一方、金属装置は、超音波の有効なリフレクターとなる傾向にある。医療方法に使用するニードルのような比較的大きな滑面は、反射法で音波を反射する。

粗面化、スコアリング又はエッジングのような表面の適当な処理により、外科的ニードル、固体スタイレット及びカニューレのような比較的大きな外科装置の超音波視認性を高める努力が為されてきた。そのため、米国特許第４，４０１，１２４号は、表面の反射係数を促進する表面上に刻まれた回折格子を有する外科器具（中空ニードル装置）を開示する。グルーブをストライクする音波は、二次波が多くの方向に向かうために、回折するか又は散乱し、これらの波の割合は、超音波トランスデューサーにより検出される。回折格子は、体内に挿入用の外科器具の前縁での使用、又は体内でモニターされる位置の目的物表面に沿った使用を提供する。

米国特許第４，８６９，２５９号は、粒子ブラスト加工され、投射超音波を散乱する均一粗面を作成した表面の一部を有し、それによって、散乱した波の一部が超音波トランスデューサーにより検出される医療ニードル装置を開示する。

米国特許第５，０８１，９９７号は、表面の一部に埋め込まれた波反射性粒子を伴う外科器具を開示する。当該粒子散乱投射音波及びその一部は、超音波トランスデューサーにより検出される。

米国特許第４，９７７，８９７号は、超音波視認性を改善するニードルの軸に対し垂直に交差してドリルで１以上のホールを開けているニードル及び内部スタイレットを含む管状カニューレ装置を開示する。固体内部スタイレットがラフされるか、スコアされ、ニードル／スタイレットコンビネーションの音波ホログラフィー視認性を促進し得る。

ＷＯ９８／２７８８８は、非伝導性エポキシ含有インクのプリントパターンマスクを装置表面にトランスファーコーディングし、フラッシュ乾燥し、次いで加熱的に架橋する、エコー発生的に促進された医療装置について記載する。マスクにより保護されないニードル部分は、電解研磨ステップでエッチングされることにより取り除かれ、露出金属に実質的に四角凹部のパターンを生じ、マスクしたインクは、溶媒及び機械的洗浄で取り除かれる。当該凹部は、超音波のもとでエコー発生を促進する装置を提供する。

米国特許第４，８０５，６２８号は、挿入されるか又は移植され、体内で長期間耐性である装置を開示し、実質的ガス不透過性壁を有しその空間がガス又はガス混合物で満たされる装置中に空間を提供することによりその装置は超音波をより可視的とする。本発明は、ＩＵＤ（子宮内装置）、前立腺（prosthetic）装置、ペースメーカーなどを目的とする。

"Laboratory assessment of ultrasonic needle and catheter visualization" JOURNAL OF ULTRASOUND IN MEDICINE, 5(7), 373-7,(July 1986)中のＭｃＧａｈａｎ，Ｊ．Ｐ．は、インビトロで音波ホログラフィー可視化用の７種のカテーテル物質を評価した。７カテーテル物質のうちの５つは、優れた音波ホログラフィー検出であり、ナイロン及びポリエチレンカテーテルは視覚化できなかった。更に、改善されたニードル視覚化の種々の方法を試験した。音波ホログラフィーニードル視覚化は、外側ニードル又は内部スタイレットを粗面化するか又はスコアリングするか何れかを含む種々の方法及びニードルを介するガイドワイヤの配置を目的とする。

しかし、上記従来技術は、ブラキテラピーに使用の放射線源の超音波視認性を改善し、恒久的移植に使用の比較的小さな放射線源又は放射性シードを含み、又はその線源の改善された超音波視認性を提供する必要のない方法を開示又は提唱しない。実際、シードカプセルデザインの変化に対するブラキテラピー分野において偏見がある。それは、２０年以上の間、実質的に変化せず、商業的に成功しつづけているためであり、同時に、任意のその変化には規則又は核安全性の意味が含まれ、ここでは典型的にその変化を避けるという事実があるためである。更に、任意のその変化は、ニードル群のシード「スティッキング」を伴う問題の可能性の増加として見られ、すなわち、シードはニードル、キャニューレなどの中を滑らかに移動することが相当望ましいとされる。ローディング装置内のシードの「スティッキング」は、臨床医の問題として知られ、安全のリスクを意味し得る。そのため、過度の圧力を適用し、刺さったシードを移動させるならば、シードカプセルは破裂し、結果として放射性物を放出し、汚染などが生ずる。ここでは、シードをより平滑にし（又は少なくとも摩擦が少ないように）作成することに対して、外見上それとは反対のやり方をするよりは技術的に偏見がある。

一度移植すると、シードは、恒久的に移植部位に残存することを目的とする。しかし、個々のシードは、初期の移植又は挿入部位からは離れた患者の体内で稀に移動し得る。これは、例えば、腫瘍又は他の疾患組織への不充分な投与を生じ、及び／又は健常組織に放射線をさらすこととなり得るため、臨床的に見通しからは相当望ましくないことである。そのため、通常のブラキテラピーシードと比較したときに患者体内で移動する傾向を少なくするブラキテラピーに使用の放射線源もまた必要となる。

本発明の１つの態様によると、密封生体適合性容器内に放射性同位元素を含むブラキテラピー用の放射線源であって、容器の表面の少なくとも一部が、粗面化、成形又は他の処理がなされて平滑ではなくなっている放射線源を提供する。当該表面処理は、当該線源の超音波視認性を促進し、及び／又は一旦患者体内に移植されたならば線源が移動する傾向を少なくし得る。

本発明の放射性ブラキテラピー線源に使用するのに適した放射性同位元素は、本分野で知られている。特に好ましい放射性同位元素には、パラジウム−１０３及びヨウ素−１２５が含まれる。

生体適合性容器内の放射性同位元素に適当な担体には、プラスチック、グラファイト、ゼオライト、セラミックス、ガラス、金属、ポリマーマトリックス、イオン交換樹脂又は他のもののような物質が含まれ得、好ましくは有孔性物質が含まれ得る。他に、当該担体は、金属、例えば銀で作られ得るか、又は適当な基材上にメッキした金属の層を含む。適当な基材物質には、金、銅又は鉄のような第二金属又はポリプロピレン、ポリスチレン、ポリウレタン、ポリビニルアルコール、ポリカーボネート、テフロン（登録商標）、ナイロン、デルリン及びケブラー（登録商標）のような固体プラスチックを含む。適当なメッキ法は、当分野に知られており、化学的析出、スパッタリング、イオンプレーティング技術、無電極プレーティング及び電着が含まれる。

担体物質は、ビーズ、ワイヤ、フィラメント又はロッドの形であり得る。その担体物質は、中空の密封容器、例えば、金属容器に封印され、密封した線源又は「シード」を提供し得るか、又は担体は、電気メッキシェル、例えば銀又はニッケルのような金属の層で被覆し得る。放射性同位元素は、キャリヤー内又は担体上に、例えば吸着により物理的にトラップされ得るか、又は同じ方法で化学的に結合し得る。更に、当該線源は、担体の必要性も無く放射性同位元素を直接封印する、中空の密封容器を含み得る。

適当な生体適合性容器材料には、チタン、金、白金及びステンレス鋼のような金属又は金属合金；ポリエステル及びビニルポリマーのような、並びにポリウレタン、ポリエチレン及びポリ（酢酸ビニル）のポリマーのようなプラスチック（当該プラスチックは生体適合性金属の層で被覆する）；グラファイト合成物のような合成物、並びに酸化ケイ素を含むマトリックスのようなガラスが含まれる。当該容器はまた、生体適合性金属、例えば金又は白金で外側がメッキされ得る。チタン及びステンレス鋼は、その容器として好ましい金属であり、特にチタンである。

放射性同位元素はまた、ポリマーマトリックス、又はプラスチックもしくはセラミックス合成物に組み込まれ得、及び／又は容器壁の一部を形成し得る。例えば、金属合金が用いられ、容器を形成するならば、合金の成分は、適当な放射性同位元素と成り得る。容器が合成物質から作成されるならば、合成物の成分は、適当な放射性同位元素と成り得る。

当該線源は、その目的の使用に全体的に適当なサイズ及び大きさとなるべきである。例えば、全体的な大きさによって、好ましくは、線源が通常の技術を用い、例えば中空ニードル又はカテーテルを用い処置部位に送達され得るようになる。前立腺癌の処置に使用のシードは、例えば、典型的には、実質的に円筒形であり、長さ約４．５ｍｍ及び直径約０．８ｍｍであり、そのため、それらは皮下ニードルを用い処置部位に送達され得る。再狭窄の処置に使用の場合、線源は、冠動脈内への挿入に適当な大きさであり、例えば、長さ約１０ｍｍ及び直径約１ｍｍ、好ましくは長さ約５ｍｍ及び直径０．８ｍｍ、最も好ましくは長さ約３ｍｍ及び直径約０．６ｍｍである。再狭窄の処置に使用の線源は、通常のカテーテル方法論を用い典型的に処置部位に送達される。本発明の線源はまた、実質的に球状であり得る。

本発明の線源は、恒久的インプラントとして使用するか、又は患部への一時的挿入のために使用し得る。放射性同位元素及び線源の種類、及び使用する処置の方法の選択は、処置する症状に部分的に依存する。

本明細書で使用する「粗面化、成形又は他の処理」なる語句は、一般的な又は通常のブラキテラピー線源のように平滑でみがかれたものではなく、ある種の凹凸又は不連続生を含む表面又は表面の一部を意味する。凹凸又は不連続性は、規則的なパターンで配置されるか、又はランダムであり得、又はランダムと均一領域の混合が存在し得る。凹凸又は不連続性は、溝、引っかき痕、摩耗痕、くぼみを形成し得、又はインサイズされ、プレスされ、スタンプされ、エッジされるか他にスコアされた表面を形成し得る。凹凸又は不連続性はまた、リッジ、隆起部、起伏又は表面からのアップスタンディングを形成し得る。

改善された超音波視認性を伴う線源が必要ならば、粗面化、成形又は他の処理は、線源による超音波の散乱が実質的に全方向性である容器の表面の重要部分を覆う。粗面化、成形又は他の処理は、容器の実質的には表面全体で、一端又は両端で、表面部分の中央又は任意の他の部分で生じ得る。好ましくは、粗面化、成形又は他の処理によって、線源が、投射ビームに対し実質的に全方向の超音波を視覚化する。

改善された超音波視認性の場合、容器の表面上の凹凸又は不連続性（ロッド、スフェロイド、キャニスターシードなど）によって、線源の超音波イメージング視認性は滑面を有する同様の表面上において改善される。好ましくは、それぞれ個々の凹凸は、全方向法において反射及び／又は散乱する。典型的に、凹凸は、水中に含まれる超音波の波長の約１／４までの振幅である。周波数７．５ＭＨｚの超音波では、これは、約５０μｍ、例えば４０−６０μｍである。超音波の周波数に応じて、約３０μｍから９０μｍまでの振幅が適当となり得る。この大きさの範囲内では、より大きな凹凸が、反射エネルギーの増加のために好ましい。より低い振幅、例えば、約２０μｍ未満は、超音波視認性の有意な促進を提供し得ない。

粗面化、成形又は他の処理は、容器表面の溝、くぼみ引っかき痕などを形成し得る。溝などは、表面上又はより規則的なパターン中にランダムに配置され、例えば、幾何学的であり、四角及び丸のようなパターンであるか、又は線として線源の軸に対し実質的に平行に走るか、垂直であるか、又はらせん状の配置となる。好ましくは、溝などは、１／４波長あたりの１繰返し以上の高度の繰返しパターンで配置されず、そのため、そのパターンは、光学的格子として作用し得、エコーリターンで全方向性喪失を生ずる。適当に粗面化、成形又は他の処理は、濃縮された放射線源の正確な大きさ及び形に一部依存し、トライアル実験及びエラー実験に用いて容易に決定し得る。

好ましくは、凹凸又は不連続性は、容器の表面上でらせん状の溝の形となる（例えば、シヌソイドプロファイルを伴う）。らせんのピッチは、直行方向に関してある特定の角の反射超音波の強度において第一次最大（first order maxima）が得られるように選択され得る。例えば、長さ４．５ｍｍ及び直径０．８ｍｍの通常の放射性シードの場合、約０．６ｍｍのピッチは、７．５ＭＨｚ超音波の直交から最大１０°生じ、その一方、約０．３ｍｍのピッチは直交から最大２０°生ずる。そのシードの場合、突出部から底までの溝の深さは、約４０から６０μｍである。線源の軸に沿った反復する溝の間隔は、近づけ過ぎてはならず、他に、散乱する超音波の最小は、９０°（すなわち、直交）に近い角で生じ得る。

好ましくは、当該線源は、放射線不透過性物質、例えば、銀又は他の金属を含み、それによって、当該線源は、超音波イメージングに加えてＸ線イメージング技術を用い視覚化され得る。

本発明の好ましい線源は、金属容器又は放射性同位元素を封印したカプセルを含む線源であり、担体を伴うか又は伴わず、それは、超音波及びＸ線イメージング技術の両方により視覚化され得る。

ブラキテラピーにおいて本発明の線源を用いる１つの利点は、超音波シグナル及びイメージが読まれ、測定され、そして適当なコンピューターソフトウエアにより分析され、直ちに内科医がリアルタイムな線量測定をし得ることである。これは、患者及び医療担当者の両者の臨床的観点からは利点となる。しかし、本発明の線源は、線源の超音波視認性から得られた情報を使用する任意の型の線量測定マッピングを含む方法に使用し得る。

他に、内科医は、外科医が器官（例えば、前立腺）の位置及び大きさの両方、及び線源の位置を確認する間に、既に適切に、同じイメージング技術、すなわち超音波を使用し得る。これは、例えば用量パターンがシードの「実際」の位置に基づいて再算出する必要のある条件下において、更なる線源を挿入する必要があるかどうか内科医が算出することができる。

本発明の放射線源は、例えば、米国、イリノイのＭｅｄｉ−Ｐｈｙｓｉｃｓより得られる製品ＲＡＰＩＤＳｔｒａｎｄ（登録商標）のように実質的に線状の生分解性物質で提供され得る。好ましくは、線源は、均等に間隔が開けられ（例えば、ＲＡＰＩＤＳｔｒａｎｄ（登録商標）では１０ｍｍ離す）、より均等／均一な放射線線量測定が可能であり、アレイの大きさによって、その全体は、患者に対し投与するニードル中に充填され得る。生分解性物質は、縫糸又は適当な生体適合性ポリマーであり得る。

本発明の表面を粗面化、成形又は他の処理は、種々の異なる方法により生じ得る。本発明の更なる態様では、放射性同位元素及び密封生体適合性容器を含むブラキテラピーに使用の放射線源の超音波視認性を増加する方法を提供し、当該方法は、容器の表面又は表面の一部を粗面化、成形又は他の処理を含み、それにより、検出を促進する超音波の反射の促進に有効な大きさ及び配置の凹凸又は不連続性が提供される。

例えば、線源が、実質的な円筒形容器又は封印物質内に封印した放射性同位元素が含まれるならば、容器又は封印物質の外側表面は、当該表面上の溝を分けるリッジ型もしくは鋸歯型ダイス又はねじ切り装置を通して線源を押込加工することにより粗面化又は成形し得る。同様の効果がフライス加工により生じ得る。当該表面はまた、機械的摩擦の結果として粗面化、それは例えば、ワイヤブラシ又はファイル、又は適当なグレードのサンドペーパー、例えばコースグレード（coarse grade）の使用による。その外側表面はまた、例えばレーザーもしくはウオータージェットカッターを用い、又は電解エッジングにより、エッジされ得る。ブラスト加工、例えばサンドブラスト加工もまた使用し得る。ブラスト加工は乾燥して行うか、ウオータージェットブラスト加工では濡らして行い得る。

線源が電気メッキした支持体を含む場合、電気メッキ法自体が、本発明の目的の有意な粗面を生じ得る。

密封金属又は金属合金容器内に放射性同位元素を含む放射性シードの製造は、通常、適当な金属管の供給を含み、その一端は、例えば、キャニスターを形成する溶接により密封される。放射性同位元素はキャニスターに導入され、その他端もまた、密封線源又はシードを提供する溶接により密封される。他に、容器又はキャニスターは、金属のコアからプレスのスタンピングにより、又は融解金属のコアの鋳造、成形又は形成により、又は金属の固体コアストックの機械加工又はドリル加工により、金属ストックの溶解及び改質及び凝固により、又は溶接又はねじ切りのような手段による管の端へのキャップの固定化により、又は熱により膨張しその後の冷却によって収縮するキャップの使用により、形成され得る。容器の外側表面は、製造過程の任意の段階で粗面化、成形又は他の処理がされ得る。容易な製造の場合、粗面化、成形又は他の処理方法は、好ましくは、放射性同位元素を容器に充填する前、より好ましくは、何れかの端を密封する前の非放射性金属管において、及び最も好ましくは、キャニスター形成の使用に適当な短いセグメントに切断する前の長いセクションの金属管材料において、生じる。粗面化、成形又は他の処理過程によって、容器の完全性が危ぶまれるようであってはならない。好ましくは、容器壁の厚みは維持され、その一方、処理過程後の全体の形によって、当該表面は平滑とはならない。

本発明の更なる態様では、表面の少なくとも一部が平滑とはならないように粗面化、成形又は他の処理がされている生体適合性密封容器と放射性同位元素とを含む放射線源の調製方法であって、当該線源の生体適合性容器の外側表面又は外側表面の一部を粗面化、成形又は他の処理して外側表面に凹凸又は不連続性をもたらす方法を提供する。

本発明の更なる態様では、表面の少なくとも一部が平滑とはならないように粗面化、成形又は他の処理がされている密封生体適合性容器と放射性同位元素とを含む放射線源の調製方法であって、
（ｉ）生体適合性容器材料の表面又は表面の一部を粗面化、成形又は他の処理をして寸法に凹凸又は不連続性をもたらす工程と、
（ｉｉ）放射性同位元素を、ステップ（ｉ）の生体適合性容器材料に充填する工程と、
（ｉｉｉ）生体適合性容器を密封する工程と
を含む方法を提供する。

例えば、チタン金属管のような適当な薄壁化金属管は、密封線源を形成する放射性物質及び端の溶接の挿入前に機械的に変形され得る。平滑ならせんの溝が、適当なクリンプ加工方法の使用により壁の厚さに影響しない管の内側及び外側表面の両方において作成し得る。円筒形であり、適当なピッチ及び深さの外側スレッドを伴う支持体ツールが、最初に金属管内に挿入され得る。当該支持体ツールは、管内で強固にフィットすべきである。クリンプ加工ツールを管の外側表面に強力に適用し得る。クリンプ加工ツールの形状は、支持体ツールにマッチすべきである。クリンプ加工ツールは、２以上のパーツからなり、各パーツは、管表面の種々のセクターをカバーする。クリンプ加工操作後、支持体ツールは、らせん状のねじ形のため単にねじることにより取り除かれ得る。

１以上のらせん状の溝はまた、鋭利な金属の端を容器表面にゆっくりと押しつけることにより作成し得、その間、容器は、容器を密封し放射線源を形成する前又は後の何れかにおいて、僅かな角で固体表面全体を回転させる。

改善された線源の超音波視認性について、代わりに又は更に、外側表面を粗面化すること、成形すること、又は処理することが望ましいならば、容器の内側表面は、放射性同位元素の導入前に粗面化、成形又は他の処理をし得る。例えば、容器内の非均一性又は粗い表面は、タップにより導入され、容器内部にらせん状又はねじ状のねじ山を作成する。タップを、容器内に入り込むように、グージし、スコアするか又はオーガーし得る。容器内部のスレッドの空間は、容器内部のタッピングにより得られる任意の望ましい大きさに決定され得る。当該タッピングは、一端が密封される前（すなわち、容器対する管状前駆体において）か、又は密封された後（すなわち、カンにおいて）に行い得る。好ましくは管材料は、一端を密封する前にスコアする。

容器の内部表面を粗面化、成形又は他の処理する場合、容器壁の全体の厚みは、厚くすべきでなく、そのため、超音波は、容器内部へ通過せず、そこから反射することはない。適当な厚みは、実験により容易に決定し得る。約０．１ｍｍまでの容器壁の厚さが適当である。

放射性同位元素を封印する容器の壁の厚さは、少なくとも、放射性同位元素のエネルギー及び担体の性質に依存する。例えば、通常の１２５Ｉ線源では、１２５Ｉから放射するβ粒子のブロックに重要な封じ込め用５０μｍ厚チタンシリンダーを使用し、その一方、治療インパクトのため、十分なγ線及び低エネルギーのＸ線が通過する。しかし、アルミニウム容器を用いるならば、壁の厚みは、放出する任意のβ粒子を適当に捕捉するために変化する必要がある。それに応じて、ポリマー性容器を用い、プラスチック自体がそれらを捕捉しないならば、例えば酸化チタン「ペイント」で被覆するか、又は金属でメッキし、β粒子放出を修飾するか又はブロックする必要がある。より高いエネルギー源は、低エネルギー源よりも厚いキャリヤーと共に使用する。

容器の内側又は外側表面のらせん状又は渦巻き状のリッジ、スレッド、溝などの数は、例えば、容器ボディーの長さｍｍあたり１から１００の範囲であり得る。

管又は容器は、少なくとも１つのリッジ、スレッド又は溝パターン、及び所望により、１以上のそのパターンの種々の、同一又は反対のセンスの左右像となり得る前進性渦巻き状又はらせん状スレッド（advancing spiral or helical thread）で刻み得る。それぞれのリッジ、スレッド又は溝の厚み又は深さは、望ましいならば、約１μｍからおおよそ容器の厚みの半分までに変化し得る。種々の空間、種々の左右像、及び／又は種々の厚み又は深さの２以上のリッジ、スレッド又は溝は、容器内にタップされその内側表面に多様なスコアリングパターンを供し得るか、又は容器の外側表面を刻みその外側に多様なスコアリングパターンを供し得る。

容器壁の厚さは、好ましくは、通常のブラキテラピー放射線源及びシードを示す列挙内であり、又はそれは臨床実験によりブラキテラピーで最も有用となるように選択され得る。所望により、容器壁は、粗面化、成形又は他の処理の手順の開始において最終的に望ましいものよりも厚くなり得、過剰の厚みは、手順の間に、例えば、容器の内側のタッピングの間に取り除かれ得る。

本発明により容器の外側表面を粗面化又は成形は、表面の鋸歯状凹凸の形態を取り得る。鋸歯状凹凸は、容器表面上で歯状、ステップ状、ノッチ状又は突起状となり得る。その鋸歯状凹凸は、表面の部分においてグループ化され得、クラスターを形成し、及び／又は表面の部分に並びを形成し得る。鋸歯化した歯は、表面から範囲が決定される第二の端よりも長い表面から範囲が定められる一端を有し、その２つの端は、通常、ポイント又はピークで接する。鋸歯化した歯の方向は、より短い端の面の方向として定義される。他の態様では、その歯の端は、同様の長さとなり得、その歯は２次元的に実質的に対称となり得る。他の態様では、歯は、円錐形、ピラミッド形もしくは三角形又は他の幾何学的形となり得、その場合、ポイントが形成され得る。その歯は、均一又は非均一の大きさであり、その歯は、１以上の鋸歯状凹凸（serrate）を含み得る。１組以上の鋸歯状凹凸が存在するとき、それらは、線源の表面上で間を開けられ、同方向にすべて走るわけではない。好ましくは、線源の反対側において２組の鋸歯状凹凸があり、より好ましくは、反対方向に走る。

本発明の線源の外側表面を粗面化、成形又は他の処理は、通常の平滑なシードと比べると、患者に一旦移植されると移動（migrate or move）する傾向が少なくなる。２以上の部分の線源表面上の鋸歯状凹凸は、特に、この点適当である。その鋸歯状凹凸はまた、移植時に組織を引き裂き、適所に移植された線源を維持する役割を助け得る組織を傷つけることとなる。好ましくは、粗面化、成形又は他の処理は、重要なことに、移動する線源の傾向を少なくするが、それによって当該線源が通常の方法及び扱い技術を用い処置部位に送達され得ないということにはならない。適当な程度の粗面加工などは、トライアル実験及びエラー実験により見出され得る。

線源が、合成金属を含む容器を含むならば、容器の外側表面は、合成物中に含まれる金属の物理的性質の相違を活用することにより、粗面化し得る。例えば、合成物が、ブレンドで分離される相であるポリマーのブレンドを含み、特定溶媒中に種々の溶解性を有するならば、当該表面は、その溶媒にさらされることにより粗面化させることができ、それによって溶解するブレンドの一部となり得る。他に、合成物がポリマー及び塩を含むならば、適当な溶媒へさらされることにより、塩を溶解し得るが、ポリマーは溶解せず、それにより当該表面を粗面化し得る。

ポリマー又はセラミックを含む容器は、容器の物質内の水溶性物質の粒子を飛沫同伴することにより「粗面化」し得る。例えば、殆どのポリマー融解に実質的に不溶な塩化ナトリウム粒子をポリマー性容器中に飛沫同伴し得る。水にさらすことによるか、又は単に目的の組織内での配置により、塩化ナトリウム粒子は、溶解し、容器に「粗い」表面を残す。生ずる、線源周囲の高浸透圧効果はまた、生理学的応答を誘発し得、通常よりも相当程度に線源を固定する役割を助け得、その後、線源の移動を防止する。

セラミック合成物容器は、生体適合性セラミック物質以外の２以上のものから調製され得、そのため、酸又は塩基に容器をさらすことにより、１以上の担体部分を選択的に溶解し得、それによって、表面を適当に粗面化する。例えば、酸化アルミニウム及び酸化チタンの組合せは、アルミニウムが非常に高いｐＨに可溶であり、その一方、チタンは不動態化し、その媒体中には溶解しないため、強塩基溶液中で選択的溶解を提供し得る。

他に、容器は、適当に粗面化した表面を作成するために一様ではない方法で腐食するために、腐食溶液にさらされる。例えば、ステンレス鋼は、より低いｐＨ値の酸化条件下の塩化物イオンの作用によりすき間腐食可能である。

任意の通常のブラキテラピー線源は、本発明の方法を用い、粗面化、成形又は他の処理をし、その超音波イメージング視認性を改善し得る。例えば、米国特許第５，４０４，３０９号、同第４，７８４，１１６号及び同第４，７０２，２２８号に開示の放射性シードの超音波視認性は、改善され得る。これらのシードは、カプセル及びカプセル内の放射性不透過性マーカーにより分けられる２つの放射性ペレットを含む。不透過性マーカーは、シードのＸ線イメージングにより検出性を供与する。そのカプセルの表面の粗面加工は、例えば、表面の研磨用ファイリング又は引っかき痕ングにより、行い得る。更に研磨用粗面加工は、各デザイン中の不透過性マーカーの近傍のカプセル領域に全面的に行い得、それにより、Ｘ線イメージングによる検出性に加えてカプセルに対する超音波検出性の促進を供与する。放射性ペレット近傍のカプセル領域は、粗面化されず、そのため、カプセルの壁の厚さは、放射性ペレット周囲で実質的に均一のままである。そのため、患者に移植されたときに、部分的に粗面化カプセルから得られる放射線の用量は、全く粗面化していない通常のカプセルからの放射線の用量から実質的に変化し得ない。次いで、放射線の用量の算出及び投与は、不透過性マーカーの領域内における表面粗面加工の深さ又は程度とは無関係となり得る。同様に、マーカーの領域内の粗面加工は、患者が受ける放射線用量のプロファイルを実質的に変えること無く、カプセル壁の厚さを変化し得る深さ及び程度に行われ得る。

更なる態様では、本発明はまた、放射線治療、例えば、癌、関節炎又は再狭窄に応答する症状の処置方法を提供し、容器の表面の少なくとも一部を粗面化、成形又は他の処理をして、凹凸又は不連続性を提供した密封生体適合性容器内に放射性同位元素を含む放射線源を患者の処置されるべき部位に治療的有効用量を送達するのに十分な時間、一時的又は恒久的に配置する。

本発明は、以下の図面を参照とし、実施例により更に解説する。

図１は、本発明の放射線源の１実施形態を示す。

図２は、本発明の放射性の他の実施形態を示す。

図３は、本発明の放射線源の１実施形態の製品における使用に適当な金属管を示す。

図４は、クリンプ加工操作時に図３の金属管の断面図を示す。

図５及び６ＡからＤは、本発明の方法の実施形態を用い粗面化した金属ワイヤ及び金属管の超音波イメージである。

図７Ａは、通常のチタンシード容器の写真であり、図７Ｂ及び図７Ｃは、本発明の方法の実施形態を用い粗面化した同様のシード容器の写真である。図７Ｄは、図７ＡからＣのシード容器の超音波ビームに関するシード軸の角を関数とする後方散乱強度のグラフを示す。

図８は、本発明により修飾した通常のシード容器及び２つのシード容器の超音波ビームに関するシード軸の角を関数とする後方散乱強度のグラフを示す。

図１は、鋸歯化端２を有する線源１の部分の概要であり、当該鋸歯状凹凸は、反対の端において逆方向に走る。

図２は、本発明の１つの実施形態による密封線源３の概要である。当該線源は、金属、例えばチタンを含み、容器４は両端５で密封される。容器の内側及び／又は外側は、エッジされたスクリュースレッド６を有する。当該容器は、１２５Ｉ含有ヨウ化銀の層で被覆された銀ロッド７を含む。当該銀ロッド７は、Ｘ線イメージング技術により検出可能である。

図３は、外側及び内側にらせん状溝９を形成する、クリンプ加工操作に用いる金属（例えば、チタン）管８を示す。その管は、密封した本発明の放射線源の製品での使用に適当である。

図４は、クリンプ加工操作時の図３の金属管８の断面図の概要を示す。当該管は、支持体管１０とクリンプ加工ツール１１の間でクリンプされ、４種のセグメントを形成する。

図５及び６ＡからＤは、下記実施例でより詳細に考察する超音波イメージである。

図７ＡからＤ及び８もまた、実施例でより詳細に考察する。

本発明は、下記の非限定的な実施例を参照して更に解説する。

【実施例】
実施例１
１２ｍｍ長のセクション、直径０．８ｍｍの銅ワイヤを、鋸歯状凹凸したジョーを有するプライヤーを用い機械的に粗面化した。しかし、物質はワイヤから取り除かれなかった。超音波視認性を、同じワイヤの平滑で、粗面化していない部分と比較した。その結果を図５に示す。それは、５ＭＨｚのＶｉｎｇｍｅｄ ＣＦＭ−７５０スキャナーを用い得られるウォータータンク内のワイヤのＢ−モード超音波イメージである。

図５では、１２は、１２ｍｍ長の、ワイヤの粗面化した部分であり、１３は、実験で使用したウォータータンクの下端であり、１４は、ワイヤの平滑な部分であり、そして１５は、９０°角のスムーズワイヤセクションから投射超音波への鏡面反射である。超音波イメージ内の最も明るい領域のワイヤは、粗い部分であり、本発明の粗面加工が超音波視認性を非常に増加することを示す。

同様の結果が、通常チタンシードキャニスターの表面を同様の方法で粗面化した場合に得られた。

実施例２
真直ぐで、薄い（０．１ｍｍ直径）モノフィラメントナイロンワイヤを水浴中にマウントし、７．５ＭＨｚのＶｉｎｇｍｅｄ ＣＦＭ−７５０超音波スキャナーでイメージ化した。そのワイヤを配置し、イメージセクターの中心におけるサウンドビーム方向に関し４５°の角でイメージを斜めに通過させる。このワイヤは、中心イメージフィールド内及びその外で移動し得るチタン管材料の一片のための支持体としての役割をした。チタン管は、ブラキテラピーシードの製品用の通常のキャニスターの作成に使用するものであるが（長さ５ｍｍ、直径０．８ｍｍ、壁の厚さ０．０５ｍｍ）、ウェルデッド端（ｗｅｌｄｅｄ ｅｎｄｓ）及び放射性挿入物はない。種々表面修飾を有する管材料の一片のイメージは、正確な同一位置でつくられ、幾何学又はスキャナー装置セッティングの変化はない。イメージ化したすべての管セグメントの通常の特徴は、開放端で回折アーチファクト（diffraction artefacts）である。パフォーマンスの妥当な比較は、管の中心領域を研究することによってのみ行い得る。また、明るいハロ（ｈａｌｏ）が管に隠れたイメージで見られ、最も、恐らくは、管構造内の音波反射が要因となる。

以下の表面修飾が行われた。
ａ）細かな研磨グラインディング、ｂ）粗い研磨グラインディング、ｃ）物質喪失のないラフ形成、及びｄ）最初の表面への非修飾。

図６ＡからＤは、結果となる超音波イメージを示す。全修飾は、非修飾の場合ｄ）と比較すると、シードの中央部分の視認性を改善する結果となる。最善のパフォーマンスが、細かなグラインディングａ）で観察された。

実施例３
測定のセットアップ
広域バンド７．５ＭＨｚトランスデューサー（Ｐａｎａｍｅｔｒｉｃｓ Ｖ３２０）を測定チャンバー壁内にマウントした。トランスデューサー直径１３ｍｍ及び焦点距離５０ｍｍと共に、このトランスデューサーは、臨床的ＴＲＵＳ適用に使用する典型的な位相配列トランスデューサーに類似の音場を有する。

ブラキテラピーシードは、回転し得るホルダー上にマウントされ、超音波ビームの方向に関する角が決定する。当該シードは、シアノアクリレート接着剤で試料ホルダーから突き出たニードルのチップに接着され、そのため、重量のシード中心は、ホルダーの回転軸に一致する。角回転は、精度を半分とし得、それは、重要にもＵＳ後方散乱に高い角依存性を与える。当該ホルダーはまた、トランスデューサーの焦点位置内にシードを位置付ける変換により、調整され得、実験を通して固定化し得る。

トランスデューサーは、Ｐａｎａｍｅｔｒｉｃｓ ５８００ ｐｕｌｓｅｒ−ｒｅｃｅｉｖｅｒからの広域バンドパルスで励起した。受けたシグナルは、ＬｅＣｒｏｙ ９３１０ ｏｓｃｉｌｌｏｓｃｏｐｅで得られ、デジタル化した。サンプル化したラジオ周波数（ＲＦ）シグナル（ｆｓ＝５０ＭＨｚ）を更なる処理のためにコンピューターに移した。

３種のシードを試験した；非修飾シード及び２種の修飾シード。非修飾シード（Ａ）は、標準的シードと同一であるが、放射性ヨウ素では充填しない。シードの大きさは、０．８×４．２ｍｍであり、チタン管の壁の厚さは、５０ミクロンであった。２つの同様のシードは、鋭利な金属端をシード表面にゆっくりと押しつけることにより修飾し、その間、そのシードは、僅かな角で固体表面全体について回転させた。生じた変形は、シード全長に沿って走る１以上のらせん状の溝であった。修飾シード（Ｂ）の１つを変形の間、摩擦用の非常に細かなサウンドペーパー上に置き、深さ０．０５８ｍｍ、幅０．１ｍｍ及びピッチ約０．５４ｍｍのらせん状の溝を作成した。他の修飾シード（ｃ）を変形の間、薄いラバーシート上に置き、深さ約０．０３ｍｍ及び溝空間０．２ｍｍの幾つかの細かならせん状の溝を生じた。図７Ａ、７Ｂ及び７Ｃは、シードＡ、Ｂ及びＣ、それぞれの拡大図を示す。当該イメージは、変形の測定のためにイメージ分析プログラム（Ｏｐｔｉｍａｓ）に移した。イメージプロセッシングプログラムを、基準としてシードの正常な長さを用い、キャリブレーションし、グローブの厚み、深さ及びピッチの幾つかの測定を、シード表面歪みの典型的な特性解析について平均した。

投影角（−６５から６５度）の全範囲にわたって各シードの超音波後方散乱をマッピングする一連の測定を行った。望ましい角での正確な位置付けの後、１０の超音波パルスを１０ＨｚのＰＲＦで伝達させ、受けたエコーをデジタル化し保存した。１０のパルスを更なるプロセッシングの前に一貫して平均した。３種の方法を、後方散乱エコー強度の確立のため試験した；ａ）ピーク振幅のスクエア、ｂ）ピーク振幅近辺の０．５マイクロ秒ゲート内のシグナルの合計、及びｃ）ｂ）で１マイクロ秒タイムゲート中心のシグナルの（５−９ＭＨｚ）バージョンをフィルターした帯域通過の合計。方法ａ）が、超音波イメージ内のシードの「明るさ」を最もよく示し、その一方、方法ｂ）及びｃ）は後方散乱エネルギー全体を殆ど示す。３種の方法は、すべてのシード及び角で非常に似た結果となった。そして方法ａ）の結果をここでは用いる。更に、種々の角で個々のスキャンラインを検出するエンベロープのイメージを視覚化のため作成する。これらイメージは、シードを含むイメージの小さなセクションが通常のＢ−モードイメージにおいてどのように見えるかを直接示す。

後方散乱した強度の数値結果を図７Ｄにグラフで示す。通常投射（超音波ビームに直交するシード軸を用いる）の強度は、種々のサンプル間で非常に類似した。非修飾シードＡの場合、後方散乱強度は、通常から離れた角の増加とともに非常に素早く小さくなった。何れの方向においても１０度角で、強度は、通常投射（０度）のレベル未満の最小の約２３ｄＢに到達した。これらの測定から判断すると、当該シードは、すべてを可視可能とするならば、通常投射から±２．５度を超えた角では劇的に見えなくなり得る。シードのチップが超音波ビームに入り込み、音波が丸いシードチップに反射するため、６０度に近づく投射角により後方散乱強度が再び増加した。

修飾シードＢ及びＣは、投射角の増加と共に後方散乱強度内の明白な減少を非常に少なくした。当該強度は、±６０度の投射角以内の２つの修飾シードの何れかの場合、約１０ｄＢを超えて少なくならなかった。そのため、当該シードは、非修飾シードよりも非常に広い角範囲で可視であると予想される。より低い角の場合、溝において反射する音波の構造的及び破壊的干渉が原因となる強度の変化が観察され得た。これは、らせん状パターンがシードＣよりも深く、より明確であるため、シードＢの場合により明確となった。非修飾シードと比較して修飾シードのより大きな角の散乱エネルギーの散乱が、通常の投射の後方散乱強度に有意に影響することは無かった。

実施例４
前立腺ファントム内の３つの型のシードの超音波視認性を調査した。前立腺ファントムは、商業的に利用可能なファントムであり、シードを、シード移植用の臨床的セットアップを用いファントムに挿入した。すなわち、７．５ＭＨｚ経直腸的超音波トランスデューサーを用いるＢ ＆ Ｋ Ｐａｎｔｈｅｒ超音波機；ソフトウェアをプランニングするＭＭＳ処置；シード移植用Ｂ ＆ Ｋハードウェア；標準１８ゲージシード移植ニードル。

３種のシード型を調査した。基準シード（ｒｅｆ）は、型番６７１１のＭｅｄｉ−Ｐｈｙｓｉｃｓ， Ｉｎｃ．社から商業的に得られるシードに相当するダミー（すなわち、非放射性）シードであった。各シード及びシードＡＣの中心部分の周囲の５つの縦に間隔を開けた溝を加えることにより修飾した基準シードに相当するシードＡは、実施例３のシードＢに類似する方法で調製した。

当該シードを、超音波ビームに関する角の範囲で移植し（シードの長軸に相当する０°では、超音波ビームに直交する）、移植シードの超音波視認性を測定した。

図８は、３種の型のシードの結果を示す。超音波ビームが、０°±２°の偏りを有するファントム内のシードを貫くとき（すなわち、シードの長軸に対し正確に９０°）、基準シードと本発明の修飾シードとの間で僅かに相違が生じた。しかし、シードを超音波ビームに対するある角で移植したとき、修飾シードは、基準シードよりも相当にエコー発生性が持続した。
【図面の簡単な説明】
【図１】 図１は、本発明の放射線源の１実施形態を示す。
【図２】 図２は、本発明の放射線源の他の実施形態を示す。
【図３】 図３は、本発明の放射線源の１実施形態の製品における使用に適当な金属管を示す。
【図４】 図４は、クリンプ加工操作時に図３の金属管の断面図を示す。
【図５】 図５は、本発明の方法の実施形態を用い粗面化した金属ワイヤ及び金属管の超音波イメージである。
【図６】 図６ＡからＤは、本発明の方法の実施形態を用い粗面化した金属ワイヤ及び金属管の超音波イメージである。
【図７】 図７Ａは、通常のチタンシード容器の写真であり、図７Ｂ及び図７Ｃは、本発明の方法の実施形態を用い粗面化した同様のシード容器の写真である。図７Ｄは、図７ＡからＣのシード容器の超音波ビームに関するシード軸の角を関数とする後方散乱強度のグラフを示す。
【図８】 図８は、本発明により修飾した通常のシード容器及び２つのシード容器の超音波ビームに関するシード軸の角を関数とする後方散乱強度のグラフを示す。

Claims (17)

1. 密封生体適合性容器内に放射性同位元素を含むブラキテラピー用の放射性シードであって、上記容器の表面の少なくとも一部が粗面化、成形又は他の処理がなされて平滑ではなくなっている、放射性シード。
   
2. 前記粗面化、成形又は他の処理がなされた表面が容器の外側表面である、請求項１記載の放射性シード。
   
3. 前記粗面化、成形又は他の処理がなされた表面が、超音波視認性を増大させるのに有効である、請求項１又は請求項２記載の放射性シード。
   
4. 前記容器が、金、チタン、白金又はステンレス鋼を含む、請求項１乃至請求項３のいずれか１項記載の放射性シード。
   
5. 前記粗面化、成形又は他の処理がなされた表面が、溝、引っかき痕、摩耗痕又はくぼみを含む、請求項１乃至請求項４のいずれか１項記載の放射性シード。
   
6. 前記溝、引っかき痕、摩耗痕又はくぼみが前記表面にランダムに配置される、請求項５記載の放射性シード。
   
7. 前記溝、引っかき痕、摩耗痕又はくぼみが規則的パターンで配置される、請求項５記載の放射性シード。
   
8. 前記粗面化、成形又は他の処理がなされた表面が、表面から突出しているリッジ、隆起部、起伏又は鋸歯状凹凸を含む、請求項１乃至請求項７のいずれか１項記載の放射性シード。
   
9. 前記放射性同位元素がパラジウム−１０３又はヨウ素−１２５である、請求項１乃至請求項８のいずれか１項記載の放射性シード。
   
10. 請求項１乃至請求項９のいずれか１項記載の放射性シードの調製方法であって、生体適合性容器の外側表面又は外側表面の一部を粗面化、成形又は他の処理をして外側表面の寸法に凹凸又は不連続性をもたらす、方法。
    
11. 請求項１乃至請求項９のいずれか１項記載の放射性シードの調製方法であって、
    （ｉ）生体適合性容器材料の表面又は表面の一部を粗面化、成形又は他の処理をして寸法に凹凸又は不連続性をもたらす工程と、
    （ｉｉ）放射性同位元素を、ステップ（ｉ）の生体適合性容器材料に充填する工程と、
    （ｉｉｉ）生体適合性容器を密封する工程と
    を含む方法。
    
12. 表面の粗面化又は成形が、リッジ型もしくは鋸歯型ダイス又はねじ切り装置を通しての押込加工、フライス加工、機械的摩擦による粗面加工、エッチング、クリンプ加工、或いはウェット又はドライブラスト加工により実施する、請求項１０又は請求項１１記載の方法。
    
13. 表面の粗面化又は成形が、生体適合性複合材料の１成分の選択的溶解を含む、請求項１０又は請求項１１記載の方法。
    
14. 前記複合材料が、セラミック複合材料、ポリマーブレンド又は溶解性物質を含むポリマーもしくはセラミック材料である、請求項１３記載の方法。
    
15. 表面の粗面化又は成形が、生体適合性容器材料の外側表面で施工される、請求項１１乃至請求項１４のいずれか１項記載の方法。
    
16. 実質的に線状の生分解性材料内に、請求項１乃至請求項９のいずれか１項記載の放射性シードを複数含む組成物。
    
17. 生分解性材料が半剛性である、請求項１６記載の組成物。
    

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