JP2002502676A - カプセル収容の低エネルギーブラキ治療線源 - Google Patents
カプセル収容の低エネルギーブラキ治療線源Info
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Abstract
(57)【要約】
本質的に筒状で、金属カプセル収容のブラキ治療線源は、外側金属カプセルと、外側金属カプセルの中央内部の環状部と、環状部内を長手方向に延びる重金属コアとを有する。環状部はカプセルと同じ金属で形成されている。外側金属カプセルを環状部に固定して外側金属カプセルをシールするために、１つ又は複数の低い輪郭の溶接が外側金属カプセルの中央周囲に形成される。それぞれに放射性同位元素が結合された複数のサブストレート粒子が、放射性同位元素が線源内に対称に分布し、線源の両端部の間に均等に分けられ、線源の両端部の終端側に大幅に偏って位置するようにして、外側金属カプセル内に配置されている。
Description
【０００１】
本発明は、放射線腫瘍学の医療分野の専門であるブラキ治療に関連する。より
詳細には、間質ブラキ治療に使用される小型放射線源に関する。
詳細には、間質ブラキ治療に使用される小型放射線源に関する。
【０００２】
このような線源は、病気の組織の近傍に、一時的に又は永久的に外科的にイン
プラントされ、線源から放出される放射線により組織が治療される。通常、ブラ
キ治療の手順には，影響を受ける組織のマス全体にインプラントされる多くの線
源が使用される。（注：ブラキ治療という用語における「brachy」という接頭辞
は、ギリシャ語で「近い」とか「短い」を意味する「brachys」に由来している 。） 間質ブラキ治療線源は、例えば、固体であり、一体構造であり、全体がバイオ
コンパチブルな材料によって構成されており、或いは、バイオコンパチブルなカ
プセルやコーティングの内側に密閉された放射性材料やその他の材料から構成さ
れている。それらは通常、外見上、長さが２から５ミリメートル、直径が０．２
から１ミリメートルの寸法を有する金属筒である。それらの効果は、ある種の放
射線同位元素から放出されるフォトン放射線、すなわちＸ線及びガンマ線に起因
する。各線源カーに含まれる放射能の量は、０．１から１００ミリキューリー（
ｍＣｉ）にわたるが、通常は０．５から１０ミリキューリーである。
プラントされ、線源から放出される放射線により組織が治療される。通常、ブラ
キ治療の手順には，影響を受ける組織のマス全体にインプラントされる多くの線
源が使用される。（注：ブラキ治療という用語における「brachy」という接頭辞
は、ギリシャ語で「近い」とか「短い」を意味する「brachys」に由来している 。） 間質ブラキ治療線源は、例えば、固体であり、一体構造であり、全体がバイオ
コンパチブルな材料によって構成されており、或いは、バイオコンパチブルなカ
プセルやコーティングの内側に密閉された放射性材料やその他の材料から構成さ
れている。それらは通常、外見上、長さが２から５ミリメートル、直径が０．２
から１ミリメートルの寸法を有する金属筒である。それらの効果は、ある種の放
射線同位元素から放出されるフォトン放射線、すなわちＸ線及びガンマ線に起因
する。各線源カーに含まれる放射能の量は、０．１から１００ミリキューリー（
ｍＣｉ）にわたるが、通常は０．５から１０ミリキューリーである。
【０００３】 ブラキ治療は今世紀の初頭から実施されており、１８９８年にキューリー夫妻
によりラジウムが発見された直後に開始されている。これまでに、多くの異なる
種類の線源が開発されている。これらは、様々な半減期および放出エネルギーを
有する各種の放射性同位元素に基づくものであり、製造プロセスもまたそれに応
じて様々である。ここ数十年においては、ほとんどの線源が、予め付形された固
体の一体型「シード」に原子炉からの中性子を照射することにより製造されてい
る。（注：インプラントのための完成した間質ブラキ治療線源はしばしば「シー
ド」と呼ばれるが、ここでは、「シード」という用語を、予め付形された固体サ
ブストレートであって、まだまったく放射化されていないもの、或いは完成され
たブラキ治療線源を製造するために十分に放射化するプロセスの最中にあるもの
、という意味に用いる。）この簡単で経済的な手法は、さらなるプロセスの必要
なしに使用できる、カプセル収容ではない放射線源を、１０，０００ユニットオ
ーダーのバッチサイズにて生産することができる。このタイプで最も有力なもの
は、イリジウム１９２線源であり、これはイリジウム−プラチナ合金のシードか
ら製造される。これらは一般に、一時的なインプラントに使用される。イリジウ
ム１９２線源の放出エネルギーは、多くのアプリケーションに対する望ましいエ
ネルギーよりも高いと現在では考えられており、その有力さがやや薄れてきては
いるが、それでもなお、間質ブラキ治療においてもっとも多く使用されているの
がイリジウム１９２線源である。
によりラジウムが発見された直後に開始されている。これまでに、多くの異なる
種類の線源が開発されている。これらは、様々な半減期および放出エネルギーを
有する各種の放射性同位元素に基づくものであり、製造プロセスもまたそれに応
じて様々である。ここ数十年においては、ほとんどの線源が、予め付形された固
体の一体型「シード」に原子炉からの中性子を照射することにより製造されてい
る。（注：インプラントのための完成した間質ブラキ治療線源はしばしば「シー
ド」と呼ばれるが、ここでは、「シード」という用語を、予め付形された固体サ
ブストレートであって、まだまったく放射化されていないもの、或いは完成され
たブラキ治療線源を製造するために十分に放射化するプロセスの最中にあるもの
、という意味に用いる。）この簡単で経済的な手法は、さらなるプロセスの必要
なしに使用できる、カプセル収容ではない放射線源を、１０，０００ユニットオ
ーダーのバッチサイズにて生産することができる。このタイプで最も有力なもの
は、イリジウム１９２線源であり、これはイリジウム−プラチナ合金のシードか
ら製造される。これらは一般に、一時的なインプラントに使用される。イリジウ
ム１９２線源の放出エネルギーは、多くのアプリケーションに対する望ましいエ
ネルギーよりも高いと現在では考えられており、その有力さがやや薄れてきては
いるが、それでもなお、間質ブラキ治療においてもっとも多く使用されているの
がイリジウム１９２線源である。
【０００４】 ここ１０年の間に、その他のトレンドが明らかになってきた。永久的なインプ
ラント線源、及び半減期が１０から１００日で低エネルギーフォトンのみを放出
する放射性同位元素が注目されている。このような変化の主な理由は，ａ）永久
的なインプラントでは外科処置が一回で済み、患者の入院期間が短くしかもイン
プラント除去のために再入院しなくても良いので病院コストが低く済むこと、ｂ
）フォトンエネルギーが低いので透過力が弱く、このため、病気の組織の周囲に
在る健康な組織に対する放射線照射が低く抑えられると共に、病院職員の集積放
射線量を大幅に低減できること、及び（ｃ）１０から１００日の半減期の場合、
治療効果に関して最適なレートにて適正量の放射線を伝達できること、である。
ラント線源、及び半減期が１０から１００日で低エネルギーフォトンのみを放出
する放射性同位元素が注目されている。このような変化の主な理由は，ａ）永久
的なインプラントでは外科処置が一回で済み、患者の入院期間が短くしかもイン
プラント除去のために再入院しなくても良いので病院コストが低く済むこと、ｂ
）フォトンエネルギーが低いので透過力が弱く、このため、病気の組織の周囲に
在る健康な組織に対する放射線照射が低く抑えられると共に、病院職員の集積放
射線量を大幅に低減できること、及び（ｃ）１０から１００日の半減期の場合、
治療効果に関して最適なレートにて適正量の放射線を伝達できること、である。
【０００５】 商業的に供給されている２つの主要な低エネルギー線源が現在、ブラキ治療線
源の市場全体を財政的で支配しており、これらの線源は、溶接されたチタン製カ
プセルの内部に放射性内容物を密封したタイプである。一方のタイプは、放射性
同位元素であるパラジウム１０３（半減期１７日）をベースとしており、他方の
タイプは，ヨウ素１２５（半減期６０日）をベースとしている。あらゆる放射性
同位元素の中で，これらの２つは、断然、間質ブラキ治療にとって最も適したも
のであり、簡単には代替されないものと思われる。これらの線源は前述したよう
に低エネルギー線源として利点を備えているが、その他の観点から見ると両方と
も理想からは遠く、ａ）両方とも、以前の線源に比べて、非常に高価であり、し
かも物理的に大きい、ｂ）カプセル材料が低エネルギー放射線を大幅に減衰させ
てしまう、ｃ）両方とも、基本的に準ライン線源（長さを持つが厚さを持たない
理論的ライン線源とは反対に）であり、それらの放出は低エネルギーであり、そ
れらの放射線出力分布は非等方的（すなわち、全方位に対する均等性が欠けてい
る）であり、そのために治療計画や治療効果にマイナスの影響を与えてしまう、
等の問題がある。これらの欠点は、主として、それらの設計及び製造方法に起因
する。
源の市場全体を財政的で支配しており、これらの線源は、溶接されたチタン製カ
プセルの内部に放射性内容物を密封したタイプである。一方のタイプは、放射性
同位元素であるパラジウム１０３（半減期１７日）をベースとしており、他方の
タイプは，ヨウ素１２５（半減期６０日）をベースとしている。あらゆる放射性
同位元素の中で，これらの２つは、断然、間質ブラキ治療にとって最も適したも
のであり、簡単には代替されないものと思われる。これらの線源は前述したよう
に低エネルギー線源として利点を備えているが、その他の観点から見ると両方と
も理想からは遠く、ａ）両方とも、以前の線源に比べて、非常に高価であり、し
かも物理的に大きい、ｂ）カプセル材料が低エネルギー放射線を大幅に減衰させ
てしまう、ｃ）両方とも、基本的に準ライン線源（長さを持つが厚さを持たない
理論的ライン線源とは反対に）であり、それらの放出は低エネルギーであり、そ
れらの放射線出力分布は非等方的（すなわち、全方位に対する均等性が欠けてい
る）であり、そのために治療計画や治療効果にマイナスの影響を与えてしまう、
等の問題がある。これらの欠点は、主として、それらの設計及び製造方法に起因
する。
【０００６】 ブラキ治療のために放射性物質を小型容器に入れて包む点は、米国特許第１，
７５３，２８７号、３，３５１，０４９号、４，３２３，０５５号、４，７０２
，２２８号、４，８９１，１６５号、４，９９４，０１３号、５，３４２，２８
３号及び５，４０５，３０９号に記載されており、これらの特許は参考としてこ
こに組み入れる。これらの記述は、米国特許第１，７５３，２８７号を除いて、
パラジウム１０３及びヨウ素１２５をベースとした低エネルギーブラキ治療線源
の商業的な大規模生産のためにこれまでに開発された技術及び公式に構想されて
いる技術をまとめたものである。
７５３，２８７号、３，３５１，０４９号、４，３２３，０５５号、４，７０２
，２２８号、４，８９１，１６５号、４，９９４，０１３号、５，３４２，２８
３号及び５，４０５，３０９号に記載されており、これらの特許は参考としてこ
こに組み入れる。これらの記述は、米国特許第１，７５３，２８７号を除いて、
パラジウム１０３及びヨウ素１２５をベースとした低エネルギーブラキ治療線源
の商業的な大規模生産のためにこれまでに開発された技術及び公式に構想されて
いる技術をまとめたものである。
【０００７】 より有力な低エネルギーブラキ治療線源のタイプに関して、テキストブック「
間質ブラキ治療−物理学的、生物学的及び臨床的考察」（間質共同ワーキンググ
ループ、ラバンプレス、ニューヨーク（１９９０）、ＩＳＢＮ０−８８１６７−
５８１−４）の第１章に、非等方性の構造及び程度が示されている。このテキス
トは参考してここに組み入れる。低エネルギーフォトン放射線は線源それ自体の
内部において吸収されるために、出力放射線フラックスは線源の終端にて急激に
減少する。この効果の大部分は、すべての真のライン線源の特徴に起因する。記
述的には、この特徴は、真のライン線源の終端に向かう放射線が通過する、サブ
ストレート及び／又はカプセル材料の平均距離が、より長いことである。現時点
で利用可能な、カプセル収容の低エネルギーブラキ治療線源の場合、この問題は
、線源が終端にて溶接されるためにこの部分でカプセル壁厚が厚くなるという事
実によってさらに悪化する。
間質ブラキ治療−物理学的、生物学的及び臨床的考察」（間質共同ワーキンググ
ループ、ラバンプレス、ニューヨーク（１９９０）、ＩＳＢＮ０−８８１６７−
５８１−４）の第１章に、非等方性の構造及び程度が示されている。このテキス
トは参考してここに組み入れる。低エネルギーフォトン放射線は線源それ自体の
内部において吸収されるために、出力放射線フラックスは線源の終端にて急激に
減少する。この効果の大部分は、すべての真のライン線源の特徴に起因する。記
述的には、この特徴は、真のライン線源の終端に向かう放射線が通過する、サブ
ストレート及び／又はカプセル材料の平均距離が、より長いことである。現時点
で利用可能な、カプセル収容の低エネルギーブラキ治療線源の場合、この問題は
、線源が終端にて溶接されるためにこの部分でカプセル壁厚が厚くなるという事
実によってさらに悪化する。
【０００８】 放射線出力の非等方性は、対象の組織が低エネルギーブラキ治療線源に非常に
近い場合には一般に問題にならない点に注意すべきである。全方位における線源
からの短い距離において、例えば１つの線源の長さよりも短い場合、非等方性に
もかかわらず十分な放射線線量が伝達される。しかしながら、線源からの距離に
応じて放射線フラックスが急激に減少し、非等方性が重要なファクターとなり、
対象の組織マスを殺傷する上で適切となるように計算された放射線線量が、イン
プラントされた線源から伝達されなくなってしまう。非等方性の程度が各線源ご
とに相違することに起因して、計画される治療パラメータに大きな不確かさが存
在し、また、線源のアレイ内における個々の線源の方位に不確かさが存在する場
合には、前記の問題はより複雑化する。
近い場合には一般に問題にならない点に注意すべきである。全方位における線源
からの短い距離において、例えば１つの線源の長さよりも短い場合、非等方性に
もかかわらず十分な放射線線量が伝達される。しかしながら、線源からの距離に
応じて放射線フラックスが急激に減少し、非等方性が重要なファクターとなり、
対象の組織マスを殺傷する上で適切となるように計算された放射線線量が、イン
プラントされた線源から伝達されなくなってしまう。非等方性の程度が各線源ご
とに相違することに起因して、計画される治療パラメータに大きな不確かさが存
在し、また、線源のアレイ内における個々の線源の方位に不確かさが存在する場
合には、前記の問題はより複雑化する。
【０００９】 非等方性の問題及び端部溶接及びその他のシールによる前記問題への影響は、
米国特許第３，３５１，０４９号及び第４，３２３，０５５号の特許権者により
、ヨウ素１２５との関連において認識されている。これらの関連の記載は、端部
が丸く閉じられ、端部の壁は滑らかで対称であり且つ側部の壁と同じ厚さを有す
る筒状金属カプセルを想定している。しかしながら、この理想化された構造は実
際には実現不可能であり、製造された線源の端部は厚いビード溶接により単純に
シールされている。
米国特許第３，３５１，０４９号及び第４，３２３，０５５号の特許権者により
、ヨウ素１２５との関連において認識されている。これらの関連の記載は、端部
が丸く閉じられ、端部の壁は滑らかで対称であり且つ側部の壁と同じ厚さを有す
る筒状金属カプセルを想定している。しかしながら、この理想化された構造は実
際には実現不可能であり、製造された線源の端部は厚いビード溶接により単純に
シールされている。
【００１０】 この分野における進展が、パラジウム１１３線源との関連で米国特許第４，７
０２，２２８号及び第５，４０５，３０９号にそれぞれ記載されている。これら
の関連する記載は、レーザー溶接された端部キャップを有し、筒壁及び端部キャ
ップが同様の厚さを有する筒状金属カプセルの使用を提案している。薄い壁の溶
接された端部キャップを有すると共に、放射能分布はその長さ方向に沿って均一
ではなく、端部に向ってややバイアスされており、それがまた端部における等方
性を向上させる。改良された線源等方性を有する他のカプセルが、米国特許第４
，８９１，１６５号に記載されている。この記載には、２つ、３つ、又は４つの
堅固に内部係合するスリーブを圧嵌めして形成した筒状金属カプセルについて述
べられている。各スリーブは、一方の端部が開放され、他方の端部が封止されて
いる。全体が基本的に均一な厚さを有する積層された壁を備えた完成されたカプ
セルを製造することを目的とする。そこに記載されているように、カプセルは、
封止された平坦な両端を有し、接着剤又は溶接によって随意にシールされる。実
際上は、２つのスリーブが使用され、丸められた端部を持つように設計が変更さ
れている。米国特許第４，９９４，０１３号に述べられているように、カプセル
は、線源の長さに沿って放射能を均一に分布させる内部ヨウ素１２５サブストレ
ートと共に使用される。修正された設計は、米国特許第３，３５１，０４９号に
当初から記載されているように、全体が均一な壁厚を有し、丸められ、滑らかな
、対称性を有する封止端部を持つ、基本的に筒状のカプセルを達成するための手
段である。実際上は、米国特許第４，８９１，１６５号のカプセルは，最初は開
放されている外側筒の端部のリムが内側筒の側壁にのっている部分の、一方の端
部に近いところで周囲の溶接することによってシールされる。「メディカル・フ
ィズィックス」Ｖｏｌ．１９，Ｎｏ．４、ｐｐ．９２７−９３１（１９９２）を
参考としてここに組み入れるが、そこには、この技術によって等方性を大幅に改
善できることが示されているが、その研究において、溶接されたカプセル又は溶
接されていないカプセルのいずれが使用されたのか明らかではない。しかしなが
ら、この技術には問題点があることが認識されている。溶接領域の背後にヒート
シンクがないために、周囲の溶接を実施する際にカプセルの壁が極度に弱くなっ
たり、或いは孔があいてしまう恐れがある。溶接領域の背後にヒートシンクがな
いことに起因するもう一つの問題点は、内部の放射性サブストレートが加熱され
て、揮発性の放射性ヨウ素が放出され、シールが完成する前の溶接中に噴出して
しまうことである。さらにもう一つの問題点は、線源の一方の端部の近くで溶接
するため、低エネルギー放射線の減衰により、線源の非等方性がある程度引き起
こされることである。
０２，２２８号及び第５，４０５，３０９号にそれぞれ記載されている。これら
の関連する記載は、レーザー溶接された端部キャップを有し、筒壁及び端部キャ
ップが同様の厚さを有する筒状金属カプセルの使用を提案している。薄い壁の溶
接された端部キャップを有すると共に、放射能分布はその長さ方向に沿って均一
ではなく、端部に向ってややバイアスされており、それがまた端部における等方
性を向上させる。改良された線源等方性を有する他のカプセルが、米国特許第４
，８９１，１６５号に記載されている。この記載には、２つ、３つ、又は４つの
堅固に内部係合するスリーブを圧嵌めして形成した筒状金属カプセルについて述
べられている。各スリーブは、一方の端部が開放され、他方の端部が封止されて
いる。全体が基本的に均一な厚さを有する積層された壁を備えた完成されたカプ
セルを製造することを目的とする。そこに記載されているように、カプセルは、
封止された平坦な両端を有し、接着剤又は溶接によって随意にシールされる。実
際上は、２つのスリーブが使用され、丸められた端部を持つように設計が変更さ
れている。米国特許第４，９９４，０１３号に述べられているように、カプセル
は、線源の長さに沿って放射能を均一に分布させる内部ヨウ素１２５サブストレ
ートと共に使用される。修正された設計は、米国特許第３，３５１，０４９号に
当初から記載されているように、全体が均一な壁厚を有し、丸められ、滑らかな
、対称性を有する封止端部を持つ、基本的に筒状のカプセルを達成するための手
段である。実際上は、米国特許第４，８９１，１６５号のカプセルは，最初は開
放されている外側筒の端部のリムが内側筒の側壁にのっている部分の、一方の端
部に近いところで周囲の溶接することによってシールされる。「メディカル・フ
ィズィックス」Ｖｏｌ．１９，Ｎｏ．４、ｐｐ．９２７−９３１（１９９２）を
参考としてここに組み入れるが、そこには、この技術によって等方性を大幅に改
善できることが示されているが、その研究において、溶接されたカプセル又は溶
接されていないカプセルのいずれが使用されたのか明らかではない。しかしなが
ら、この技術には問題点があることが認識されている。溶接領域の背後にヒート
シンクがないために、周囲の溶接を実施する際にカプセルの壁が極度に弱くなっ
たり、或いは孔があいてしまう恐れがある。溶接領域の背後にヒートシンクがな
いことに起因するもう一つの問題点は、内部の放射性サブストレートが加熱され
て、揮発性の放射性ヨウ素が放出され、シールが完成する前の溶接中に噴出して
しまうことである。さらにもう一つの問題点は、線源の一方の端部の近くで溶接
するため、低エネルギー放射線の減衰により、線源の非等方性がある程度引き起
こされることである。
【００１１】
本発明は、ブラキ治療のために人体内にインプラントすることを主目的とする
放射線源の新しい設計を提供する。本発明は、カプセル収容で一般的に筒状の低
エネルギー線源に関連した非等方性の問題に着目している。この新しい設計は、
現在商業的に入手可能な同種の線源に比べて、放射線出力の等方性において優れ
ている。これは、線源の薄い壁の丸められた端部の近傍に放射性物質を運ぶ球状
サブストレートビードを配置し、中央周囲の周りの溶接にて線源をシールするこ
とによって達成される。
放射線源の新しい設計を提供する。本発明は、カプセル収容で一般的に筒状の低
エネルギー線源に関連した非等方性の問題に着目している。この新しい設計は、
現在商業的に入手可能な同種の線源に比べて、放射線出力の等方性において優れ
ている。これは、線源の薄い壁の丸められた端部の近傍に放射性物質を運ぶ球状
サブストレートビードを配置し、中央周囲の周りの溶接にて線源をシールするこ
とによって達成される。
【００１２】 本発明の広い特徴によれば、外側金属カプセルと、外側金属カプセルの中央内
部の環状部と、環状部内を長手方向に延びる重金属コアと、を備えた、本質的に
筒状で、金属カプセル収容のブラキ治療線源が提供される。環状部は外側金属カ
プセルと同じ金属で形成されている。外側金属カプセルを環状部に固定して外側
金属カプセルをシールするために、外側金属カプセルの中央周囲に、１つ又は複
数の低い輪郭の溶接を含む手段を設ける。それぞれに放射性同位元素が結合され
た複数のサブストレート粒子が、放射性同位元素が線源内に対称に分布し、線源
の両端部の間に均等に分けられ、線源の両端部の終端側に大幅に偏って位置する
ようにして、外側金属カプセル内に配置されている。金属コアの長さは、線源の
各端部におけるサブストレート粒子の形状、寸法及び数によって決定される。
部の環状部と、環状部内を長手方向に延びる重金属コアと、を備えた、本質的に
筒状で、金属カプセル収容のブラキ治療線源が提供される。環状部は外側金属カ
プセルと同じ金属で形成されている。外側金属カプセルを環状部に固定して外側
金属カプセルをシールするために、外側金属カプセルの中央周囲に、１つ又は複
数の低い輪郭の溶接を含む手段を設ける。それぞれに放射性同位元素が結合され
た複数のサブストレート粒子が、放射性同位元素が線源内に対称に分布し、線源
の両端部の間に均等に分けられ、線源の両端部の終端側に大幅に偏って位置する
ようにして、外側金属カプセル内に配置されている。金属コアの長さは、線源の
各端部におけるサブストレート粒子の形状、寸法及び数によって決定される。
【００１３】 本発明のもう１つの広い特徴によれば、長手方向軸心を規定する本質的に筒状
の部分を有する細長プラグと、長手方向軸心に整合された２つの金属エンドチュ
ーブを含む外側金属カプセルであって、それぞれが、線源の外方を向いた１つの
封止端部と、内方を向いてプラグに固定された１つの開放端部とを有する外側金
属カプセルと、を備えた金属カプセル収容のブラキ治療線源が提供される。封止
端部とプラグの各端部との間に空間をつくってエンドチューブのそれぞれがプラ
グに溶接されている。少なくとも１つの放射性同位元素を含む少なくとも１つの
サブストレートが、それぞれのエンドチューブ内の空間にある。
の部分を有する細長プラグと、長手方向軸心に整合された２つの金属エンドチュ
ーブを含む外側金属カプセルであって、それぞれが、線源の外方を向いた１つの
封止端部と、内方を向いてプラグに固定された１つの開放端部とを有する外側金
属カプセルと、を備えた金属カプセル収容のブラキ治療線源が提供される。封止
端部とプラグの各端部との間に空間をつくってエンドチューブのそれぞれがプラ
グに溶接されている。少なくとも１つの放射性同位元素を含む少なくとも１つの
サブストレートが、それぞれのエンドチューブ内の空間にある。
【００１４】 本発明の特定の特徴によれば、プラグは、細長の環状部及び環状部内の重金属
コアを有する。また、環状部は、外側金属カプセルと同じ金属にて形成されてい
る。
コアを有する。また、環状部は、外側金属カプセルと同じ金属にて形成されてい
る。
【００１５】 本発明のその他の特定の特徴によれば、エンドチューブ内の空間のそれぞれに
複数のサブストレート粒子が配置され、各空間の外側端部から内側端部に向って
放射能強度が減少している。一例としては、エンドチューブ内の空間のそれぞれ
に２つのサブストレート粒子が配置され、外側のサブストレート粒子の放射能は
内側のサブストレート粒子の放射能の２倍である。
複数のサブストレート粒子が配置され、各空間の外側端部から内側端部に向って
放射能強度が減少している。一例としては、エンドチューブ内の空間のそれぞれ
に２つのサブストレート粒子が配置され、外側のサブストレート粒子の放射能は
内側のサブストレート粒子の放射能の２倍である。
【００１６】 本発明の広い目的は、現在入手可能な同種の線源に比べて放射線出力の等方性
が改善された、安全で、効果的で、筒状カプセル収容の低エネルギーブラキ治療
線源を提供することにある。
が改善された、安全で、効果的で、筒状カプセル収容の低エネルギーブラキ治療
線源を提供することにある。
【００１７】 本発明の特定の目的は、放射能要素を線源の端部側に大幅に偏らせて配置する
ことにより、現在入手可能な線源のカプセル壁において生じる放射線の減衰を補
償することにある。
ことにより、現在入手可能な線源のカプセル壁において生じる放射線の減衰を補
償することにある。
【００１８】 本発明のその他の特定の目的は、線源カプセルのシール溶接のための状況を従
来の線源設計に比べて改善し、放射線出力の対称性を改善し、カプセル強度の信
頼性を改善することにある。
来の線源設計に比べて改善し、放射線出力の対称性を改善し、カプセル強度の信
頼性を改善することにある。
【００１９】
好ましい実施形態においては、カプセルの材料はチタン及びプラチナ−イリジ
ウム合金金属であり、放射性物質を保持するサブストレートはバインダーを含む
ゼオライトから成る球状ビードであり、放射性同位元素はパラジウム１０３又は
ヨウ素１２５のいずれかである。
ウム合金金属であり、放射性物質を保持するサブストレートはバインダーを含む
ゼオライトから成る球状ビードであり、放射性同位元素はパラジウム１０３又は
ヨウ素１２５のいずれかである。
【００２０】 図１は、金属カプセルの構成要素を組み立てた、溶接されていない状態を示す
。カプセルは３つの部分から成る。一方の端部が開放され、他方の端部が丸めら
れて封止された、２つの同一のチタン製エンドチューブ１１、及び同心のプラチ
ナ−イリジウム合金コア１３を有する環状のチタン製プラグ１２である。エンド
チューブの各端部は環状のチタン製プラグ１２に圧嵌めされている。環状のチタ
ン製プラグは、低い輪郭を持つ中央円周***部１４を有する。この***部は、エ
ンドチューブを取り付ける際の止め部として、またアラインメントとして機能し
、さらに、溶接位置において追加のチタンを提供する。
。カプセルは３つの部分から成る。一方の端部が開放され、他方の端部が丸めら
れて封止された、２つの同一のチタン製エンドチューブ１１、及び同心のプラチ
ナ−イリジウム合金コア１３を有する環状のチタン製プラグ１２である。エンド
チューブの各端部は環状のチタン製プラグ１２に圧嵌めされている。環状のチタ
ン製プラグは、低い輪郭を持つ中央円周***部１４を有する。この***部は、エ
ンドチューブを取り付ける際の止め部として、またアラインメントとして機能し
、さらに、溶接位置において追加のチタンを提供する。
【００２１】 図２は、線源の溶接領域の拡大図であり、環状プラグ２３の***部２２に対し
て接合されたエンドチューブ壁２１を示している。
て接合されたエンドチューブ壁２１を示している。
【００２２】 図３は、４つのゼオライトビードサブストレート３１を持つ溶接された線源を
示す。放射性成分は、線源の中に対称に分布され、ケミカルボンディング又はフ
ィズィカルエントラップメントによってゼオライトビードにしっかりと着けられ
ている。両エンドチューブを環状部に及び互いに固定するために単一の周囲溶接
３２が実施され、完成された線源は溶接密閉される。
示す。放射性成分は、線源の中に対称に分布され、ケミカルボンディング又はフ
ィズィカルエントラップメントによってゼオライトビードにしっかりと着けられ
ている。両エンドチューブを環状部に及び互いに固定するために単一の周囲溶接
３２が実施され、完成された線源は溶接密閉される。
【００２３】 図４は、２つのゼオライトビードサブストレート４１を持つ線源を示す。プラ
チナ−イリジウム合金コア４２の長さは、カプセル内でのゼオライトビードの動
きを可能にする自由空間を制限するように決定され、１つの線源あたりのゼオラ
イトビードの数が２つなのか、或いは４つなのかに依存する。
チナ−イリジウム合金コア４２の長さは、カプセル内でのゼオライトビードの動
きを可能にする自由空間を制限するように決定され、１つの線源あたりのゼオラ
イトビードの数が２つなのか、或いは４つなのかに依存する。
【００２４】 チタン製環状部１２、２３は溶接のための良好なバッキングを提供し、このた
め、溶接プロセスにおけるカプセル壁の貫通を避けることができる。チタン製環
状部１２、２３及びプラチナ−イリジウム合金コア１３、４２が一緒になって、
線源の溶接の際に放射性成分が受ける温度イクスカーションを抑制するヒートシ
ンクを提供するための十分なバルクが確保される。これにより、ヨウ素１２５の
ようなある種の放射性同位元素が揮発して噴出する可能性が低減される。溶接３
２の位置は、溶接ビードでのフォトン吸収による放射線出力の対称性及び均一性
への悪影響を低減する。環状部の重いプラチナ−イリジウム合金コア１３，４２
は、線源を検出するために及びインプランテーション後に体外からその方位を決
定するために、線形Ｘ線マーカーとして機能する。カプセルの均一な厚さの壁及
びエンドチューブ内の球状ビードサブストレート３１、４１の密接係合は、それ
ぞれ、放射線出力の対称性及び安定性を向上させる。放射能の位置がカプセルの
端部の方向に大きく偏っているので、カプセル壁での放射線の減衰が補償され、
同種の線源に比較して等方性が向上する。サブストレートビードを２つから４つ
にすることで、線源の長さを増大させることができる。この場合、外側２つのビ
ードの放射能量と、内側２つのビードの放射能量との比を変えることにより、放
射線等方性の程度を調整することができる。
め、溶接プロセスにおけるカプセル壁の貫通を避けることができる。チタン製環
状部１２、２３及びプラチナ−イリジウム合金コア１３、４２が一緒になって、
線源の溶接の際に放射性成分が受ける温度イクスカーションを抑制するヒートシ
ンクを提供するための十分なバルクが確保される。これにより、ヨウ素１２５の
ようなある種の放射性同位元素が揮発して噴出する可能性が低減される。溶接３
２の位置は、溶接ビードでのフォトン吸収による放射線出力の対称性及び均一性
への悪影響を低減する。環状部の重いプラチナ−イリジウム合金コア１３，４２
は、線源を検出するために及びインプランテーション後に体外からその方位を決
定するために、線形Ｘ線マーカーとして機能する。カプセルの均一な厚さの壁及
びエンドチューブ内の球状ビードサブストレート３１、４１の密接係合は、それ
ぞれ、放射線出力の対称性及び安定性を向上させる。放射能の位置がカプセルの
端部の方向に大きく偏っているので、カプセル壁での放射線の減衰が補償され、
同種の線源に比較して等方性が向上する。サブストレートビードを２つから４つ
にすることで、線源の長さを増大させることができる。この場合、外側２つのビ
ードの放射能量と、内側２つのビードの放射能量との比を変えることにより、放
射線等方性の程度を調整することができる。
【００２５】 寸法に関して、図３及び図４の線源は、例えば、長さは３から１０ミリメート
ルであり、直径は０．５から１．５ミリメートルである。エンドチューブの均一
な壁厚は、例えば，０．０２から０．２ミリメートルである。その他の構成要素
の寸法は、密接係合するように設定される。概ね、球状サブストレートの寸法は
、０．３から１．３ミリメートルである。
ルであり、直径は０．５から１．５ミリメートルである。エンドチューブの均一
な壁厚は、例えば，０．０２から０．２ミリメートルである。その他の構成要素
の寸法は、密接係合するように設定される。概ね、球状サブストレートの寸法は
、０．３から１．３ミリメートルである。
【００２６】 ゼオライトは、自然に生じ又は合成にて粉末形状にできる結晶モレキュラーシ
ーブのクラスである。これは、他の化学種をその構造の中に受け入れる、オープ
ンなアルミノ−シリケイトフレームワークを有する熱的に安定な無機混合物であ
る。その関連特性としては、良好な熱及び放射線耐性、有機樹脂と同等なカチオ
ン交換容量、各種放射性ヨウ素種の良好な吸収及び保持容量、構成要素の低い密
度及び小さな原子番号、つまり低エネルギーフォトンの低い減衰、及びバインダ
ーを適切な寸法にて耐久性のあるペレット又は球状ビードの中に形成できること
があげられる。ゼオライト及び応用に関する包括的な情報として、テキストブッ
ク「ゼオライトモレキュラーシーブ」ドナルドＷ．ブレック、ジョン・ウィレイ
及びサンズインク、ニューヨーク（１９７４）があり、このテキストブックをこ
こに参考として組み入れる。
ーブのクラスである。これは、他の化学種をその構造の中に受け入れる、オープ
ンなアルミノ−シリケイトフレームワークを有する熱的に安定な無機混合物であ
る。その関連特性としては、良好な熱及び放射線耐性、有機樹脂と同等なカチオ
ン交換容量、各種放射性ヨウ素種の良好な吸収及び保持容量、構成要素の低い密
度及び小さな原子番号、つまり低エネルギーフォトンの低い減衰、及びバインダ
ーを適切な寸法にて耐久性のあるペレット又は球状ビードの中に形成できること
があげられる。ゼオライト及び応用に関する包括的な情報として、テキストブッ
ク「ゼオライトモレキュラーシーブ」ドナルドＷ．ブレック、ジョン・ウィレイ
及びサンズインク、ニューヨーク（１９７４）があり、このテキストブックをこ
こに参考として組み入れる。
【００２７】 預言的な具体例 それぞれが６ミリキューリーのパラジウム１０３放射能を収納する、チタン製
のカプセル収容の間質ブラキ治療線源を１００個製造する。各線源のパラジウム
１０３は、次のように分布する４つのゼオライトビードサブストレートに分割さ
れる。各外側ビードに２ミリキューリー、各内側ビードに１ミリキューリー。線
源は次のような寸法を有する。長さ４．５ミリメートル、直径０．８ミリメート
ル、エンドチューブ壁厚０．０５ミリメートル。
のカプセル収容の間質ブラキ治療線源を１００個製造する。各線源のパラジウム
１０３は、次のように分布する４つのゼオライトビードサブストレートに分割さ
れる。各外側ビードに２ミリキューリー、各内側ビードに１ミリキューリー。線
源は次のような寸法を有する。長さ４．５ミリメートル、直径０．８ミリメート
ル、エンドチューブ壁厚０．０５ミリメートル。
【００２８】 ０．６５ミリメートルのビード直径を有する４Ａタイプゼオライトビードの大
きなバッチが事前に得られる。カプセル部品のそれぞれの大きなバッチは、次の
寸法にて得られる。エンドチューブ：長さ２．２ミリメートル、外側直径０．８
ミリメートル、壁厚０．０５ミリメートル、チタン／プラチナ−インジウム合金
製環状プラグ：長さ１．７ミリメートル、本体直径０．７ミリメートル、コア直
径０．３ミリメートル、***部直径０．７５ミリメートル、***部幅０．１ミリ
メートル。環状プラグは、エンドチューブにぴったりと嵌まり、圧嵌めすると簡
単には外れないように寸法が決められる。
きなバッチが事前に得られる。カプセル部品のそれぞれの大きなバッチは、次の
寸法にて得られる。エンドチューブ：長さ２．２ミリメートル、外側直径０．８
ミリメートル、壁厚０．０５ミリメートル、チタン／プラチナ−インジウム合金
製環状プラグ：長さ１．７ミリメートル、本体直径０．７ミリメートル、コア直
径０．３ミリメートル、***部直径０．７５ミリメートル、***部幅０．１ミリ
メートル。環状プラグは、エンドチューブにぴったりと嵌まり、圧嵌めすると簡
単には外れないように寸法が決められる。
【００２９】 ４Ａゼオライトビードの少なくとも２００個のサブバッチが、ｐＨ１０．５の
アンモニア水酸化物中のパラジウム１０３の水溶液中に浸漬され、混合されて、
各ビードに２ミリキューリーのパラジウム１０３が等しく付与される。そして、
水溶液からビードが分離され、乾燥オーブンにて、最初は１１０℃で１時間、次
に３５０℃にて１時間、完全に乾燥される。同じくゼオライトビードの少なくと
も２００個のもう一方のバッチが処理されて、１ミリキューリーのパラジウム１
０３がそれぞれに付与された乾燥ゼオライトビードが製造される。
アンモニア水酸化物中のパラジウム１０３の水溶液中に浸漬され、混合されて、
各ビードに２ミリキューリーのパラジウム１０３が等しく付与される。そして、
水溶液からビードが分離され、乾燥オーブンにて、最初は１１０℃で１時間、次
に３５０℃にて１時間、完全に乾燥される。同じくゼオライトビードの少なくと
も２００個のもう一方のバッチが処理されて、１ミリキューリーのパラジウム１
０３がそれぞれに付与された乾燥ゼオライトビードが製造される。
【００３０】 ２ミリキューリーのパラジウム１０３が付与されたゼオライトビードは、開放
端部を上に向けて垂直に保持された２００個のチタン製エンドチューブのそれぞ
れに分配される。そして、１ミリキューリーのパラジウム１０３が付与されたゼ
オライトビードが、２００個の同じエンドチューブのそれぞれに分配され、２ミ
リキューリービードのそれぞれの上に１ミリキューリービードが配置される。次
に、プラチナ−イリジウム合金製コアを有するチタン製環状プラグが、ゼオライ
トビードを分配済みの１００個のエンドチューブの開放端部のそれぞれにしっか
りと嵌めこまれる。使用される圧力は、エンドチューブの元開放端部の周囲が環
状プラグ上の***部ストッパーにきっちりとあたるのに十分である。次に、プラ
グされた１００個のエンドチューブは逆さまにされ、それぞれの突出した環状プ
ラグが、プラグされていない残りの１００個のエンドチューブのそれぞれに嵌め
こまれる。次に、組み立てられた１００個の線源のそれぞれはアルゴン雰囲気で
レーザー溶接され、２つのエンドチューブの元開放端部と環状プラグの***部と
が接する場所の周囲に溶接密封を形成する。そして、線源は、医療センターに出
荷する前の表面洗浄、点検、及び試験を受ける。
端部を上に向けて垂直に保持された２００個のチタン製エンドチューブのそれぞ
れに分配される。そして、１ミリキューリーのパラジウム１０３が付与されたゼ
オライトビードが、２００個の同じエンドチューブのそれぞれに分配され、２ミ
リキューリービードのそれぞれの上に１ミリキューリービードが配置される。次
に、プラチナ−イリジウム合金製コアを有するチタン製環状プラグが、ゼオライ
トビードを分配済みの１００個のエンドチューブの開放端部のそれぞれにしっか
りと嵌めこまれる。使用される圧力は、エンドチューブの元開放端部の周囲が環
状プラグ上の***部ストッパーにきっちりとあたるのに十分である。次に、プラ
グされた１００個のエンドチューブは逆さまにされ、それぞれの突出した環状プ
ラグが、プラグされていない残りの１００個のエンドチューブのそれぞれに嵌め
こまれる。次に、組み立てられた１００個の線源のそれぞれはアルゴン雰囲気で
レーザー溶接され、２つのエンドチューブの元開放端部と環状プラグの***部と
が接する場所の周囲に溶接密封を形成する。そして、線源は、医療センターに出
荷する前の表面洗浄、点検、及び試験を受ける。
【００３１】 ステンレス鋼のようなその他のバイオコンパチブル材料は、線源カプセルの製
造材料として使用できる。金、銀、タンタル、タングステン及び六プラチナ元素
、及びこれらの元素の合金のようなその他の重金属は、Ｘ線マーカー材料として
プラチナ−イリジウム合金に替えて使用できる。球状ビード又はその他の特定の
形状のカーボン、炭、及びイオン交換樹脂のようなその他の材料は、放射性同位
元素のためのサブストレート材料として使用できる。セシウム１３１、サマリウ
ム１４５、テルビウム１６１及びツリウム１７０のようなその他の放射性同位元
素を使用できる。
造材料として使用できる。金、銀、タンタル、タングステン及び六プラチナ元素
、及びこれらの元素の合金のようなその他の重金属は、Ｘ線マーカー材料として
プラチナ−イリジウム合金に替えて使用できる。球状ビード又はその他の特定の
形状のカーボン、炭、及びイオン交換樹脂のようなその他の材料は、放射性同位
元素のためのサブストレート材料として使用できる。セシウム１３１、サマリウ
ム１４５、テルビウム１６１及びツリウム１７０のようなその他の放射性同位元
素を使用できる。
【００３２】 設計のバリエーションは、中央周囲溶接及び同様な形状の線源内の同様な放射
能分布を達成することにより進展するかもしれない。本発明は、そのようなバリ
エーションのすべてを企図し、包含する。
能分布を達成することにより進展するかもしれない。本発明は、そのようなバリ
エーションのすべてを企図し、包含する。
【００３３】 本発明を特定の実施形態との関連で記述したが、当業者には、前述の記載に照
らして多くの代替および変更が明白である。したがって、本発明は、添付の請求
の範囲の精神及び範囲内にあるすべての代替及び変更を包含する。上記の参考文
献は参考としてここに組み入れる。
らして多くの代替および変更が明白である。したがって、本発明は、添付の請求
の範囲の精神及び範囲内にあるすべての代替及び変更を包含する。上記の参考文
献は参考としてここに組み入れる。
【図１】 図１は、溶接されていない線源カプセルを内容物なしで組み立てた状態を示す
。
。
【図２】 図２は、図１に示したカプセルの溶接領域の詳細を示す。
【図３】 図３は、４つの放射性サブストレートビードを収納する溶接された線源を示す
。
。
【図４】 図４は、２つの放射性サブストレートビードを収納する溶接された線源を示す
。
。
Claims (24)
- 【請求項１】 本質的に筒状で、金属カプセル収容のブラキ治療線源において、 外側金属カプセルと、前記外側金属カプセルと同じ金属で形成された、前記外
側金属カプセルの中央内部の環状部と、前記環状部内を長手方向に延びる重金属
コアと、 前記外側金属カプセルの中央周囲にある１つ又は複数の低い輪郭の溶接を含み
、前記外側金属カプセルを前記環状部に固定して前記外側金属カプセルをシール
するための手段と、 それぞれに放射性同位元素が結合された複数のサブストレート粒子であって、
前記放射性同位元素が前記線源内に対称に分布し、前記線源の両端部の間で均等
に分けられ、前記線源の両端部の終端側に大幅に偏って位置するようにして、前
記外側金属カプセル内に配置されたサブストレート粒子と、を備え、 前記金属コアの長さは、前記線源の各端部における前記サブストレート粒子の
形状、寸法及び数によって決定される、ブラキ治療線源。 - 【請求項２】 前記外側金属カプセル及び前記環状部は、チタン又はチタン合金にて形成され
ている請求項１記載の線源。 - 【請求項３】 前記環状部の前記コアは、プラチナ−イリジウム合金金属にて形成されている
請求項１記載の線源。 - 【請求項４】 前記サブストレート粒子は２つのゼオライト球である請求項１記載の線源。
- 【請求項５】 前記サブストレート粒子は４つのゼオライト球である請求項１記載の線源。
- 【請求項６】 前記放射性同位元素はパラジウム１０３である請求項１記載の線源。
- 【請求項７】 前記放射性同位元素はヨウ素１２５である請求項１記載の線源。
- 【請求項８】 金属カプセル収容のブラキ治療線源において、 長手方向軸心を規定する本質的に筒状の部分を有する細長プラグと、 前記長手方向軸心に整合された２つの金属エンドチューブを含む外側金属カプ
セルであって、それぞれが、前記線源の外方を向いた１つの封止端部と、内方を
向いて前記プラグに固定された１つの開放端部とを有し、前記封止端部と前記プ
ラグの各端部との間に空間をつくって前記エンドチューブのそれぞれが前記プラ
グに溶接されている、外側金属カプセルと、 少なくとも１つの放射性同位元素を含む少なくとも１つのサブストレートが、
それぞれの前記エンドチューブ内の前記空間にある、ブラキ治療線源。 - 【請求項９】 両方の前記開放端部が単一の周囲溶接によって前記プラグに接合されている請
求項８記載の線源。 - 【請求項１０】 前記エンドチューブの前記封止端部は丸められている請求項８記載の線源。
- 【請求項１１】 前記プラグは、細長の環状部及び前記環状部内の重金属コアを有する請求項８
記載の線源。 - 【請求項１２】 前記環状部は前記外側金属カプセルと同じ金属にて形成されている請求項１１
記載の線源。 - 【請求項１３】 ２つの前記エンドチューブのそれぞれが、前記各エンドチューブの周囲の１つ
又は複数の低い輪郭の溶接によって前記プラグにシールされている請求項８記載
の線源。 - 【請求項１４】 前記各サブストレートはそれに結合された前記放射性同位元素を有し、前記放
射性同位元素は、前記線源内で対称に分布し、前記線源の両端部の間で均等に分
けられ、前記線源の両端部の終端側に大幅に偏って位置している請項８記載の線
源。 - 【請求項１５】 前記環状部及び前記外側金属カプセルは、チタン又はチタン合金製である請求
項１１記載の線源。 - 【請求項１６】 前記コアは、プラチナ−イリジウム合金金属、金、銀、タンタル、タングステ
ン、六プラチナ元素、及びそれらの合金から成る群から選択された材料で形成さ
れている請求項１５記載の線源。 - 【請求項１７】 前記空間のそれぞれが１つのゼオライト球サブストレートを有する請求項８記
載の線源。 - 【請求項１８】 前記空間のそれぞれが２つのゼオライト球サブストレートを有する請求項８記
載の線源。 - 【請求項１９】 前記放射性同位元素はパラジウム１０３である請求項８記載の線源。
- 【請求項２０】 前記放射性同位元素はヨウ素１２５である請求項８記載の線源。
- 【請求項２１】 前記環状部は、低い輪郭の中央周囲***部を有し、この***部は、前記エンド
チューブを取り付ける際の止め部として且つ整合補助として機能すると共に溶接
時の追加のチタンを提供する請求項１６記載の線源。 - 【請求項２２】 前記環状部は、前記外側金属カプセルと同じ材料で形成されている請求項１１
記載の線源。 - 【請求項２３】 前記エンドチューブ内の前記空間のそれぞれに複数のサブストレート粒子が配
置され、前記各空間の外側端部から内側端部に向って放射能強度が減少している
請求項８記載の線源。 - 【請求項２４】 前記エンドチューブ内の前記空間のそれぞれに２つのサブストレート粒子が配
置され、外側の前記サブストレート粒子の放射能は内側の前記サブストレート粒
子の放射能の２倍である請求項８記載の線源。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US7455098P | 1998-02-12 | 1998-02-12 | |
| US60/074,550 | 1998-02-12 | ||
| PCT/CA1999/000112 WO1999040970A1 (en) | 1998-02-12 | 1999-02-09 | Encapsulated low-energy brachytherapy sources |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2002502676A true JP2002502676A (ja) | 2002-01-29 |
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Family
ID=22120163
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000531221A Pending JP2002502676A (ja) | 1998-02-12 | 1999-02-09 | カプセル収容の低エネルギーブラキ治療線源 |
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|---|---|
| US (1) | US6099458A (ja) |
| EP (1) | EP1054707B1 (ja) |
| JP (1) | JP2002502676A (ja) |
| CN (1) | CN1198668C (ja) |
| AU (1) | AU745288B2 (ja) |
| CA (1) | CA2261338A1 (ja) |
| DE (1) | DE69924973T2 (ja) |
| WO (1) | WO1999040970A1 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
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| IL136124A0 (en) * | 1997-11-14 | 2001-05-20 | Du Pont Pharm Co | Process for the selective oxidation of organic compounds |
| US6080099A (en) * | 1998-08-12 | 2000-06-27 | Syntheon, Llc | Radioactive therapeutic seeds |
| DE19850203C1 (de) * | 1998-10-23 | 2000-05-31 | Eurotope Entwicklungsgesellsch | Radioaktive Jod-125-Seeds basierend auf Keramikträgern und Verfahren zur Herstellung dieser Seeds |
| DE69925629T2 (de) * | 1998-11-20 | 2006-05-04 | Amersham Health As | Verfahren und vorrichtung zum schweissen |
| US6482143B1 (en) * | 1999-02-28 | 2002-11-19 | Syntheon, Llc | Raidoactive therapeutic seed having selective marker configuration |
| US6575888B2 (en) | 2000-01-25 | 2003-06-10 | Biosurface Engineering Technologies, Inc. | Bioabsorbable brachytherapy device |
| AU2003267309A1 (en) | 2000-11-16 | 2004-04-08 | Microspherix Llc | Flexible and/or elastic brachytherapy seed or strand |
| US6746661B2 (en) * | 2000-11-16 | 2004-06-08 | Microspherix Llc | Brachytherapy seed |
| US6527693B2 (en) * | 2001-01-30 | 2003-03-04 | Implant Sciences Corporation | Methods and implants for providing radiation to a patient |
| US20020169354A1 (en) | 2001-05-10 | 2002-11-14 | Munro John J. | Brachytherapy systems and methods |
| US6471632B1 (en) * | 2001-05-18 | 2002-10-29 | Syntheon, Llc | Radioactive therapeutic seeds |
| US6723052B2 (en) | 2001-06-07 | 2004-04-20 | Stanley L. Mills | Echogenic medical device |
| JP4166691B2 (ja) * | 2001-08-03 | 2008-10-15 | タイコ ヘルスケア グループ エルピー | 組織マーキング装置および方法 |
| IL147898A (en) * | 2002-01-30 | 2007-05-15 | Yuval Golan | A method of treating cancer based on the Ugar effect |
| US7410458B2 (en) * | 2003-11-12 | 2008-08-12 | Isoray Medical, Inc. | Brachytherapy implant seeds |
| WO2006012153A1 (en) * | 2004-06-28 | 2006-02-02 | Isoray Medical, Inc. | Method of separating and purifying cesium-131 from barium nitrate |
| US7517508B2 (en) * | 2004-07-26 | 2009-04-14 | Isoray Medical, Inc. | Method of separating and purifying Yttrium-90 from Strontium-90 |
| EA009820B1 (ru) * | 2004-07-28 | 2008-04-28 | Айсорей Медикал, Инк. | Способ отделения и очистки цезия-131 от карбоната бария |
| EP1784838A2 (en) * | 2004-08-18 | 2007-05-16 | Isoray Medical, Inc. | Method for preparing particles of radioactive powder containing cesium-131 for use in brachytherapy sources |
| US7350479B2 (en) * | 2004-09-10 | 2008-04-01 | United States Of America As Represented By The Secretary Of The Army | System and method for controlling growth of aquatic plants utilizing bio-eroding means implanted in triploid grass carp |
| 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 |
| 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 |
| EP2083919B1 (en) * | 2006-10-02 | 2012-11-21 | Gad Shani | Thulium-based capsule and devices for use in high dose rate brachytherapy |
| EP2121129B1 (en) * | 2007-03-12 | 2011-01-12 | Ben-Gurion University Of The Negev Research And Development Authority | Thulium-containing low dose rate brachytherapy seed |
| US8663210B2 (en) | 2009-05-13 | 2014-03-04 | Novian Health, Inc. | Methods and apparatus for performing interstitial laser therapy and interstitial brachytherapy |
| PL3143627T3 (pl) * | 2014-05-13 | 2019-01-31 | Qsa Global Inc. | Urządzenie i sposób dla wzmocnionych źródeł promieniowania gamma irydu |
| CN108028084B (zh) * | 2015-07-28 | 2021-06-18 | 伊利诺斯工具制品有限公司 | 用于射线照相应用的源丝组件 |
| EP3465697B1 (en) * | 2016-05-24 | 2020-03-25 | QSA Global Inc. | Low density spherical iridium source |
| RU2763750C2 (ru) | 2017-05-11 | 2022-01-10 | Альфа Тау Медикал Лтд. | Полимерные покрытия для брахитерапевтических устройств |
| JP2021519126A (ja) | 2018-04-02 | 2021-08-10 | アルファ タウ メディカル リミテッド | 放射性核種の管理された放出 |
| WO2019246073A1 (en) * | 2018-06-19 | 2019-12-26 | Qsa Global Inc. | Low density iridium source |
| 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 |
| IL303002A (en) | 2020-12-16 | 2023-07-01 | Alpha Tau Medical Ltd | Radiotherapy by diffuse alpha emitters with increased beta therapy |
| US11964168B2 (en) | 2021-06-10 | 2024-04-23 | Alpha Tau Medical Ltd. | Diffusing alpha-emitter radiation therapy for prostate cancer |
| US12064643B2 (en) | 2021-06-10 | 2024-08-20 | Alpha Tau Medical Ltd. | Diffusing alpha-emitter radiation therapy for breast cancer |
| US12042668B2 (en) | 2021-06-10 | 2024-07-23 | Alpha Tau Medical Ltd. | Diffusing alpha-emitter radiation therapy for squamous cell carcinoma |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US1753287A (en) | 1925-05-15 | 1930-04-08 | Failla Gioacchino | Method and means for applying radium emanation |
| 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 |
| US4323055A (en) | 1980-04-08 | 1982-04-06 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | Radioactive iodine seed |
| 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 |
| US4891165A (en) * | 1988-07-28 | 1990-01-02 | Best Industries, Inc. | Device and method for encapsulating radioactive materials |
| US5342283A (en) | 1990-08-13 | 1994-08-30 | Good Roger R | Endocurietherapy |
| US5405309A (en) * | 1993-04-28 | 1995-04-11 | Theragenics Corporation | X-ray emitting interstitial implants |
| US6007475A (en) * | 1998-08-12 | 1999-12-28 | Cns Technology, Inc. | Radioactive therapeutic seeds |
-
1999
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