介入埋植放射性物质对肿瘤及其它病患进行局部处理是由来已久 的公认的治疗方式。放射性埋植物用于提供放射治疗以减少或者防止无 法手术摘除的肿瘤增生。放射性埋植物还用于防止肿瘤摘除区域回流的 淋巴结内微观淤积物的增生。埋植物还用于摘除肿瘤后对手术后肿瘤的 基床进行照射。直接将放射源埋植在实体瘤中以杀灭肿瘤的治疗称为抵 近治疗。
治疗动脉梗塞等病时，也可以用抵近治疗来防止组织增生。例如， 治疗动脉粥样硬化症，在用气囊血管扩张术或其它方法打通梗塞或狭窄 的血管以后，可以利用抵近治疗来抑阻血管的再狭窄。这些抵近治疗涉 及短时间地施用强放射源。施用时间可短到数分钟。故这类抵近治疗可 与下列对肿瘤的治疗形成对比，即在治疗肿瘤时要求长时间地施用低强 度放射源，照射的时间可以以小时或天数计，甚至于可涉及永久性埋 植。
用埋植法在局部施用放射线进行病患治疗是把治疗集中在邻接组 织上，有利地把不需要受到辐射的远距离组织所受放射线作用降到最低 量。把放射源直接埋植肿瘤往往允许比不直接埋植采用更大的放射剂 量，因为放射线直接施用在需照射的地方。在非癌症的治疗场合下，抵 近治疗的局部应用也可以比其它手段所能采用的治疗强度要大。
在已有技术中，抵近治疗“源”一般地短时间埋植，并且往往是高 强度放射源。例如，已经在子宫之类的体腔内安置镭226封壳或铯137 封壳于器官空腔中完成照射。另一例子是，在瘤体内手术插入镭针或者 铱-192片治疗肿瘤。更有一些例子采用金-198或者氡-222作放射 源。这些同位素需要小心操作，因为它们发出高能量并且有强穿透力的 辐射，可能使医务人员以及受治疗患者的正常组织受到显著的照射作 用。用此类放射源进行治疗要求医院建立屏蔽间，为医务人员提供适宜 的防护并且制定管理放射危害的章程。
已有技术的介入抵近治疗使用针或者片，有不可避免照射正常组织 的特点。例如，在采用高能量同位素时肿瘤周围正常组织会受到照射， 即使放射剂量按距放射源距离的二次方衰减。采用利用镭226，铯-137 或者铱-192的装置的抵近治疗对患者和有关医务人员双方都是有害 的，原因在于这些放射性发射的高能量。埋植的放射性物体只能暂时保 留在位，因此患者必须经受埋植和取出两个过程。医务人员也因此两次 遭受放射危害。
已有技术中采用长期或永久性埋植的抵近治疗，放射性装置常被称 为“种子”。放射性种子被直接埋植到病患组织中，这种形式的治疗称 为介入抵近治疗。它可与腔内治疗加以区别，这里放射种子或放射源安 置在适当的施放器上，用以由腔内对体腔壁进行照射。
装置从埋植的位置发生漂移是现有碘-125和钯-103永久性埋植 抵近治疗装置有时遇到的一个问题，因为没有可靠地固定装置的手段。
已有技术公开了可以临时或者永久埋植的碘种子。已有技术公开的 碘种子具有密封在一个焊接的金属管中的载体，放射性核素吸附在载体 上。此类种子相对地小，并且为了达到治疗效果常在人体内埋植多个种 子。现有的技术中所述的此类种子个体还由于其构形固有地产生不均匀 放射场。
现有的技术还公开了把铱金属封入塑料管中构成的放射源。然后这 些放射源临时性地埋植在可达到组织中达数小时或者数天时间。这些放 射源须要取走，因此，其应用限于易于达到的身体位置。
现有技术种子典型地依据不同的同位素采用不同的形成方式。因 此，现有技术种子的形状是由所采用的同位素的具体特性决定的。所 以，现有技术一个具体形式的种子只能从使用的特定同位素中提供窄能 量范围的放射。
公开的抵近治疗种子，举例来说，有卡登(Carden)的美国专利 5,405,165，鲁宾(Roubin)的美国专利5,354,257，古德(Good)的美国专 利5,342,283，素坦恩泰利安(Suthanthirian)的美国专利4,891,165，拉 塞尔(Russell)等的美国专利4,702,288，库比亚托维克兹(Kubiatowicz) 的美国专利4,323,055及劳伦斯(Lawrence)的美国专利3,351,049，本文 引述这些公开材料以作参考。
卡登(Carden)公开的抵近治疗种子源有一个小的园柱体或小丸，上 边用电镀施加钯-103和非放射性钯混合物。在钯-103上加钯使电镀 得以完成并且可以调节得出种子的总放射强度。丸球放在钛制管中，管 的两端加以密封。此公开的发明没有提供把种子源固定在患者的组织中 以保证正确施发辐射的手段。该种子源的设计使得源由于放射性材料仅 位于丸球上而产生一个不对称放射场。该专利还公开了使用端帽来密封 管子，并且在管子中丸间安放放射影像示踪标记。
鲁宾(Roubin)的专利涉及放射性铱金属抵近治疗装置，没在侵入性 最小的血管内医疗装置中以提供体腔内放射性治疗。该专利公开了柔性 延伸构件，可以通过导管插入以送达需要进行放射治疗的位置，这可以 通过体内的血管完成。
古德(Good)的专利公开了象微球、线和条片之类固体构造的元件上 喷溅施敷放射性金属的方法。此方法还公开了施用保护层和辨识层。所 公开的还有成品的固体、多层、无缝元件，可以在腔内施放装置中个别 地或组合地埋植。
素坦恩泰利安(Suthanthirian)的专利涉及生产抵近治疗种子源并且 公开了一种生产这种源采用的技术。该专利公开了一种采用两个或多个 带闭合底部的互配合套筒的封装技术。一个套筒的开口端部设计来承接 一个稍小直径的第二套筒的开口端部。该专利公开了一起滑动两个套筒 以形成密封的源。素坦恩泰利安(Suthanthirian)方法形成的种子可比卡登 (Carden)公开的种子有更均匀的放射场。然而，素坦恩泰利安 (Suthanthirian)公开的种子没有提供可靠地把种子安放在患者组织中的 手段。
拉塞尔(Russell)等的专利涉及抵近治疗种子源的生产，即用核反应 堆产生的中子把富含同位素的钯--102嬗变为钯-103。拉塞尔 (Russell)专利还公开了带有密封末端的钛种子，与卡登(Carden)的专利相 似，含有多个零件。以此方法制造的种子产生的放射场各向同向性差。
库比亚托维克兹(Kubiatowicz)的专利叙述了一种端部用激光、电子 束或者惰性气体保护下用钨焊接的钛种子。被公开的种子的放射性组件 是一根上边化学吸附了放射性同位素碘-125的银棒。用此法生产的种 子也易于产生不对称的放射场，而且没有提供把种子附着在患者体内施 用部位的手段。
劳伦斯(Lawrence)的专利公开了一种带密封末端的钛或者塑料制 壳的放射性种子。被公开的种子含有各种园柱形或丸球形部件，在上边 混有一种放射性同位素：碘-125、钯-103、铱-192或者铯-131。 所公开的种子的结构产生一个非均匀的放射场而且没有提供把种子准 确地放置在需要受照射的组织中的手段。
目前通用的抵近治疗种子不易于与缝合材料结合。例如，在生产当 前使用的碘-125种子的时候将其放在缝合材料的内部。然而插入的过 程繁琐而且费时，并且有可能使有关生产人员受到明显的放射作用。另 外，由于放射性同位素的自然衰变，如此生产的缝合材料搁置寿命短。 作为第二个例子，制造目前使用的钯-103种子的生产工艺导致种子的 封接末端不平整。由于末端不平整使插入非常困难，封壳不能放进缝合 材料内部。现有技术中制造刚性棒，先把种子插入缝合材料，然后经过 热处理形成含种子的刚性的棒。这些棒难于生产，非常地易损坏且水湿 敏感。目前通用抵近治疗技术要求大多数内科医生使用已经把种子预装 在内部的缝合材料。类似地，外科医生使用的抵近治疗用的刚性材料是 预制的并且是买来就现成的。
发明阐述
本发明提供一种新颖的通用抵近治疗装置，用于恶性瘤或其它可用 放射治疗的疾病的介入性放疗。本发明的装置有一个带有二端开口的空 腔的中空管支架。该装置的中空管支架具有一个放射性层，用一个密封 层封合以防止放射性材料与患者的组织和体液接触。
本发明的中空管支架有一个中空心管形的具有内、外表面的种子衬 底。本发明的其它实施方案具有穿通空心管管壁的孔洞。在具有穿通空 心管管壁的孔洞的实施方案中，这些孔洞可以朝向任何方向开。本装置 的各种元件可以用钛或者其它生物适应性金属制造，也可以用例如塑料 等合成材料制造。
本装置的管的外表面上安置一层放射源材料。装置的管的外表面上 还可以铺设其它材料如放射造影可观察的材料。整个装置设有完全密封 管子外表面的、生物适应的、可透过放射线的表面密封层。
本文公开的发明的一个目的是为依照标准的抵近治疗方法，例如在 肿瘤组织内介入植放放射源比照射并从而杀死恶性细胞，提供改进了的 肿瘤之类疾病的治疗。
本文公开的发明的一个目的是专为方便外科、泌尿科、放疗、放射 科医生以及其它使用抵近治疗装置治疗患者的人员的工作提供一种抵 近治疗装置。空心管的结构可以使装置和外科中普遍采用的缝合材料之 间相互关联简单而且有效。简而言之，本文公开的装置的空心管的形状 可以使缝合材料、刚性棒或其它生物适应的联接构件从管中穿过，以此 方法相对于治疗空间固定其位置。缝合材料、刚性棒或其它生物适应性 联接构件可以在手术时穿过装置，也可以把装置相对于其它类似装置进 行定位。这种灵活性使外科医生能够有效地对患者的术前检查未发现的 情况作出反应。
本文公开的发明的结构可以使装置与外科通用的缝合材料之间的 相互关联简单而有效。因此，本文公开的抵近治疗装置对种子联接在柔 性缝合材料上的抵近治疗形式特别适用，从而，在这种治疗形式中，在 释放放射剂量的同时种子靠缝合在瘤组织中保持依从治疗需要的陈 列。如此，大大加速并简化了施放抵近治疗装置的过程，大大提高了安 放在肿瘤中的准确性并且减少了医务人员面临的危害。
本发明的空心管的特征也特别适用于种子与刚性的生物适应性材 料接合的抵近治疗形式。这些材料在种子释放放射剂量的同时在瘤组织 中把种子保持在固定的陈列中。以与上述方式相似的方法，所公开的装 置可以简单地套在常用的刚性支架材料上形成适当的陈列。例如本文公 开的空心管形抵近治疗装置可以靠在空腔中穿过一根外科不锈钢线或 塑料外科丝线加以使用。然后穿线材料可以用来把装置固定在导管上。 然后用导管把阵列安放在需要抵近治疗的地方。
本文公开的装置的最佳外形尺寸可以是直径约0.8mm、长度约 4.5mm。种子这样大小的优点是可以用现有的设备埋植本发明的装置。 从而可以避免要求医生对器械进行改进，并且不改变现行手术方法就可 以采用本发明的加有种子衬底的抵近治疗装置。可选择地，根据要放置 装置的具体用途，种子衬底的尺寸也可有别于上述尺寸。对于内行人员 此不同的尺寸是很明了的。
本文公开的装置设计来向活体中空间上充分定义和限定了的一块 不健全释放治疗剂量放射线。这样的装置做成空心管形使得可用缝合材 料、刚性棒或其它生物适应的接合件穿过去，相对于其它类似装置固定 它的位置。穿线联接件还能够把装置相对于治疗空间定位。
本发明的空心管结构还使组织可以向装置内增生。这种组织增生可 以把装置固定在施放地点，从而减少移位的可能性。在设有孔洞的实施 方案中，孔洞还为体液和组织进入管内空间提供了通道。
本发明的另一个目的是提供装置的一种实施方案，具有由基本上对 治疗用同位素发射的放射线可穿透的材料制成的管形中心衬底。这种材 料可为钛、石墨、不锈钢、钽、铪或者锆。中心管也可以用聚丙烯、聚 对苯二甲酸乙二醇酯、尼龙、聚亚胺酯、聚苯氧混合物、聚苯砜、聚砜、 聚醚砜、聚苯硫、苯醚醚酮、聚醚亚酰胺或液晶聚合物等塑料制成。
本文公开的发明的实施方案的放射性材料覆盖在空心管形种子衬 底的外表面上并受密封层的保护。适宜的放射性同性素为钯-103或碘 -125。其它放射出所需治疗特性放射线的同位素如金-198、钇-90 及磷-32等也可以均匀地沉积在管子的外表面。这一层中的放射性材 料可以是敷放时就已经有放射性的，如采用钯-103或者碘-125，也 可以是采用前体同位素如金-197、钇-89、铱-191或者钯-102， 它们可以敷放后在位嬗变，如下文所详细公开的那样。
本发明的另一个实施方案中公开了一种非放射性的前体种子。在这 个实施方案中，先在空心管状种子衬底镀上一种适当的、可以用中子轰 击而在位嬗变成所需要的发出放射线的同位素的非放射性同位素，如此 可以制备装置的放射线发射层。这层材料可为金-197、钇-89、铱 -191或者钯-102。受到中子照射，金-197嬗变为“金-198”(实 际上是金-198和金-199混合物)，半衰期为2.7天，具有适于抵近治 疗的放射线辐射特性。为简单起见下文把这样嬗变产生的这种同位素称 为“金-198”。类似的过程或称嬗变可用来由钇-89产生钇-90或 者由钯-102产生钯-103。
该技术的特殊优点是可以调节中子照射的时间和强度，从而在成品 装置中达到具体要求的放射活性。中子照射技术利用了这样一个事实： 钛和一些其它低原子量金属的核截面小从而基本上不受中子照射的影 响。本发明该实施例的另一个优点是在装置的实际生产中根本不使用放 射性材料。第三个优点是生产出的装置可以无限期保存，当需要时可以 用核反应堆、加速器或者其它适当的中子源产生的中子照射变得有放射 性。
在本发明的这种实施方案中，首先把可嬗变的非放射性同位素镀在 空心管状种子衬底上。然后，镀好的空心管种子衬底插入一个等长的或 在外管是模锻成的时稍长的紧密配合的外管中，此外管提供密封层。这 个外管可以是钛等金属的，而且制造得使这一密封构件也就是外管紧贴 敷着放射性同位素和放射造影可观察带(如果有)的内管而与之配合。 内管和外管的末端模锻在一起，并且，例如采用激光焊接，接合在一起 成为密封的装置。如此形成的密封装置具有双层壁的管子的构形。密封 层还可以用不锈钢、钽、铪或锆等形成。
或者，外管也可以是合成材料的，如前文所提的塑料中的一种，制 造得使这一密封构件或外管紧贴敷着放射性同位素和放射造影可观察 带(如有)的内管而与之配合。在采用塑料密封构件时，内管和外管的 末端可以用胶合、热封、溶结或超声波焊接等常规技术密封。
在密封层的另一个实施方案中，把基本上对治疗用同位素发出的射 线可穿透的材料层沉积在表面上。例如，密封层可以用化学蒸气沉积的 热解石墨或原子蒸气沉积的钛之类的材料制造。密封层还可以用石墨、 钽、铪或锆等制造，或者碳化钛、氮化钛、碳氮化钛、氮化铪或者氮化 锆制造。
再或者，本文公开的发明的另一个实施方案中，密封层可基本上由 有机覆盖层构成，例如热缩塑料形成的覆盖层、溶剂蒸发形成的覆盖 层、化学聚合反应产生的覆盖层或围绕装置注塑形成的覆盖层等。这样 的有机涂层可以是聚丙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯、尼龙、聚亚胺酯、 聚苯氧混合物、聚苯砜、聚砜、聚醚砜、聚苯硫、苯醚醚酮、聚醚亚酰 胺或液晶聚合物。
本发明的另一个特点为采用远后装填技术的情况提供了优越性。例 如，可以采用脑中临时植埋埋植物的远后装填。本文公开的抵近治疗装 置的形式具有优点，因为加入到这些源中的同位素(钯-103或碘- 125)放射平均能量为20至30keV间的X射线。这一低能量的结果是 大大简化了屏蔽。例如，半值厚度(把源中发射的放射剂量降低到50 ％所需求的铅的厚度)对钯-103来说仅是0.006mm，而对碘-125来 说仅为0.02mm。
因为本文公开的装置易于屏蔽，远后装填涉及的通常与抵近治疗技 术相联系的大多数特点不适用了。采用本文公开的装置一般不需要把放 射源从屏蔽的容器中远距离移送到植入患者的管子中。类似地，采用本 文公开的装置一般地避免了在治疗过程中把患者隔离到屏蔽间中的必 要性。本装置的其它实施方案中所用的同位素发出β粒子而不是电磁放 射线。这些发出β粒子的实施方案的优点是，它们可以用比目前采用的 后装填源所需的屏蔽小得多的塑料和铅的组合物进行有效的屏蔽。
埋植以后源的定位很重要，因为准确了解源的位置和指向可以确认 它们位于医疗计划所特定的位置并且因此在治疗的空间中提供分布适 当的放射线剂量。为了提供借以能够在埋植后为装置定位的手段，本发 明的一个实施方案用金、铂或其它适宜的高原子量元素等放射照影不可 穿透的材料沉积在装置上形成，最好是靠近装置中心表面上的一条带。 这种对放射不可穿透的材料使得可以通过常规的放射造影的方法使埋 植的装置显现，并使得治疗中能够准确地确定位置和方位。
如果在本发明带有可用放射造影观察的材料带的实施方案上敷放 放射材料时，放射性材料可以延伸盖住放射造影可观察材料带。在另一 个实施例中，放射性材料可以只伸展到管状种子衬底的末端边缘处约 0.5mm之内，从而在装置的每个末端造成一个狭窄的非放射性环。一般 地，放射性材料可以沉积在装置上以适应许多对内行人员显而易见的用 途。
在本发明的优选实施例中，沉积一个生物适应的密封层，从而装置 的整个外表面由生物适应材料组成。这个密封层防止放射性材料逃逸并 提供符合“密封源”的标准定义的装置。密封层由塑料或者任何别的生 物适应材料制成，只要该材料对治疗性放射线足够透明并具有充够的耐 久性以保护并保持下方的放射性同位素。另一个实施例中，密封层可用 钛或其它对治疗性放射线有足够可穿透性的生物适应性金属制成。
本文公开的装置将用于按常规的抵近治疗做法，例如介入埋植放射 源到肿瘤组织中以照射并从而杀死恶性细胞，以治疗病患如瘤症。其它 的用途是放置在身体的血管中，例如，抑阻血管的再狭窄。
附图简述
图1a所示为由塑料密封层形成的本发明的一个装置的横截面的图 解。
图1b为图1a所示装置末端的横截面图解，以展示塑料密封层与管 状种子衬底界面处的细节。
图2a表示用电镀密封层形成的本发明的另一个装置的横截面图 解。
图2b表示图2a所示的装置末端的一个横截面图解，以展现电镀密 封层与管状种子衬底间界面处的细节。
图3a表示外管密封层形成的本发明的又一个装置的一个横截面图 解。
图4为本发明装置布置在缝合线上的透视图解。
图5为本发明装置布置在刚性外科支架上的透视图解。
实施本发明的方式
本文公开的具有放射造影可观察带的装置的一个实施方案提供了 能在埋植后为装置定位的手段。这样，本发明的实施方案可以通过在空 心管状种子衬底外表面中心附近沉积一放射造影可观察材料带形成，材 料可为金、铂或者其它高原子量元素。该带使被埋植的装置得以借助常 规放射影像处理显现，并在治疗中或者手术前能够准确地确定位置和方 位。放射造影可观察带可与种子的纵轴成直角，完全环绕空心管状种子 衬底的外表面。该带可为1.2mm宽并位于中心，从而能借助于常规放射 影像、萤光镜或计算机断层影像(CT)显现准确地确定种子的位置。 可以采用类似于下文所述沉积放射性源材料的方法沉积诸如金、铂或者 其它适宜的高原子量元素等材料带的放射影像可观察带。
在本文所公开的发明的一个实施方案的制造中，治疗性放射同位素 以能够在接近于装置处形成基本均匀的园柱形放射线场的方式沉积在 空心管状种子补底的外表面。然后在放射性层上覆盖密封层，其目的是 防止大量放射性物质逸到周围活体中。
可以改变在空心管状种子衬底外表面上的放射源层沉积以达到不 同的目的。例如，放射源层可以覆盖整个空心管状种子衬底的外表面并 且覆盖预先设置的放射影像可观察带。在另一实施方案中可在空心管状 种子衬底外表面的每一末端区不设放射性源层，从而在种子的每一端提 供一个狭窄的非放射性环。又一个实施方案中，除载有放射影像可观察 带的区域外，放射性源层覆盖整个空心管状种子衬底的外表面。
本文公开的实施方案可具有由基本上对治疗性同位素发出的放射 线可穿透的材料形成的中空管状种子衬底。这些材料可以是钛、石墨、 钽、铪、锆或者不锈钢之类的合金。可选择地，有机聚合物也可以用于 制造空心管状种子衬底，而且有许多材料可供选用，如聚丙烯、聚对苯 二甲酸乙二醇酯、尼龙、聚亚胺酯、聚苯氧混合物、聚苯砜、聚砜、聚 醚砜、聚苯硫、苯醚醚酮、聚醚亚酰胺、液晶聚合物等。这些聚合物及 其供应商示于表1。
本发明实施例的另一特征是放射层上覆盖有密封层，其目的是防止 与放射性同位素接触并防止放射性物质逸入周围活体。
密封层可以用基本上对治疗性同位素发出的放射线可穿透的材料 制成，如化学蒸汽沉积的热解石墨。另一种可供选择的密封层材料为原 子蒸发沉积的钛等。密封层的又一个实施方案可有一个有机覆盖层，举 列来说，热缩塑料形成的覆盖层、溶剂蒸发产生的覆盖层、聚合反应形 成的覆盖层、或者绕装置外注塑形成的覆盖层。
本文公开的发明的一个可选特征是提供放射造影可观察带，合乎需 要地设置在装置的长轴中点附近，有足够的宽度和不透明性能显现装置 并使其方位可以出现在埋植装置后为患者做的放射影像上。
表1可接受的非吸收性聚合物
商品名及供应商     材    料     商  品  名     供  应  商 聚亚胺酯 Texin，Desmopan，Estane 拜尔公司，B F古德(Good)rich 聚丙烯 Surgilene，Prolene Ethicon， American Cyanamid 聚对苯二甲酸乙二醇酯 (PET) Impet，Petra， Rynite，Estar Allied，Hoechst，Celanese， duPont，Eastman 聚苯氧混合物(PPO) Noryl，Prevex General Electric(通用电气公司) 聚苯砜(PPSU) Radel R Amoco 聚砜(PSU) Udel，Ultrason S Amoco，BASF 聚醚砜(PES) Radel A.Ultrason E Amoco，BASF 聚苯硫(PPS) Fortron，Ryton， Supec Hoechst，Celanese， Phillips，GE 苯醚醚酮(PEEK) Kadel，Victrex Amoco，Victrex 聚醚亚酰胺(PEI) Ultem GE 尼龙 Nylon duPont 液晶聚合物(LCP) Vectra Hoechst，Celanese
空心管状种子衬底的空腔对装置的外径有一个实际比例。在优选实 施方案中，包括内管衬底、放射源材料层、放射影像可观察带(如有) 和密封层在内，种子的总壁厚为约0.15mm，而腔内径约0.01mm，大 得足以使缝合针和缝合线穿过。
在本发明的其它实施方案中，可以用一个或多个孔洞横穿空心管状 种子衬底壁。在具有穿过管壁的孔洞的实施方案中，孔洞可以任意形状 并指向任意方向以更好地起下文所述的作用。在装置设有孔洞的实施方 案中，孔洞为体液提供了进入管腔的通道。随着组织向孔中增生，管壁 上的孔洞还提供了锚着点。孔洞可以合乎需要地采用0.031到0.31mm 的宽度。
本发明的空心管状种子衬底可以用钛或其它生物适应的金属制 造，也可以用塑料之类的合成材料制造。
使用钛或其它生物适应的金属时，可以用常规的金属冷拉拔工艺以 制成金属管。例如本发明的空心管状种子衬底可以由ASTMB265-78二 级钛形成管长4.5mm、外径0.57mm、内径0.5mm的管段。在美国可以 从统一制管公司(Uniform Tube Company)，康雷杰里雷公司(Collegerille)， 宾夕法尼亚19426(Pennsylvania 19426)买到这种钛管。
本发明的空心管状种子衬底用塑料或者合成材料制造时，可以按适 应于制造用材料的方法，靠挤压或注塑成型，由大块材料形成种子衬 底。
许多工程塑料代表可接受的材料，包括聚丙烯、聚对苯二甲酸乙二 醇酯、尼龙、聚亚胺酯、聚苯氧混合物、聚苯砜、聚砜、聚醚砜、聚苯 硫、苯醚醚酮、聚醚亚酰胺或液晶聚合物等。这些材料可从表1所列供 应商处购买。内行人员会清楚其它适用于本发明的聚合物和塑性材料。
本发明的放射源材料被沉积在空心管状种子衬底外表面上成为一 层。在先的技术中，一般公开的抵近治疗装置中放射性源材料与封装室 内含的丸球或棒杆相接合存在。本发明结构的优势在于，源的所有组成 部分，包括放射性源材料沉积和放射影像可观察带(如果有)沉积都在 种子结构构件即空心管状种子衬底的外表面上。种子衬底的中心腔是不 堵塞的，从而可能形成空心的结构，具有这一结构所赋与的从属优点。
现有技术抵近治疗装置的设计者采用丸球或棒杆之类的内装部件 为种子的放射性源提供支架。在某些现有技术的设计中，放射影像可观 察标记与放射性源材料一起封装。现有的技术设计中，这种内装部件的 要求使用密封室从而排除了空心管状种子结构。
喷涂、激光切割、阴极电弧质子沉积、曲线阴极电弧质子沉积、蒸 发沉积或电镀等多种常规工艺可供选择用于把放射性源层敷设在空心 管状种子衬底上。这些已知工艺可详见古德(Good)的美国专利 5,342,238，此处引以为参考。
作为例子而不是限定，空心管状种子衬底上的放射性层可以借助电 镀覆盖到空心管状种子衬底的外表面上。该层敷设的实际方法取决于要 被沉积的材料和构成管子的材料。如果管子是由塑料之类的不导电材料 构成的，首先应使外表面金属化，以令它导电。还可以用塑料工业中常 用的几种标准技术之一达到。如果管子是用钛之类难于电镀的材料制成 的，就需要进行表面预处理以获得镀层的电沉积物可靠附着。
例如，普拉特·惠特尼·阿维亚生(Pratt Whitney Aviation)公开的钛 的表面预处理过程包括喷砂、在30％氢氧化钠溶液中热碱洗、在盐酸 中酸洗，“亮浸”(由浸入在12％容积醋酸、70％氢氟酸和1％硝酸 的水溶液中达到)，以每平方米162安培电流进行6分钟“阳极电蚀” (在13％容积氢氟酸、83％醋酸和4％水中完成)，“硫酸镍冲击” 达约25微英寸，然后于摄氏48度下在空气中干燥2小时。这个过程可 以在钛表面上沉积一薄层镍，从而提供一个更有利于电镀的表面层。
如果需要，可以在上述方法预设的镍薄层上直接用商品电镀液(例 如AT & T Electroplating Chemicals and Services的AuRoTechP1)沉积放 射影像可观察带，例如约0.01mm厚1.2mm宽的金带。
本发明的实施方案可加入不同的治疗性同位素以完成不同的治疗 目的和达到不同的放射活性。例如钇-90和磷-32等发射β-粒子的 同位素可以被制备获得具有0.1到100毫居里的放射性强度。放射β粒 子的装置期望用于要求放射线的穿透力相对小的治疗中。其它的实施方 案采用放射电磁幅射的同位素。这样的实施方案可有高达10居里的放 射活性并且用于诸如施用仅几分钟以抑阻血管成形后血管再狭窄之类 的短期施用。
如果治疗性同位素是钯-103，可以用卡登(Carden)的美国专利 5,405,309公开的方法把放射源材料层沉积在空心管状种子衬底上，此处 引为参考。此电镀技术可以在每个种子中提供0.1至300毫居里的可放 射性强度。
如果治疗用放射性同位素是碘-125，则需在空心管状的种子衬底 的外表面上首先沉积一均匀的银层。为达此目的，可采用以上引述的任 何技术，从而得到一厚约0.025mm的均匀的附着层。之后，用库比亚托 维克兹(库比亚托维克兹(Kubiatowicz))的美国专利4,323,055所公布的方 法将碘-125化学吸附于银层上，本文将该专利方法作为参考文献。此工 艺可以为每个种子提供0.1到100毫居里的可视种子活性。
放射性材料层可以用放射激活的形式沉积，诸如施用钯-103、碘 -125或钇90时。可选择地，可沉积金-197、钇-89、铱-191或 钯-102之类的前体同位素，然后在位用诸如中子轰击等方法嬗变为所 要求的治疗性同位素。例如，可以用电镀或其它沉积方法在空心管状种 子衬底的外表面沉积钇-89，然后用中子轰击把这种非放射性同位素 嬗变为钇-90。金-198(尽管还含金-199，一般叫作此名称)、 钇-90和钯-103可用类似工艺产生。
医疗施用放射线的抵近治疗源的应用要求放射性源完全密封，以防 止放射性同位素逸出。这对于免除同位素在患者体内全身扩散和沾染医 务人员、医用设施和一般环境是必须的。在本发明的优选实施方案中， 为整个放射性同位素源层提供了一个生物适应的、可透过放射线的、表 面密封的层，把空心管状种子衬底的外表面连同其上施敷的放射性层和 放射影像可观察层完全密封起来。密封层密封到空心管状衬底的末端处 以保证紧密密封。密封层防止放射性材料逸出并提供了符合标准“密封 的源”所定义的放射性装置。
在一个实施方案中，密封层可用塑性材料或者任何其它生物适应的 有机材料制成，只要该材料对治疗性放射线足够透明并有足够的耐用性 以保护和保持放射性同位素。这种密封层将覆盖空心管状种子衬底的整 个外表面和其上敷施的各层。这种密封层可以用热缩塑料制成、或者由 溶剂蒸发或者用聚合反应覆盖而成，或者绕装置的外表面注塑而成。外 面的密封层和空心管状种心衬底的相邻接末端在敷施密封层时接合在 一起。
另一个实施方案中，密封层可是塑性材料或者其它生物适应的有机 材料制成，只要该材料对治疗性放射线足够透明并有足够的耐久性以保 护和保持放射性同位素。这种密封层将有外管的形式，覆盖空心管状种 子衬底的整个外表面和其上敷设的各层。这种密封层可以用表1所示的 多种塑料中的任意一种制造。外面的密封管和空心管种子衬底的邻接末 端可以用几种工艺之一接合。例如可以用胶合、热封、超声焊接或者溶 焊接合它们。
成品装置按照相应的标准，例如ANSI-44.2 1973、ANSI-542 1977及/或ISO-2919标准检测物理整体性和泄露。这些检测标准借助 于物理完整性和泄露检测保证了装置符合定义为密封的源的要求。
另一实施方案中，密封层可用钛、铪或锆金属或其它生物适应的、 对治疗放射线足够可穿透的金属制成。这种密封层将密封到空心管状种 子衬底的末端并且覆盖空心管状种子衬底的整个外表面以及其上敷设 的各层。这个密封层可以采用空心管子，在空心管种子衬底的末端锻接 在一起。又一个实施方案中，密封层可以采用以上引述的任何一种形成 放射性层的方法沉积一层金属制成。
再一个实施方案中，密封层可为一层碳化钛、氮化钛、碳氮化钛、 氮化铪或者氮化锆，如古德(Good)所公开的，或者是一层其它适合的生 物适应、对治疗放射线充分可穿透的金属或者金属化合物。这种密封层 将以足以满足本发明目的的方式覆盖空心管状种子衬底的整个外表面 以及其上敷设的各层，并且密封到空心管状种子衬底的末端或者密封到 空心管状种子衬底的内表面。
这里参照图1a和图1b详细说明本发明的一个具体实施方案。图1a 公开的本发明实施方案具有一个新颖的抵近治疗种子衬底，它有两端开 口的空心管的形状，并有一个内表面102和外表面103。装置100的空 心管状衬底101可用钛或其它生物适应的金属制成、或者是塑料之类的 合成材料制成。在装置的外表面103上沉积上一层均匀的放射性源材料 104。从而，放射性层104具有沉积在空心管状种子衬底101的外表面 103上的园柱形状。图示有一个放射影像可观察层105铺设在空心管状 种子衬底的外表面103的一部分上。放射影像可观察层105如此类似地 以园柱的形态沉积在空心管状种子衬底的外表面103上与种子衬底的长 轴成直角。整个装置100提供有一个生物适应的、放射线可透过的、表 面密封层106，完全覆盖并密封放射性层104、放射影像可观察层105 和空心管状种子装置的末端。这个生物适应的、放射线可透过的、表面 密封层106用缩裹之类的工艺敷设并形成空心管状种子衬底101的封套 107。图上示有装置的空腔108。
图1b所示为在一末端断开并有内表面102和外表面103的空心管 状种子衬底101的细节。图示放射性层104为装置100的外表面103上 的一个均匀层。装置100提供有一个生物适应的、放射线可透过的、表 面密封层106完全覆盖并且密封放射性层104和装置100的端部。生物 适应的、放射线可透过的、表面密封层106用缩裹之类的工艺敷设并形 成管状种子衬底101的封套107。图示有装置108的空腔。
图2a和图2b所示为本发明一个实施方案的横截面图解，装置200 壁上穿有孔洞209，并用电镀的密封层206密封。横截面图显示空心管 状种子衬底201的部分和它的内表面202和它的外表面203。示意图显 示放射层204在空心管状种子衬底201的外表面203上的位置，并且还 显示了沉积在空心管状种子衬底201外表面203上的放射影像可观察层 205。在空心状种子衬底201的外表面203的终端部分207不包括放射 层204。示意图显示密封层206覆盖了放射性层204、放射影像可观察 层205和空心管状种子衬底201的外表面203。图上显示了电镀密封层 206和空心管状种子衬底201之间的密封207。
图2b所示为本发明的装置200的一个末端横截面的细节图解，设 有电镀的密封层206。该横截面图显示空心管状种子衬底201的一部分 及其内表面202和外表面203。示意图显示了放射性层204在空心管状 种子衬底201的外表面203上的位置。该示意图显示密封层206覆盖了 放射性层204。图上显示了没敷放射性层204的空心管状种子衬底201 的末端207，同时还有密封层206和空心管状种子衬底201的末端207 之间的密封210。
本文公开的抵近治疗装置的一个实施方案的新颖性为图3a和图3b 所示的锻压成形并用激光焊接在空心管状种子衬底上的外管。图3a显 示带有外密封管311的完整空心管装置300的断面示意图。该断面图显 示了空心管状种子衬底301、其内表面302和外表面303。示意图显示 了放射性层304在外表面303上的位置、空心管状种子衬底301的位置 和也安排在空心管装置300外表面303上的放射影像可观察层305的位 置。示意图显示了密封放射层304和放射造影可观察层305的外密封层 311。图中表示了空心管状的装置末端处的锻压成形区312和激光焊接 区312。
图3b是图3a中所示的双壁管的锻压并经激光焊接的端部的一个横 断面图解。该断面图示出了管状种子衬底301的端部及其内表面302和 外表面303。该图还示出了放射层304在空心管状的种子衬底301的外 表面303上的位置。封装放射层304的外密封层311也在图中示出。图 中示出了密封装置端部的锻压成形区312和激光焊接区313。
本文公开的空心管状抵近治疗装置的一个特殊功用是可以用穿过 装置空腔的缝合线或刚性元件手术缝合在位。图4所示为装有缝合线 403的本发明的装置401及第二装置402的一部分的透视图。
图5所示为装置在实际使用中安在刚性外科支架505的本发明装置 504的概观。