JP2001505084A - 管腔構造内における疾患プロセスの治療方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 患者の管腔構造内における疾患プロセスを阻止する装置および方法であって、前記管腔構造内に、放射性核種とキレート化剤の複合体を、前記疾患プロセスを阻止するのに有効な量で導入することを具備する装置および方法。

Description

【発明の詳細な説明】 管腔構造内における疾患プロセスの治療方法 この出願では、括弧内のアラビア数字によって幾つかの刊行物が参照される。 これらの参照文献の完全な書誌的引用は、請求の範囲の直前の。明細書の末尾に 列記してある。これら刊行物の開示は全体として、本発明が属する技術の状態を より完全に記述するために、本明細書の一部をなす参照として本願に組み込まれ る。 〔発明の背景〕 本発明は、管腔構造内における疾患プロセスを治療する装置および方法に関す る。このような構造には、静脈、動脈、バイパス移植補綴物、胃腸（ＧＩ）管、 胆管、尿生殖器（ＧＵ）管、および気道（例えば、気管気管支ツリー）が含まれ るが、これらに限定されるものではない。 経皮的な管腔を貫通する冠動脈血管形成（ＰＴＣＡ）は、冠動脈障害の治療に 通常使用されており、年間に400,000件の処置が行われている。PTCAは冠動脈疾 患のために現在最も普通に行われている治療の一つである(１)。残念ながら、そ れは30％〜50％の再狭窄率による制限が残っている(２〜５)。PTCA処置には、大 腿動脈から標的冠動脈へのバルーンカテーテルの挿入含が含まれる。放射線不透 過性の造影剤を近位冠動脈に注射することによって、狭窄した冠動脈切片を透視 的に突き止めることが可能になる。バルーンカテーテルは、該カテーテルを閉塞 点に位置決めするために、極度に細いガイドワイヤ上を狭窄部位へと進められる 。カテーテルの先端にはバルーンが含まれており、該バルーンは２〜４分に亘っ て閉塞動脈の全直径に膨張して障害を減少し、血流を改善する。 関連領域において、近接照射療法には、組織内に放射線源を埋め込んで局部的 に放射線を放出することが含まれ、以前に外部からの放射線によって治療された 領域における再発性疾患を治療するために頻繁に適用される。例えば食道、気管 または直腸における主要に放射線を照射するために、端部が閉 鎖されたカテーテルを使用してもよい。その利点には、腫瘍に近接した重要な構 造物の節約および短時間（時間および日数）での治療が含まれる。その難しさに は、主に、インプラントを配置する際の解剖学的束縛が含まれる。通常の適用に は、カテーテルまたは放射線シードを用いた、気道内腫瘍および胆管の腫瘍の管 腔内治療、子宮頚癌および子宮内膜癌の体腔内治療、およびさほどでない腫瘍に おける間隙性移植が含まれる。 上記で述べたように、一般に動脈の介入後、特にPTCA後の再狭窄は、主に内側 平滑筋細胞増殖に起因するように思える。従来のPTCAは、例えばミネソタ州メー プルグルーブのSclmed Life Systems，Inc.によって製造されたオーバーザアワ イヤ型カテーテル、または、例えばカリホルニア州テメクラのAdvanced Cardiov ascular Systems，Inc．によって製造された単レール型カテーテルのようなバル ーンカテーテルを使用して行われる。図１は、このような従来のオーバーザワイ ヤ型バルーンカテーテル１を示している。この従来のバルーンカテーテル１は、 以下のようにして血管形成処置に利用される。従来のガイドワイヤ２は、ガイド ワイヤ２の先端が、物質が集積している動脈（図示せず）の標的領域（図示せず ）を通過するまで、患者の動脈の中に挿入される。従来のバルーンカテーテル１ は、その中を通るルーメン３を有している。ガイドワイヤ２は、バルーンカテー テル１の先端に挿入され、該バルーンカテーテル１は、該バルーンカテーテル１ のバルーン区画１ａが物質の集積部分に隣接するまで、ガイドワイヤ上を進めら れる。次いで、バルーン区画１ａは、膨張ポート１ｂに接続された膨張手段（図 示せず）によって膨張されて動脈を清掃する。最後に、バルーン区画１ａは収縮 され、バルーンカテーテル１はガイドワイヤ上を引き抜かれて取り除かれ、同様 にしてガイドワイヤも患者の動脈から除去される。 バルーンカテーテルの使用に付随した主な問題は、バルーンの損傷または破裂 と、その結果生じる生物学的または放射線学的毒性の可能性である。 血管造影的証拠によれば、この処置を受ける患者の略40％が、12ヶ月以内に再 狭窄を生じる。再狭窄プロセスの機構は充分には理解されていないが、動物およ びヒトのデータは、平滑筋細胞のマイグレーション、増殖および新 生内膜形成が関与することを示唆している(６〜９)。ステント埋め込み後の再狭 窄は、約20％の幾分低い率で起きる。種々の薬理学的もしくは機械的介入または その両者を使用して再狭窄を防止する努力は、ヒトおよびブタのモデルでは殆ど 成功していない(１０〜１９)。 冠動脈閉塞は非悪性疾患であるが、電離放射線を用いた血管内壁治療は細胞増 殖を阻止することができ、再狭窄を遅延または防止できることが示唆されている 。動脈瘤性骨嚢胞、動静脈奇形、関節炎、軟骨腫、異所骨形成、全リンパ照射( 腎臓および心臓移植について)、および翼状片症候群（二八に総説）のような非 悪性疾患を治療するために、非電離放射線を使用した長期かつ広範な実験が存在 する。これは、電離放射線を用いて非悪性の増殖性疾患を治療できることを示唆 しているが、周囲の組織に対する損傷を最小限にするとしても、このような照射 を与えることは問題である。また、バルーンカテーテルの場合の継続的な安全性 の問題として、バルーンの破裂および放射能物質の血流中への放出がある。 カテーテルおよびその使用に関する詳細は、米国特許第5,059,166号、米国特 許第5,213,561号、米国特許第5,503,613号およびPCT国際公開WO95/19807号に見 られる。これら書類の全体の開示は、本発明が属する技術の状態をより完全に記 述するために、本明細書の一部をなす参照として本願に組み込まれる。 〔発明の概要〕 本発明は、患者の管腔構造内における疾患プロセスを阻止する方法であって、 前記管腔構造内に、放射性核種とキレート化剤との複合体を、前記疾患プロセス を阻止するのに有効な量で導入することを具備する方法を提供する。 本発明はまた、患者の管腔構造内における疾患プロセスを治療するための装置 であって、流体供給ポートが接続されたバルーンカテーテルと、前記流体供給ポ ートを介して前記バルーンカテーテルの中に挿入された放射性流体とを具備し、 該放射性流体は、放射性核種とキレート化剤との複合体を、前記疾患プロセスを 阻止するのに有効な量で含有する装置を提供する。 本発明は更に、患者の管腔構造内における疾患プロセスを治療する方法であっ て、前記管腔構造の中に、流体供給ポートが接続されたバルーンカテーテルと、 前記流体供給ポートを介して前記バルーンカテーテルの中に挿入された放射性流 体とを具備し、該放射性流体は放射性核種とキレート化剤との複合体を、前記疾 患プロセスを阻止するのに有効な量で含有する装置を導入することを具備する方 法を提供する。 〔図面の簡単な説明〕 図１は、従来のオーバーザレール型バルーンカテーテルの構成を示している。 図２は、本発明の第一の態様に従うバルーンカテーテルの構成を示している。 図３は、本発明の第一の熊様によるバルーンカテーテルの断面を示している。 図４は、本発明の放射線量供給ワイヤの構成を示している。 図５は、本発明による第二の態様の構成を示している。 図６は、本発明による第三の態様の構成を示している。 図７は、本発明による第四の態様の構成を示している。 図８は、本発明による第五の態様の構成を示している。 図９は、本発明による第六の態様の構成を示している。 図１０は、本発明による第七の態様の構成を示している。 図１１は、Ｉｒ-192、Ｉ-125、Ｐｄ-103、Ｐ-32、およびＳｒ-90についての線 量vs距離の関係を示している。 図１２は、直径３mmおよび５mmの動脈内における長さ５mmのＰ-32、Ｓｒ-90ま たはＩｒ-192線源の不正確なセンタリングから生じる線量の非対称性（血管壁に 対する最大／最小線量賭して定義される）を示している。 図１３は、直径３mmの血管における長さ５ッｍおよび30mmのＳｒ-90およびＩｒ -192について、線量の非対称性を比較している。 図１４は、半径0.65mmおよび1.3mmのＰ-32ワイヤについて、および 半径３mmのＰ-32バルーンについての半径方向の線量分布を示している。 図１５は、本発明の他の態様における放射線量供給ワイヤの構成を示している 。 図１６は、本発明の更に別の態様における放射線量供給ワイヤの構成を示して いる。 〔発明の詳細な説明〕 本発明は、患者の管腔構造内における疾患プロセスを阻止する方法であって、 前記管腔構造内に、放射性核種とキレート化剤との複合体を、前記疾患プロセス を阻止するのに有効な量で導入することを具備する方法を提供する。 本発明の一態様において、前記患者は哺乳類である。 本発明の他の態様において、前記患者はヒトである。 本発明の更に別の態様において、前記放射性核種は¹⁸⁸Ｒｅである。 本発明のもう一つの態様において、前記キレート化剤はＭＡＧ₃である。 本発明の更に別の態様において、前記複合体は¹⁸⁸Ｒｅ−ＭＡＧ₃複合体である 。 本発明のもう一つの態様において、前記複合体は、カテーテル内のルーメン構 造内に導入される。 本発明の更にもう一つの態様において、前記カテーテルはバルーンカテーテル である。 本発明のもう一つの態様において、前記疾患プロセスは再狭窄である。 本発明の更に別の態様において、前記疾患プロセスは細胞増殖である。 本発明のもう一つの態様において、前記細胞増殖は、気管支内腫瘍、胆管腫瘍 、胃腸管腫瘍、子宮頸部腫瘍、膀胱腫瘍、または子宮内膜腫瘍に付随するもので ある。 本発明の更に別の態様において、前記管腔構造は動脈である。 本発明のもう一つの態様において、前記管腔構造は静脈、バイパス移植補綴物 、胃腸管の一部、胆管の一部、尿生殖器管の一部または気道の一部である。 本発明の更に別の態様において、前記放射性核種は、Ｎａ-24、Ｓｉ-31、Ｋ-4 2、Ｓｃ-44，Ｃｏ-55、Ｃｕ-61、Ｇａ-66，Ｇａ-68、Ｇａ-72、Ｓｅ-73、Ｓｒ-7 5、Ｂｒ-76、Ｋｒ-77、Ｇｅ-77、Ｓｒ-90、Ｙ-90、Ｔｃ-99、Ｔｃ-99m、Ｐｄ-10 3、Ｉｎ-110、Ｓｂ-122、Ｉ-125、Ｈｏ-166、Ｒｅ-186、Ｉｒ-192、またはＢｉ- 212である。 本発明は更に、患者の管腔構造内における疾患プロセスを治療するための装置 であって、流体供給ポートが接続されたバルーンカテーテルと、前記流体供給ポ ートを介して前記バルーンカテーテルの中に挿入された放射性流体とを具備し、 該放射性流体は、放射性核種とキレート化剤との複合体を、前記疾患プロセスを 阻止するのに有効な量で含有する装置を提供する。 本発明の一態様において、前記放射性核種は¹⁸⁸Ｒｅである。 本発明の更に別の態様において、前記放射性核種は、Ｎａ-24、Ｓｉ-31、Ｋ-4 2、Ｓｃ-44，Ｃｏ-55、Ｃｕ-61、Ｇａ-66，Ｇａ-68、Ｇａ-72、Ｓｅ-73、Ｓｒ-7 5、Ｂｒ-76、Ｋｒ-77、Ｇｅ-77、Ｓｒ-90、Ｙ-90、Ｔｃ-99、Ｔｃ-99m、Ｐｄ-10 3、Ｉｎ-110、Ｓｂ-122、Ｉ-125、Ｈｏ-166、Ｒｅ-186、Ｉｒ-192、またはＢｉ- 212である。 本発明のもう一つの態様において、前記キレート化剤はＭＡＧ₃である。 本発明の好ましい態様において、前記複合体は¹⁸⁸Ｒｅ−ＭＡＧ₃複合体である 。 本発明はまた、患者の管腔構造内における疾患プロセスを治療する方法であっ て、流体供給ポートが接続されたバルーンカテーテルと、前記流体供給ポートを 介して前記バルーンカテーテルの中に挿入された放射性流体とを具備し、該放射 性流体は放射性核種とキレート化剤との複合体を、前記疾患プロセスを阻止する のに有効な量で含有する装置を、前記管腔構造の中に導入することを具備する方 法を提供する。 本発明の一態様において、前記疾患プロセスは再狭窄である。 本発明のもう一つの態様において、前記疾患プロセスは細胞増殖である。 本発明の更にもう一つの態様において、前記細胞増殖は、気管支内腫瘍、胆管 腫瘍、胃腸管腫瘍、子宮頸部腫瘍、膀胱腫瘍、または子宮内膜腫瘍に付 随するものである。 本発明のもう一つの態様において、前記管腔構造は動脈である。 本発明の更にもう一つの態様において、前記管腔構造は静脈、バイパス移植補 綴物、胃腸管の一部、胆管の一部、尿生殖器管の一部、または気道の一部である 。 本発明のもう一つの側面に従えば、患者の管腔構造内における疾患プロセスを 治療するための二重バルーンカテーテルであって、内部バルーンと、該内部バル ーンと実質的に同心円的で且つこれを実質的に取り囲む外部バルーンと、前記内 部バルーンと流体的に接続された内部バルーン流体供給ルーメンと、前記外部バ ルーンと流体的に接続された外部バルーン流体供給ルーメンとを具備した二重バ ルーンカテーテルが提供される。 この二重バルーンカテーテルは、更に、前記外部バルーンの外側表面に接続さ れたガイドワイヤルーメンを具備してもよい。 この内部ルーメン流体供給ルーメン、外部ルーメン流体供給ルーメンおよびガ イドワイヤルーメンは、実質的に軸が一致していてもよい。 当該二重バルーンカテーテルは、更に、前記外部バルーンを貫通して伸びるガ イドワイヤルーメンを具備してもよい。 この外部ルーメン流体供給ルーメン、およびガイドワイヤルーメンは、実質的 に軸が一致していてもよい。 当該二重バルーンカテーテルは、更に、前記外部ルーメンおよび内部ルーメン を通って伸びるガイドワイヤを具備してもよい。 この内部ルーメン流体供給ルーメン、外部ルーメン流体供給ルーメンおよびガ イドワイヤルーメンは、実質的に軸が一致していてもよい。 前記内部バルーンは、放射線を発生するコーティングを有していてもよい。 前記外部バルーンは、放射線を発生するコーティングを有していてもよい。 前記外部バルーンの内表面および／または前記内部バルーンの内表面もしくは 外表面は、その中に流体を吸収するためのヒドロゲルでコーティングしてもよい 。 本発明のもう一つの側面に従えば、患者の管腔構造内の疾患プロセスを治 療する方法であって、内部バルーンと、該内部バルーンと実質的に同心円的で且 つこれを実質的に取り囲む外部バルーンと、前記内部バルーンと流体的に接続さ れた内部バルーン流体供給ルーメンと、前記外部バルーンと流体的に接続された 外部バルーン流体供給ルーメンとを含む二重バルーンカテーテルを前記管腔構造 の中に挿入することと、前記内部バルーンおよび外部バルーンのうちの少なくと も一方に、それぞれ前記内部バルーン流体供給ルーメンおよび前記外部バルーン 流体供給ルーメンを通して放射性流体を挿入することとを具備する方法が提供さ れる。 本発明のもう一つの側面に従えば、バルーンカテーテル内に流体を挿入するた めのインジケータであって、第一の末端および第二の末端を有する、流体を保持 するための細長い管（該細長い管の前記第一の末端は、その内部と外部との間の 流体通路を与えるためのポートを備えた、該管を横切る壁を有する）と、第一お よび第二の面を有するプランジャーヘッド並びに第一および第二の末端を有する プランジャーステムを含むプランジャーアセンブリー（前記プランジャーヘッド は前記管の中で摺動するように適用され、且つ前記プランジャーステムの第一の 末端に接続される）と、前記プランジャーステムを受け入れて解除可能にロック するために、前記管の第二の末端に配設されたロック手段（前記プランジャース テムの第二の末端は、前記管の外に配置される）と、前記プランジャーステムの 第二の末端に隣接して配置され、前記管の第一の末端に面したプランジャーヘッ ドの第二の面に設けた圧力トランスジューサに動作可能に接続された圧力弁とを 具備し、前記圧力弁は、前記管の第一の末端と前記プランジャーヘッドの第二の 面との間の管領域内の圧力を表示するインジケータが提供される。 前記管の第一の末端と前記プランジャーの第二の面との間の管領域は、実質的 に透明であってよく、また前記管の第一の末端と前記プランジャーの第二の面と の間の容積を示すようにメモリを付してもよい。このメモリ付は、約１〜５ccと することができ、また約0.1cc毎に増加するようにすればよい。 前記放射線源は、如何なる放射性元素であってもよい。より具体的には、 この放射線源は、例えば、Ｎａ-24、Ｓｉ-31、Ｋ-42、Ｓｃ-44，Ｃｏ-55、Ｃｕ- 61、Ｇａ-66，Ｇａ-68、Ｇａ-72、Ｓｅ-73、Ｓｒ-75、Ｂｒ-76、Ｋｒ-77、Ｇｅ- 77、Ｓｒ-90、Ｙ-90、Ｔｃ-99、Ｔｃ-９９m、Ｐｄ-103、Ｉｎ-110、Ｓｂ-122、 Ｉ-125、Ｈｏ-166、Ｒｅ-186、Ｒｅ-188、Ｉｒ-192またはＢｉ-212からなる郡か ら選択されるような放射性核種、または表２〜表４から選ばれる何れか他の物質 である。 表２〜４に関しては、凡例「Ａ」は原子量を意味し、半減期は、適切な場合に は年、日、時間および分で与えられ、「Rad．Type(放射タイプ)」Ｂ^-は陽電子粒 子の放出を示し、Ｂ^-はβ粒子の放出を示し、Ｇはガンマ光子の放出を示す。 前記キレート化剤は、ジエチレントリアミン五酢酸(DTPA)、ジメルカプトコハ ク酸(DMSA)、グルコヘプトン酸(ＧＨ)、メルカプトアセチルグリシルグリシン( ＭＡＧ₃)、エチレンジアミン四酢酸(EDTA)、Ｎ，Ｎ’−ビス（メルカプトアセタ ミド）−２，３−ジアミノプロパン酸（CO₂−DADS）および関連誘導体、Ｎ，Ｎ ’−ビス（メルカプトアセタミド）エチレンジアミン（DADS）および関連誘導体 、モノ−およびポリ−ホスホン酸、Ｎ，Ｎ’−ビス（２−メルカプトエチル）エ チレンジアミン（BAT）および関連誘導体、エチレンヒドコキシジホスホネート( ENDP)、メチレンジホスホネート(MDP)、ヒドコキシメチレンジホスホネート(HMD P)、ピロリン酸(PYP)、チオセミカルバゾン、システイン酸エチル二量体(L,L EC DおよびD,D ECD)、ヒドロキシエチルジホスホネート(HEDP)、エチレンジアミン 四メチルリン酸(EDTMP)、および放射性核種または放射性同位元素に配意できる 何れか他のキレート化剤から選択される。 このキレート化剤は放射性核種に結合して、キレートまたは複合体を形成する 。該キレート化剤は金属をキレート化し、また受容体とも結合できる二官能性キ レート化剤（即ち、リガンド）であることができる。幾つかの組み合わせにおい て、放射性核種は２以上のキレート化剤によってキレート化され、また、一つの キレート化剤が２以上の放射性核種をキレート化してもよい。 キレート化剤を選択するための基準には、バルーンの破裂が起きたときに、キ レート化剤が患者の身体から除去される容易さが含まれる。 種々の複合体が形成され得る。適切な複合体を使用することによって、可能な バルーンの破裂による衝撃を最小限にしながら、望ましい放射線量を洪給するこ とが可能である。 本発明は、以下の実験の詳細からより良く理解されるであろう。しかしながら 、当業者は、ここで述べられる方法および結果が、後述の請求の範囲により完全 に記載する本発明の単なる例示であることを容易に承認するであろう。 〔実験の詳細〕 以下では、上記のような治療のために最も適切な線源設計を決定する試みにお ける、様々の同位体および幾何線源についての線量計算である。放射性同位体と キレート化剤とのある種の複合体の排出特性の分析も包含される。方法および材料 Ｉｒ−１９２、Ｉ−１２５、Ｐｄ−１０３、Ｐ−３２、およびＳｒ−９０は冠 動脈内放射線に関連する可能性があるので、それらの線量分布および用量比率に ついての解析的計算が提示される。線源サイズおよび位置決め精度の効果が研究 される。結果 正確な線源配置、線量速度＞５グレイ／分、明確に画定された処置容積、およ び照射安全性の全てが考慮される。１０−２０グレイの線量が、直径２−６ｍｍ で長さ２−３ｃｍの容器壁に必要とされる。線量分布は、正常な血管および心筋 への線量を減らすように、血管形成の領域に限定されるべきである。ベータ粒子 または陽電子粒子放射体は、照査安全性の利点を示すが、大きな直径の脈管を処 置するのに適切な範囲をもたないこともある。ガンマ一放射体は、周囲の正常な 組織および職員に対して比較的多量の線量を与える。Ｉ−１２５およびＰｄ−１ ０３のような低エネルギーｘ線放射体は、放射活性液を直接血管形成バルーンに 注射するときに、良好な調和折衷を示す ことができる。結論 正確な線源の配慮は、冠動脈内照射の最も重要な単一の因子であることが分か る。これが達成されれば、高エネルギーベータ粒子またはＳｒ−９０のような陽 電子粒子放射体が、理想的線源である。さもなければ、ガンマー放射体Ｉｒ−１ ９２が最適であることが立証される。Ｐ−３２のような液体ベータ粒子または陽 電子粒子線源は、至適な幾何を示すが、骨捜査ホスフェート(bone-seeking phos pate)として形成されるとき最近入手可能なバルーンカテーテルと一緒に使用す るには安全でないかもしれない。 幾つかのグループは、血管形成のときに、高活性のガンマー放射体の一過性の 挿入を介して局所に送出される１０−２０グレイの急性照射が、動物モデルでの 再狭窄を阻害できることを示すデータを提示している(２４、４０)。永久的な天 然の放射線活性の冠動脈ステントが有効でありうることも手示されている(５２) 。高度に局在化した外部ビーム治療もまた、同様に示唆されてきた(３７、３９ ）。ほどんどのデータは、動物モデルを使用して得られたが、逸話的報告は、ヒ トの大腿動脈の放射線活性処置が、同様の結果を生じることを示唆する(４９)。 予備的なヒトの治験が、米国および欧州のいくつかのセンターで計画されている 。 予備的研究は、冠動脈内治療のために特に設計されたものがないので、最近入 手可能な放射活性線源を使用した。幾人かの製造業者は、この目的のために修飾 された高線量速度（ＨＤＲ）アフターローダー（afterloader）を考慮している 。したがって、このような装置のための最善の適切な同位体および線源を確認す るのに適しているように思われる。 設計条件は非常に厳しい。直径２−６ｃｍで長さ２−３ｃｍの脈管壁に対して 、１０−２０グレイの線量が要求される。線量分布は血管形成の領域に密接に制 限され、且つ正常な脈管および心筋に対する線量は非常に低くならなければなら ない。耐えうる制限内で処置回数を維持するために、５グレイ／分のオーダーで の線量速度が必要とされる。これは、直ちに、おそらく標準または改良カテーテ ルに挿入するのに適した、特に設計された線源を伴っ たHDRアフターローディングを示唆する。 最近の血管形成技術は、＞１００ｃｍの動脈を通して押し込むのに十分な可撓 性があり、そして大腿および冠状動脈の間複数の彎曲部をうまく切り抜けること ができる開放末端カテーテルを利用する。それらは、曲線の小さな半径で、３ｍ ｍ直径と同じくらい小さな脈管をも通過するにちがいない。放射活性線源は、同 様の柔軟性を示す。線源が冠状動脈内で脱落することは致命的であるから、線源 の一体性は非常に重要なものである。 今日までの殆どの管腔内研究では、１０−２０ｍＣｉ活性のIr-192種を使用し た。典型的なシードの寸法は、直径0.5ｍｍ、長さ３ｍｍ［ベスト・インダスト リーズ（Best Industries）、バージニア州スプリングフィールド(Springfield ，VA)］である。複数のシードの列を、１ｍｍ直径のプラスチック製カテーテル に0.5ｃｍ埋設して間隔を空けて使用する。これらの線源は、予備研究での使用 に有用であることが立証されているが、比較的高エネルギーおよび低い線量速度 は理想的ではない。特化された線源およびカテーテル設計が必要であることは明 らかである。この理由のため、Ｐ−３２、Ｓｒ−９０および他のベータ粒子また は陽電子粒子放射体が示唆された。 ベータ粒子または陽電子粒子放射体は明らかな照射安全性の利点を示し、血管 造影的透視での治療を可能にするために有用である。しかし、我々が示すように 、ベータ粒子または陽電子粒子範囲は、大きな直径の脈管を処置するのに適して いないかもしれない。Ｉ−１２５およびＰｄ−１０３のような低エネルギーガン マ線およびｘ線放射体は良好な調和を示し得るが、必要とする比活性のものは現 在のところ入手可能でない。他の可能性には、血管形成バルーンに直接放射活性 液を注入することが含まれる。 我々は、冠動脈内照射の潜在的な使用につて、５つの同位体：Ｉｒ−１９２、 Ｉ−１２５、Ｐｄ−１０３、Ｐ−３２およびＳｒ−９０にを比較する。他の適切 な同位体も存在しうるが、これらの５つは、必ずしも冠動脈内照射のために必要 とされる形態または活性ではないが、全て商業的に入手可能である。それらは、 可能な同位体、すなわち高エネルギーのガンマー放射体、低エネルギーガンマ線 ／ｘ線放射体、およびベータ粒子または陽電子粒子放 射体の３つの主なカテゴリーも表す。各同位体の基本的特性は、表１に示される 。 Ｉｒ−１９２は、ベータ・マイナス崩壊を受けるが、しかし治療的に有用な照 射は、娘核Ｐｔ−１９２の、２９６〜６１２ｋｅＶのエネルギー（３７５ｋｅＶ の平均エネルギー）に亘る７つの脱励起ガンマ放射線である。I−１２５および Ｐｄ−１０３の両者は電子捕捉を介して崩壊し、それぞれＴｅ−１２５およびＲ ｈ−１０９の娘核から得られる治療的に有用な、主要な固有ｘ線を伴う。 Ｐ−３２が、Ｓ−３２の基底状態に直接崩壊する純粋なベータマイナス放射体 であり、この崩壊は１．７１ＭｅＶの遷移エネルギーを有する。Ｓｒ−９０は、 ２８年の半減期を示す純粋なベータマイナス放射体である。それは、Ｙ−９０に 崩壊し、これもまた６４時間の半減期を示す純粋なベータ粒子または陽電子放射 体である。ストロンチウムとイットリウムとは放射活性平衡にあり、高エネルギ ーイットリウムベータ粒子または陽電子粒子（２．２７対０．５４ＭｅＶ遷移エ ネルギー）は、ほとんどの治療的に有用な照射を提供する。 これらの基本的同位体特性を前提にして、我々は、従来の近接照射療法および ＨＤＲに最近使用されているものと類似した、小さな金属シードから構 ダーの寸法を示す。そのような線源での治療は、２−３ｃｍの脈管壁の処置を可 能にするために、一列の複数線源（従来のアフターローディングとして最近入手 可能なもののような）または計画できる線源配置（従来のＨＤＲ単位に類似する ）のいずれかを必要とする。線源は、理論的には冠状動脈に直接挿入することが でき、またはさらに可能性が高いものとしては、従来のまたは僅かに改変したバ ルーンカテーテルに挿入することができるであろう。何れの場合にも、我々が後 に示すように、線源は、動脈壁に均一な線量を保証するために冠状動脈内に中心 をおくことが非常に望ましい。 線源の設計を最適化するために、我々は、放射状線量分布およびｍＣｉ活性当 たりの線量速度を知る必要がある。軸方向の線量分布は、線源の滞留時 間を従来のＨＤＲとして適切に計ることによって最適化できるので、ほどんど問 題はない。我々は、表１に列記される同位体の各々について、適切な線源が作製 できると想定している。比較目的のみで、我々は、あらゆる長さの動脈壁を治療 できるように計画しうる軸位置で、直径０．６５ｍｍで長さ５ｍｍの最初の単一 線源を考慮している。。 ガンマ線およびｘ線放射体について、点または線状の線源からの放射状の線量 分布は、理論的な考慮でよく知られている。数ミリメーターより少ない間隔での 測定は技術的要因から困難であるので、多くの測定法が、同様に報告されている 。ＡＡＰＭ作業グループ−４３（ＴＧ−４３）（５１）は、入手可能なデータを 検討し、線量を計算するための推奨を提示した。 線量（ｒ，Θ） ＝Ｓ^*Γ^*Ｇ（ｒ，Θ）^*ｇ（ｒ）^*Ｆ（ｒ，Θ） 方程式１ ここで Ｓ＝空気ケルマ強度 Γ＝線量速度定数 ｒ＝線源からの放射距離 Θ＝線源の軸寸法から測定されるときの目的の点から線源の中心までの角(我々 は、ここでｅ＝９０°と考える)。 Ｇ＝線源内の放射活性の空間的分布から生じる「幾何学因子」。３ｍｍ長のライン 線源として、Θ＝９０°についてＧ（ｒ，Θ）＝ｒ^-2 ｇ＝Σａ_i ^*ｒⁱとして示される放射状線量関数 ここで ａ_i＝１５桁の多項式にたいする適合したパラメーターＦ＝線量変化vs角度を記 述する非等方性ファクター。この関数はΘ＝90°で単一に正規化される。 実際に、距離＜１ｃｍおよびΘ＝９０°について、光子減衰および光子スキャ ッターが殆ど相殺するので、方程式１での補正因子の全ては、略単一である。Wi lliamsonおよびZi（５３）は、ＨＤＲ単位で使用されるＩｒ−１ 量vs.距離は、最低エネルギーのｘ線線源を除き、１／ｒ²則に近づく。方程式１ 中の全ファクターでの特定の詳細は、Ｓ、Γ、ａ_i、Ｇ、ｇ、およびＦについて の値と同様に、TG-43に見られる(５１)。 ベータマイナス放射体としては、線量vs.点状線源からの放射距離は、次の式 を用いてより直接計算することができる： ここで、 ｒ＝ｃｍでの距離 F(E)＝エネルギーＥでの電子の当初の周波数 Ａ＝mCiでの活性 ｋ＝ＭｅＶ−ｍＣｉ／ｇｍからGy/分までの変換ファクター Ｓ（Ｅ'）＝Ｍｅｖ／ｃｍでのエネルギーＥ'の電子についての平均制限停止電力 Ｅ'=線源から距離ｒでの当初のエネルギーＥを伴う電子のエネルギー ρ＝密度 である。 電子範囲および停止電力は、BergerおよびSeltzer（４４）から取った。 Ｐ−３２およびＳｒ−９０（Y-90と平衡して）についてのF(E)スペクトルは、文 献（４５、４３）から得た。 方程式１および２によって示される放射状線量分布は、線源の軸長（L）上で の総和で示して、距離「ｒ」については適切に補正され、そして方程式１につい ては、非等方性ファクターとして働く。したがって、軸長「Ｌ」の線源からの放 射方向の距離「ｒ」は、次の通りである： ここで、線量（ｒ）は、方程式１または２のいずれかによって示される。 ベータ粒子または陽電子粒子線源としては、放射活性同位体は、シードの外側 表面に載せること、そして電子範囲は、シードを通過するのには不十分であるこ とが仮定された。したがって、各放射位置については、方程式２は、距離「ｒ」 で「可視的である」線源の正味の角に亘ってのみ積算された。ｘ線およびガンマ 線源の内部吸収については、ファクターF(ｒ，Θ)に暗に含まれる。ｍＣｉ活性 当たりの水中の絶対線量速度も、方程式１−３から直接計算された。 図１１は、各同位体について、相対的線量vs直径０．６５ｍｍde長さ５ｍｍの 線源の放射距離を表す。線量は、典型的な冠状動脈のおよその半径である２ｍｍ の距離で１．００に正規化される。 Ｉｒ−１９２およびＩ−１２５は、ほとんど一致した線量分布を示し、両方が 、線量の平方根減少に非常に近い。小さな距離でさえ減衰が顕著になるので、そ の低い光子エネルギーのために、Ｐｄ−１０３は、より迅速な線量減少を示す。 ベータ粒子または陽電子粒子放射体Ｐ−３２およびＳｒ−９０は、付随した短 い範囲を示す各スペクトル中の多量の低エネルギー電子のため、距離に対してさ らにいっそう迅速な線量減少を示す。１．７Ｍｅ Ｖの最大限のエネルギーおよ び．６９０ＭｅＶ（対Ｓｒ−９０／Ｙ−９０について２．２７および．９７０Ｍ ｅＶ）の平均エネルギーを示すＰ−３２は、最大の線量減少を示す。 ２ｃｍ長の動脈壁まで３ｍｍの放射距離で、５グレイ／分の線量速度を達成す るのに必要とされる線源活性は、表１に示される。これは、２０グレイを供給す る４分の処置時間に匹敵し、処置量の直径と軸の拡大と一緒に変化 を必要とする一方で、ベータ粒子または陽電子粒子線源は、僅かに１０ｍＣ ｉを必要とするだけである。Γファクター、線源非等方性、および距離＜0.5ｃ ｍでの線量変化における不確かさに起因して、要求される活性についての表１に 示される値は近似値として考えるべきである。 全てが現在商業的に入手可能であるわけではないが、適切なサイズおよび活性 のイリジウム(ベスト・インダストリーズ(Best Industries)、バージニア州スプ リングフィールド(Springfield，VA))、リン化合物（マーリンクコッズ社(Malli nckrodt，Inc.)、ミズーリー州セントルイスのテクニカル・プロダクト・データ (Technical Product Data))、ストコンチュウム（ニュー・イングランド・ニュ ーグレイア(New England Nuclear)、マサチューセッツ州ボストン(Boston，MA)) の線源を、容易に作製できる。他方、ヨウ素およびパラジウムは、現時点では作 製上の技術的問題を示す。 その効果は、ベータ粒子または陽電子粒子線源についていっそう劇的であるが 、図１１は、ガンマ線源でさえ、放射距離で厳密に迅速な線量減少を示すことを 示す。したがって、線量均一性は、線源を動脈と同軸での配置に大きく左右され る。 線量非対称性は、図１１から計算でき、そして図１２では、我々は、Ｓｒ−９ ０、Ｐ−３２またはＩｒ−１９２の単独の５ｍｍ長の線源の不正確なセンタリン グから生じるこの非対称の大きさを例示する。センタリングの誤差の関数として 、直径３および５ｍｍの脈管内で最小の脈管線量に対する最大の脈管線量の比を 座標に点を決める。見られるとおり、５ｍｍ直径の脈管中0.5mmほどの小さなセ ンタリング誤差は、Ｉｒ−１９２については2.25から、Ｐ−３２については2.62 の範囲にある線量非対称になる。これは、Ｉｒ−１９２については＋５６％およ び−３１％、そしてＰ−３２については＋６０％および−３０％の「処方線量」 からの偏りに対応する。予期して、線源エネルギーが減少するとき、線量非対称 の大きさは増加する。したがって、Ｉｒ−１９２は、最小線量非対称を生じ、そ してＰ−３２は最大である。 線源配置が、脈管壁の最長の長さを処置するように計画されている場合、線量 減少vs.放射距離は、点の線源に比較比較すると、線状線源については迅速さが 減るので、線量非対称性はわすかに減少する。しかし、図１３は直 径５ｍｍで長さ３ｃｍの治療容積の脈管についてさえ著しい非対称性を示すので 、正確な線源の位置決めは未だ第一に重要な問題である。 あらゆる線源について、放射状線量分布（および不正確な線源の位置決めから 生じる二次誤差）は、線源の厚みを増加させることによってわずかに改善できる が、これは、線源の可撓性の点で明かに制限がある。図１４は、長さ２ｃｍの脈 管の治療について、Ｐ−３２線源の直径を０．６５から１．３ｍｍに増加させる と、線量分布に最低限の改善を生じることを示す。したがって、全ての線源とし て、最小サイズが最適である。 我々が、血管形成バルーンに直接注入されうるか、またはその内側表面に被覆 されうるＰ−３２リン酸ナトリウム溶液のような液体ベータ粒子または陽電子粒 子放射体を使用する可能性を考慮するならば、線源の位置決めでの誤差によって 導入された線量計非対称は排除できる。バルーンは造影剤で正常に膨張されるが 、原理的には、Ｐ−３２溶液で膨張できる。これは、放射活性の線源が正確な位 置にあり、そして脈管壁と直接接触していることを保証し、したがって線量均一 性を最適にする明確な利点を有するであろう。 典型的なバルーンは、長さ２−３ｃｍであり（１）、そして脈管の全直径（ｄ ）に膨張される。動脈閉塞の程度によって、３ｍｍの直径まで膨張される２ｃｍ 長のバルーンは、およそ０．１４ｍｌ（すなわち、容積１１ｄ²１／４）の総容 積を示す。バルーンの生じる放射状線量分布は、方程式２および３のわずかに修 飾された式を使用して計算でき、ここで、積分は、線源の放射拡張を越えて伸び る。これを記述する方程式は、参照文献（５２）に示されている。生じた線量分 布は、図１４に示されるとおりＰ−３２被覆シードまたはワイヤーのものに類似 し、２０ｍｍ長のワイヤーとバルーンの線量に匹敵する。 １分当たり５グレイの線量速度は、およそ５０ｍＣｉ／ｍｌの比活性を示す溶 液で充填されたバルーンから達成されうる。大腿部から冠状動脈まで延 ４ｍｍ（メディトロニック社(Medtronic Inc.)、フロリダ州ディアーフィールド ・ビーチ（Deerfield Beach，FL)）であるので、この管の周りの正常 な脈管への線量速度は、脈管の直径によって、処置線量の２０％未満である。２ ０グレイの治療は、正常の脈管に対しては４グレイよりも低くなり、それは正常 な組織耐性よりも十分に少ない。 したがって、我々は、高エネルギーガンマまたはベータ粒子または陽電子粒子 放射体の間の選択が後に残される。線源についての所望の条件は：ｍＣｉ当たり 高線量速度；高い比活性；長い半減期；および少なくとも３−４の処置距離であ る。 入手可能な同位体で理想的なものはない。Ｓｒ−９０は、比活性、線量速度、 照射安全性および半減期において利点を示す一方で、Ｉｒ−１９２は、放射状線 量分布の点で利点を示す。両方の同位体は、現在の技術を使用して、必要とされ る比活性で作製できる。 増えたＩｒ−１９２の放射範囲とＳｒ−９０の安全性の利点の間にはトレ ｍｍであれば、Ｓｒ−９０が選択すべき同位体であることが、図１１から明らか である。より長い処置治療については、Ｉｒ−１９２がより良い。 しかし、この議論は、動脈での放射活性な線源をセンタリングする能力しだい である。理想的なセンタリングが可能であれば、あらゆる線源が、放射状線量の 均等性を提供しするから、Ｓｒ−９０が選択すべき同位体である。しかし、最近 のカテーテル設計は、センタリングを保証しないので、イリジウムの増加範囲が 有利であろう。 線量分布、線量速度、比活性および実行可能性に基づけば、Ｉｒ−１９２およ びＳｒ−９０の両方は、冠動脈内照射のための適切な線源でありうる。高エネル ギーベータ粒子または陽電子粒子線源は非常に望ましいが、これらは、不可避的 に極めて短い半減期を示す。我々は、ここに、１．７ＭｅＶの遷移エネルギーを 示すＰ−３２が、可能な線源としてわずかに許容しうること、そのため、低遷移 エネルギーを示すめらゆる同位体を除外できることを示した。より短い半減期（ Ｐ−３２について１４日）を示す同位体が、実施不能であることも立証する。 ベータ粒子はたは陽電子粒子スペクトルの他端においては、より大きな遷 移エネルギー（Ｓｒ−９０の娘Ｙ−９０について２．２７ＭｅＶ）を示し、且つ Ｓｒ−９０（２８年）より大きな半減期を有する同位体はない。６０日の半減期 および９１８ｋｅＶの平均エネルギーを示すＳｂ−１２４のような他の可能性が 存在するが、これは、Ｓｒ−９０を選択ベータ同位本にするように見える。他の ベータ粒子または陽電子粒子同位体のための線量分布は、図１１に示されるもの と類似しており、そしてこのような線源の開発は、我々の基本的結論を変えはし ない。 血管形成バルーンに直接Ｐ−３２溶液を導入することは、線量不均質性および 範囲のすべての問題を取除くという点で、特に魅力的である。しかし、最近の技 術であるカテーテルでは、１−２％の発生のバルーン障害がある。バルーンおよ び１００ｃｍ長のカテーテルが、Ｐ−３２溶液で完全に充填された場合、そして バルーンが損傷すれば、血液に直接放出されるＰ−３２は１５ｍＣｉ程度の量に なるであろう。ホスフェート部分としてのＰ−３２は、骨格探知同位体である（ 真性赤血球増加症の治療のために時折使用される）ので、これは、骨格線量＞９ ．５Ｇｙ、および全体重線量＞１．５Ｇｙ²（５０）になり、両方とも受入れら れないリスクである。あるいは、さらに迅速に排泄される他の化学形態のＰ−３ ２は骨髄に戻らず、したがって、許容しうる毒性プロフィールを示す。更に、そ のような処置の線量測定上の利点は、カテーテル設計のさらなる研究を保証する ことであると思われる。この問題に対する別の可能な解決法は、その化学的処方 が、より温和であり、そしてより短い生物学上の半減期を示すベータ粒子または 陽電子粒子放射体を同定することである。このような放射活性溶液は、Ｃｕ−６ １、Ｓｅ−７３、Ｃｏ−５５、Ｓｃ−４４、Ｓｒ−７５、Ｋｒ−７７、Ｇａ−６ ８、Ｉｎ−１１０、Ｂｒ−７６、Ｇａ−６６、Ｇａ−７２、Ｓｂ−１２２、Ｎａ −２４、Ｓｉ−３１、Ｇｅ−７７、Ｈｏ−１６６、Ｒｅ−１８８、Ｂｉ−２１２ 、Ｙ−９０、Ｋ−４２、Ｉｒ−１９２、Ｉ−１２５、Ｐｄ−１０３、Ｓｒ−９０ 、および放射活性塩化ナトリウムを含む液から構成される群から選択でき、また は、同位体から得られて処方される他の化学的化合物は、例えば、表３に示され る。 現在の価格では、要求された活性のＩｒ−１９２、Ｓｒ−９０およびＰ−３２ 線源は、すべて、開発費を勘定にいれずに、およそ１０³−１０⁴ドルで作製でき る。Ｓｒ−９０は、最も長い半減期（２８年）をしめし、Ｉｒ−１９２（７４日 ）およびＩ−１２５（６０日）はかなり劣る。したがって、費用は、線源選択に おいて重要なファクターでありうる。図の見出し １１． Ｉｒ−１９２、Ｉ−１２５、Ｐｄ−１０３、Ｐ−３２およびＳｒ−９ ０からの放射線量対距離。線源は、半径０．６５ｍｍおよび長さ５．０ｍｍであ る。線量は、２．０ｍｍの放射処置距離で１．０に正常化された。 １２． 直径３および５ｍｍの動脈内の５ｍｍ長のＰ−３２、Ｓｒ−９０また はＩｒ−１９２線源の不正確なセンタリングから生じる線量非対称(脈管壁に対 して最大/最小線量として定義される)。その線源が、動脈中に中心に置かれる場 合、線量非対称は、１．０である。 １３． 直径５ｍｍの脈管内で長さ５および３０ｍｍのＳｒ−９０およびＩｒ −１９２の線量非対称の比較。その線源が、動脈中に中心に置かれる場合、線量 非対称は、１．０である。 １４． 直径０．６５および１．３ｍｍのＰ−３２ワイヤーについて、そして 直径３ｍｍのＰ−３２バルーンについての放射性線量。全線源は、長さ２０ｍｍ である。２０ｍｍ長さのＩｒ−１９２線源の線量は、比較によって示される。線 量は、２．０ｍｍの放射状処置距離で１．０に正常化された。 ここで図に参照すると、図２は、本発明の第一の実施例によるバルーンカテー テルを示し、それは、本発明にしたがった方法を使用できる。装置は、放射活性 を冠状動脈に放射活性線量を送出するのに特に適している。この好ましい実施例 は冠状動脈に関して記載されるが、これは一例であって、本発明は他の管腔構造 に送出するためにも使用できるので、これに限定されるものではない。 装置は、バルーンカテーテル５を通して全体に拡張するガイドワイヤールーメ ン６を備えたバルーンカテーテル５、およびバルーンカテーテル５の遠 位末端で閉じ、照射線量送出ワイヤー８を受けるためのブラインドルーメン７を 包含する。ガイドワイヤールーメン６は、ガイドワイヤー９の周囲に密着し、そ してガイドワイヤー９の摺動を可能にするような寸法とする。ガイドワイヤー９ の長さは、それが動脈の標的セグメントを通過して伸びるのに十分な長さであり 、そして例えば、それは、冠状動脈に使用するためには約１１０ｃｍより長くし 得る。他の動脈に使用するためには、ガイドワイヤー９の長さは、約１１０ｃｍ より長くても、またはより短くてもよい。 ガイドワイヤー９および照射線量送出ワイヤー８の外径は、約０．０１４イン チであり、そしてこの場合、ガイドワイヤールーメン６の内径およびブラインド ルーメン７は、バルーンカテーテル５がガイドワイヤー９上を移動でき、そして 照射線量送出ワイヤー８がブラインドルーメン７内を移動させるためにわずかに 大きい。 照射線量送出ワイヤー入口ポート１１は、バルーンカテーテル５の近位末端で 照射線量送出ワイヤー８を受け入れ、そして水密シールを提供するために適合さ れる。したがって、照射線送出ワイヤー８を、患者の体液との接触から離す。バ ルーン膨張ポート１３は、従来の方法でバルーンカテーテル５の遠位末端でバル ーン区画５ａを膨張させる。 図３を参照すると、ここでは、図２の同じ参照番号を同じ部分に使用しており 、したがって詳細な説明は必要ないであろう。ガイドワイヤールーメン６は、バ ルーンカテーテル５に関して中心からずれていてもよいのに対して、照射線量送 出ワイヤー８を取り囲む用に適用されたブラインドルーメン７は、実質的にバル ーンカテーテル５の中心にあり得ることが分かる。 次に、図４（ここでは図２の同じ参照番号を同じ部分に使用ており、詳細な説 明は必要とされない）を参照すると、照射線量送出ワイヤー８は、非放射活性区 分８ａおよび８ｂ、および照射線量送出ワイヤー８の遠位末端内に包含または含 有された放射活性区分８ｃ、Ｉｒ¹⁹²、Ｉ¹²⁵、Ｐｄ¹⁰³または例えば表４から選 択される他の同位体のペレットのような放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆ の線状列を包含しうることが分かる。ペレットの線状列の長さは、冠状動脈で使 用するためには約２ｃｍより小さいかまたは等 しくてよく、そして末梢動脈で使用するためには約１０ｃｍより小さいかまたは 等しい。あるいは、放射活性の線源は、そのような放射活性ペレットの非線状列 から構成できるか、または単独の放射活性ペレットから構成され得る。各放射活 性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆの放射活性は、線源のセンチメーター当たり１ ０キューリズより小さいかまたは等しくてよい。 図１５を参照すると、ここでは図４の同じ参照番号を同じ部分に使用しており 、したがって、詳細な説明を必要ないであろう。照射線量送出ワイヤー８は、非 放射活性区分８ａと、照射線量送出ワイヤー８にあるか或いはその遠位末端に取 付け得る放射活性区分８ｃを包含しうることが分かる。 図１６を参照すると、ここでは図４の同じ参照番号を同じ部分に使用しており 、したがって詳細な説明を必要ないであろう。照射線量送出ワイヤー８は、非放 射活性区分８ａと、放射活性区分８ｃを具備し、該放射活性区分は照射線量送出 ワイヤー８の遠位末端の周囲に巻回されたワイヤーの形態であり得ることが分か る。 本発明の第一の実施例にしたがって動脈挿入した後、再狭窄を減少させる装置 の操作は、以下のとおりである。ガイドワアイヤー９を、患者の動脈に挿入する 。ガイドワイヤー９の遠位末端を、少なくとも標的部位、つまり照射の線量を受 ける部位まで、好ましくはこれを超えるまで挿入される。その後、ガイドワイヤ ー９をガイドワイヤールーメン６に挿入し、そしてバルーンカテーテル５を、バ ルーン区分５ａが標的部位に隣接するまで、遠位末端に向かってガイドワイヤー の下で動かせる。バルーン血管形成手段の場合に、その後、バルーン区分５ａを 、バルーン膨張ポート１３に連結したバルーン膨張／収縮の膨張手段（示されず ）によって膨張および収縮する。あるいは、照射の線量を、以下のアテレクトミ ーまたは他の動脈介入のようなバルーン区分５ａを膨張および収縮することなし に、標的領域に送出することが望まれる場合、バルーン区分１ａは、膨張および 収縮させない必要がある。 最終的に、照射線量送出ワイヤー８を、照射線量送出ワイヤー入口ポート１１ を通してバルーンカテーテル５内のブラインドルーメン７の近位末端に挿入する 。放射活性線源８ｄ、８ｅおよび８ｆが実質的に標的領域に隣接す るまで、照射線量送出ワイヤー８を、バルーンカテーテル５の遠位末端に挿入す る。望ましい用量の照射が、標的領域まで送出され、その後照射線量送出ワイヤ ー８を、バルーンカテーテル５から取除くまで、放射活性線源８ｄ、８ｅ、およ び８ｆは、その場所に残す。放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆが、標的領 域に隣接されたままである時の長さは、放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｅ の活性、標的領域での動脈の直径、および送出すべき所望の好ましい線量による 。照射線量送出ワイヤー８は、後ろで振動し、そしてブラインドルーメン７内に 規定し、その結果、放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆは、照射を全標的領 域に送出する能力がありながら、標的領域より短くありうる。さらに、照射線量 送出ワイヤー８は、前後に振動し、放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｔが、 所望の線量の照射を送出するために、標的領域に隣接させたままに残す時間は、 標的領域の長さに左右される。 あるいは、ガイドワイヤー９は、上述のとおり動脈に挿入でき、そしてブライ ンドルーメンなしの従来のバルーンカテーテルを、ガイドワイヤー９の上に載せ 、そして膨張、収縮されるべき標的領域に前進させ、そして動脈から取除くこと ができる。動脈から取除いた後、ブラインドルーメン７を具備する本発明のバル ーンカテーテル５を、ガイドワイヤールーメン６を利用するガイドワイヤー９上 の載せることができ、そして照射線量送出ワイヤー８をブラインドルーメン７に 挿入させるために、標的領域を隣接して挿入させて、上述のとおり標的領域に照 射の線量を送出できる。この手段は、本発明のバルーンカテーテル５が放射の線 量を送出するために活用される前に、従来のバルーンカテーテルの使用を、血管 形成に行わせる。 本発明の装置および方法は、他の管腔構造に対して同様の方法で使用される。 ここで図５に関しては、ここで図２の同じ参照番号を同じ部分に使用し、した がって、詳細な説明を要求しない場合、本発明の第二の実施例にしたがったバル ーンカテーテルが示され、これは、本発明による方法を実行するのに使用できる 。この図では、メリーランド州コロンビア（Columbia、Maryland）のニューグレ イトロン社（Nucletron Corp.）によって分配され たもののような、従来のアフターローダーに類似するコンピューター制御アフタ ーローダー１５を、照射線量送出ワイヤー８の近位末端内に連結させ、そして、 照射の前測定線量が、標的領域に送出する後、放射活性の線源８ｄ、８ｅ、およ び８ｆが、標的領域に隣接し、そして照射線量送出ワイヤー８をブラインドルー メン７から取り除くまで、照射線量送出ワイヤー８をブラインドルーメン７に挿 入するのに使用する。 本発明のコンピューター制御アフターローダー１５は、そのコンピューター制 御アフターローダーが操作者に放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆの活性を 示す変化量を入力させる点で、従来のアフターローダーと異なり、放射活性の線 源８ｄ、８ｅ、および８ｆを、標的領域に隣接して送出され(放射活性の線源８ ｄ、８ｅ、および８ｆの崩壊を考慮にいれて)、標的領域での動脈の直径、標的 領域の長さ、そして望ましい放射活性の線量の値のデータは、標的領域に送出さ れない。その後、放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆが、標的領域に隣接し 、算出時間を待ち、そしてその後、照射線量送出ワイヤー８をバルーンカテーテ ル５の外に押し戻すまで、コンピューター制御アフターローダー１５は、放射活 性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆが、望ましい放射活性線量を送出し、その後、 照射線量送出ワイヤー８をバルーンカテーテル５の遠位末端に向かって動かせる 標的領域に隣接するにちがいない時間を計算する。 さらに、コンピューター制御アフターローダー１５は、照射線量送出ワイヤー ８を前後に振動させて、そして放射活性の線源８ｄ、８ｅ、および８ｆが、標的 領域に隣接する間に設定する。この場合に、コンピューター制御アフターローダ ー１５は、所望の線量を送出しうるのに必要な時間を測定する上で、標的領域の 長さおよび振動の比率を考慮に入れた。 コンピューター制御アフターローダー１５は、放射活性の線源８ｄ、８ｅ、お よび８ｆが望ましい線量の照射、電力供給バックアップ、および特に放射活性の 線源が、使用される多量の時間を保存するためにデータベースメモリーを送出す る標的領域に隣接するにちがいない時間の長さを計算するためのプログラムを保 存するためのプログラムメモリーを包含しうる。 図６を参照すると、ここで図２の同じ参照番号を同じ部分に使用し、したがっ て、詳細な説明を要求しない場合、本発明の第三の実施例によるバルーンカテー テル１８が、示され、それは、本発明による方法を行うのに使用されうる。クラ ンプ２０は、照射線量送出ワイヤー８を盲ルーメン７に挿入する際、盲ルーメン ７の近位末端および、患者の体での切開の領域でカテーテル１８を囲む鞘１９の 近位末端に連結した照射線量送出ワイヤー入口ポート１１の間の拡張された同軸 位置を維持するのに活用されうる。 図７を参照すると、ここで図２の同じ参照番号を同じ部分に使用し、したがっ て、詳細な説明を要求しない場合、本発明の第四の実施例によるバルーンカテー テル２１が示され、それは、本発明による方法を行うのに使用できる。この図で 、ガイドワイヤールーメン２２は、バルーンカテーテル２１の長さより短い距離 を拡張する。すなわち、ガイドワイヤールーメン２２は、近位末端でよりむしろ バルーンカテーテル２１の遠位末端に入口ポイント２２を、そしてバルーンカテ ーテル２１の長さにそって出口ポイント２２ｂを有する。 第一の実施例でのとおり、ガイドワイヤー９を、動脈に挿入し、そしてガイド ワイヤールーメン２２は、バルーンカテーテル２１を、ガイドワイヤー９の遠位 末端に向けて案内する。さらに、第一の実施例でのとおり、照射線量送出ワイヤ ー８は、バルーンカテーテル２１の盲ルーメン２３内に載せる。 ここで図８に関しては、ここで図２の同じ参照番号を同じ部分に使用し、した がって、詳細な説明を要求しない場合、本発明の第五の実施例による装置が示さ れ、それは、本発明による方法を行うのに使用できる。この図で、放射線シール ド２５は、可動性で、そして支持体２４上の患者（示されず）と装置のオペレー ター（示されず）の間を移動させるのに適応する。放射線シールド２５は、例え ば、脚２６ａ、２６ｂ、２６ｃ、および２６ｄに載せたローラー２５ａ、２５ｂ 、２５ｃおよび２５ｄの手段によって移動可能である。 手術で、この図８には示されないバルーンカテーテル５は、支持体２４によっ て支持される患者（示されず）に挿入し、そして放射線シールド２５は、 装置のオペレーターと、バルーンカテーテル５の盲ルーメン７内の放射線線源８ ｄ、８ｅおよび８ｆの間で動かされる。放射線シールド２５は、可動性であり、 それは、放射線の過剰曝露から医師および他の就業者に保護を供するため、サイ ズの異なる患者に適応できる。 ここで図９に関しては、ここで図２の同じ参照番号を同じ部分に使用し、した がって、詳細な説明を要求しない場合、本発明の第六の実施例による装置が示さ れ、それは、本発明による方法を行うのに使用できる。この図で、バルーン２７ 無しのカテーテルは、盲ルーメン７およびガイドワイヤールーメン６を包含する 。この実施例は、第一の実施例に類似する形態で活用され、ここ以外、装置は、 放射線を送出するのみに使用され、そして第一の実施例のバルーン機能を示さな い。 ここで図１０に関しては、ここで図２の同じ参照番号を同じ部分に使用し、し たがって、詳細な説明を要求しない場合、本発明の第七の実施例による装置が示 され、それは、本発明による方法を行うのに使用できる。この図で、照射線量ワ イヤー入口ポート１１を通して近位末端に照射線量送出ワイヤー８を受入れる盲 ルーメン２８は、移動可能にカテーテル（示されず）に挿入されることに適合す る。カテーテルは、バルーン型カテーテルまたはバルーンなしのカテーテルであ りうる。 手術で、カテーテルは、従来の方法で患者に挿入される。その後、盲ルーメン ２８を、カテーテルに挿入し、そして第一の実施例のとおり、照射線量送出ワイ ヤー８は、照射線量送出ワイヤー８の遠位末端が、放射活性線量を受けるべき動 脈のセグメントに隣接するまで、照射線量送出ワイヤー入口ポート１１を通して 盲ルーメン２８に進行させる。さらに、第一の実施例のとおり、照射線量送出ワ イヤー８は、照射の所望の線量が、動脈セグメントに送出された後に放棄する。 この実施例は、限定されないが、末梢血管領域での手段について第一に意図され る。 ここで図１７を参照すると、この図は本発明の具体例に従ったデューアルバル ーンカテーテルを示す。ガイドワイヤールーメン２００は、ガイドワイヤー（図 示されていない）を越えて患者（図示されていない）に挿入するために 備えられるものである。ガイドワイヤールーメン２００は内側バルーン２０４な らびに外側バルーン２０２を通過することがでる。内側バルーン２０４は外側バ ルーン２０２と実質的に同心性である。外部バルーン２００は外側バルーンルー メン２０６を通して膨張し、内側バルーン２０４は内側バルーンルーメン２０８ を通して膨張する。内側と外側のバルーンは好ましくは独立して膨張することが でき、内側バルーンルーメンと外側バルーンルーメンは、図に示すように、ガイ ドワイヤールーメンの内部を通過するか、あるいはガイドワイヤールーメンの外 部を通過する。本発明のデューアル‐バルーンカテーテルに関してはガイドワイ ヤールーメンを使用する必要がないことに留意しなければならない。 内側および外側バルーンは、放射性流体によって両方が膨張するか、あるいは どちらか一方が膨張する。この適用のために、流体の語は水溶液ならびにガス相 をさす。放射性流体によって内側バルーンだけが膨張する場合には、外側バルー ンは、内側バルーンが破裂した場合に患者に対して追加的な保護を与える(外側 バルーンは流体を中に閉じ込めるのを助ける)。外側バルーンだけが膨張する場 合には、一定の放射線療法を達成するためには放射性流体の量を減じる必要があ る。 これに関して本発明は、放射性流体の容量減少をもたらし、破裂の危険性を最 小限に抑え、防御を付加し、オペレーターを放射性流体の付近から遠ざけ、放射 性流体の漏洩の危険性を低下させることが認められている。 図１８を参照すると、新規インジフレーター２２０が示されている。このイン ジフレーターでは、プランジャーヘッド２２２がプランジャーステム２２４に取 り付けられている。プランジャーステムにはねじ筋が付いていて、ロック２２６ によってロックすることができる。プランジャーステムは、ポート２２８を通し て流体を外へ押し出すために矢印Ａの方向に動き、ポート２２８はルアーロック （図示されていない）に接続され、最終的にはバルーンカテーテル（図示されて いない）に接続されている。圧インジケーター２３０は、ステム２２４の中をあ るいはそれに沿って走っているコネクタによって接続されたドランスデューサ手 段を通して、プランジャーによって流体に加えられる圧を測 定する。この構造は、プランジャーが作用する流体の容量を最小限に抑えながら 、上述したように圧を測定することを可能にする。流体の容量を測定するための 検定スケール２３２が備えられており、この検定スケール２３２は、たとえば０ ．１ｃｃずつ増加して１から５ｃｃまで読取ることができる。図１９を参照する と、シールド２４０が示されている。このシールドは図１８のインジフレーター ２２０の上をすべり、オペレーターを放射性流体から保護するためのルーサイト 部分２４２と鉛部分２４４を備えている。鉛部分は、オペレーターがインジフレ ーター２２０を見ることができるようにその中に窓（図示されていない）がある 場合もある。ルーサイト部分２４２は、たとえばインジフレーター２２０の検定 スケール２３２と一列に並んでいてもよい。 図２０を参照すると、この図は、インジフレーター（図示されていない）ある いはルアーロック（図示されていない）とバルーンカテーテル（図示されていな い）の間に配置されるルーメン２５０を示している。ルーメン２５０の末端２５ ２はインジフレーターあるいはルアーロックに連結し、ねじ筋のある取り付けリ ング２５４がバルーンカテーテルに連結していて、２５５の部分はバルーンカテ ーテルのルーメン内に配置されていて、空隙を占拠し、放射性流体のような流体 でバルーンカテーテルが膨張したときにバルーンカテーテル内に入り込む放射性 流体の容量を低下させることができる。 図２１を参照すると、インジフレーター（図示されていない）あるいはルアー ロック（図示されていない）とバルーンカテーテル（図示されていない）の間を 接続するための３方向ストップコック２６０が示されている。ポート２６２はイ ンジフレーターあるいはルアーロックに接続し、ポート２６４はバルーンカテー テルに接続している。ポート２６６は、バルーンカテーテルを外部の大気あるい は注射器（図示されていない）あるいは保存容器（図示されていない）へと押し 出すために用いられる。３方向ストップコック内の弁（図示されていない）を制 御するハンドル２６８は、矢印Ａに沿って可動し、２つのポート間の流体の通過 を可能にする。ハンドル２６８は、オペレーターの手が放射性流体に近付かない ように、３方向ストップコックに比べて長くなっている。 図２２を参照すると、３方向ストップコックのためのケース２７０が示され ている。ケースは３方向ストップコックを動かすためのハンドル２７２を含む。 ケースはまた、流体が３方向ストップコックの方へ、あるいは３方向ストップコ ックから流れることができるための開口部２７４、２７６および２７８を含みう る。ケース２７０は、別個の３方向ストップコックを受け入れるように、あるい はそれ自体と共に包括的に３方向ストップコックを含むようにデザインされる。 ケース２７０は、たとえばルーサイトと鉛のいずれかまたは両方の層でできてい るか、あるいはかかる層を含む(オペレーターの放射線への暴露を低減するため) 。 図２３を参照すると、流体のような放射性物質を収容するための容器２８０が 示されている。放射性流体が入ったビンを中に入れるためにはねじをゆるめて底 部２８２を上部２８１からはずすことができる。上部の穴２８４は、容器内部の 放射性流体にアクセスできるようにするためのものである、穴２８４は、たとえ ばビンの場合のようにゴム膜などの密封構造で覆われていてもよい。この密封構 造は自動密封の場合もある。密封構造を使用する場合は、針を用いて密封構造に 穴を開け、放射性流体にアクセスする。たとえば、容器２８０の外側は鉛で、内 側がルーサイトである。あるいは、内側が鉛で、外側をルーサイトにすることも できる。この二層構造は、中に入っている放射性物質からの保護を提供する。 図２４を参照すると、流体のような放射性物質を収容するためのもうひとつの 容器２９０が示されている。第一のポート２９２は放射性流体を注入するための もので、第二のポート２９４は放射性流体を除去するために備えられている。図 ２３の容器２８０と同様に、ポートは、たとえばゴム膜のような密封構造でカバ ーされていてもよい。この密封構造は自動密封でもよい。密封構造を使用する場 合は、針を用いて密封構造に穴を開け、放射性流体にアクセスする。たとえば、 容器２９０の外側は鉛で、内側がルーサイトである。あるいは、内側が鉛で、外 側がルーサイトでもよい。この二層構造は、中に入っている放射性物質からの保 護を提供する。 図２５を参照すると、流体のような放射性物質を収容するためのもうひとつの 容器３００が示されている。ポート３０２は放射性流体を注入し、且つ除去 するためのものである。図２３の容器２８０と同様に、ポートは、たとえばゴム 膜のような密封構造でカバーされていてもよい。この密封構造は自動密封でもよ い。密封構造を使用する場合は、針を用いて密封構造に穴を開け、放射性流体に アクセスする。たとえば、容器３００の外側は鉛で、内側がルーサイトである。 あるいは、内側が鉛で、外側がルーサイトでもよい。この二層構造は、中に入っ ている放射性物質からの保護を提供する。上方部分３０４は一般に円柱状で、基 底部分３０６は円錐あるいはじょうご形である。じょうご形の基底部３０６は、 基底剖に針を刺して流体を除去できるように、容器３００の底に流体を少量集め る。中央に穴３０８ａがあるメッシュ３０８を用いて流体を濾過し、メッシュの 上に比較的大きなデブリを保持することができる。 図２５を参照すると、柔軟なプラスチックシールド３１０が示されている。こ のシールド３１０は３１２と３１４の部分を含み、また容器あるいは放射源を含 む構造の周囲にシールド保持するためのスナップあるいはベルクロのような留め 具３１６を含んでおり、それによってシールドは放射源から放出される放射線か ら人体を保護する。ほぼ水に等しい濃度を持つ弾性プラスチックシールドは、た とえばβエネルギーを閉じ込めるために約２ｍｍの厚さにすべきである。 特定の具体例を参照して本発明を説明するが、特許請求の範囲に述べられてい る本発明の精神と範囲から逸脱することなく、本発明の多くの変更および修正が 当業者には明白になると考えられる。たとえば、添付の表から選択される同位体 は、適用の際に同定されるものと置換されうる。 考察 ブタ冠状動脈モデルとラット頚動脈モデルの両方において、脈管壁に段階的線 量を送達するための開放端潅流カテーテルを通して供給送達したＩｒ¹⁹²ペレッ トを用いて、冠状動脈内近接照射療法に関する試験を実施した(２０-２４)。標 準線量のポイントの決定は試験者によって異なったが(血管壁界面あるいは脈管 の中心から２ｍｍの任意の点のいずれか)、この線源から内膜に送達された１５ ００ｃＧｙまたはそれ以上の線量が新内膜増殖を防ぐことは明らかである。さら に、種々の実験が、血管平滑筋細胞増殖の抑制は少なくとも６ヵ月間持続するこ とを示唆している。動脈周囲区域に心筋線維症あるいは壊死の証拠は存在せず、 検出しうる組織学的異常も認められなかった。また心臓周囲反応の証拠も存在し なかった。 γ線源からの線量低下は速やかであり(〜１／γ^1.5)、算定すると線源から５ ｃｍで線量は約６０ｃＧｙとなり、Ｘ線透視検査や血管シネ撮影法で患者が受け る線量と同等であることを示す。照射治療期間中線源から１００ｃｍのところに 立っているオペレーターへの線量は１回の処置当り０．３ｃＧｙとなり、人体に は許容できない高い線量である。 照射安全性の検討は、主としてβ線放射によって崩壊する放射線源がより好ま しい安全性プロフィールを持つことを示唆している。これは、放射された電子が 、非常に短い距離で放出されたエネルギーのほとんど完全な吸収を導く物質と強 く相互作用するためである。放射される線源からの距離は、放出される電子のエ ネルギーの関数である。算定では、線源の数ミリメートル内の評価しうるエネル ギー転移を生じさせるためには、β線のＥｍａｘは約２ＭｅＶでなければならな いことを示す。 これらの検討に基づき、Waksmanら（２５）は、Ｓｒ⁹⁰／Ｙ⁹⁰を含む線源から 送達されるβ線照射の作用についての試験を実施した。これらの試験者は、過伸 張ブタ冠状動脈モデルにおいてこの冠状動脈内β線源が新内膜過形成を予防する 能力を検討し、７から５６Ｇｙまでの照射線量が２８日目に新内膜増殖を抑制す ることを認めた。Novoste Corp.が主催する治験が現在この線源を使用して進め られている。 多くの考察が、β放射体による冠状動脈照射にはもうひとつ別のアプローチが 求められることを示唆した。まず第一に、中心に位置するワイヤー線源に関して であるが、β粒子は血管内で急速に減衰するため、処置しうる脈管の大きさが非 常に限られていた。第二に、Ｓｒ⁹⁰は２８．７４年の半減期でＹ⁹⁰に崩壊する。 Ｙ⁹⁰は、高エネルギーβ（Ｑ＝２．２８１５ＭｅＶ）の放射を通して６４．１０ 時間の半減期でＺｒ⁹⁰に崩壊する。後者のＹ⁹⁰が治療のための活性ラジオ同位体 である。 本発明の好ましい具体例は、同様の崩壊特性、短い半減期、ならびにバルーン カテーテルにおいてβ線を供絵送達する水性源として使用できる所望の化学特性 を持ったラジオ同位体を使用する。 ¹⁸⁸Ｒｅは最大遷移エネルギー２．１３ＭｅＶ、平均β線エネルギー０．７７ ＭｅＶ、物理的半減期１７時間のβマイナス放射体である。β崩壊の１５％だけ が１５５ＫｅＶのγ線を伴う。以下の表からわかるように、¹⁸⁸ＲｅはＹ‐90と ほとんど同じβ遷移エネルギーを持ち、線量計での透視から、ほぼ同じアイソド ース分布およびＹ‐９０あるいはＳｒ‐９０としてのミリキューリー活性当り線 量速度を生じる。 同位体特性の表 同位体 β崩壊 半減期 （ＭｅＶ−Ｍａｘ） ３８−Ｓｒ−９０ ．５５ ２８．８ｙ ３９−Ｙ−９０ ２．２８ ６４．１ｈ ７４−Ｗ−１８８ ．３５ ６９．４ｄ ７５−Ｒｅ−１８８ ２．１２ １７．０ｈ しかし¹⁸⁸Ｒｅは、化学物質形態にキレート化できるという点で明らかな照射 安全性上の利点を持ち、かかる化学物質は、Ｙ‐９０、Ｓｒ‐９０あるいはＰ‐ ３２と異なって、向骨性化合物ではなく、約１‐３時間の生物学的半減期で腎に よって速やかに清掃される。Ｒｅは原子表でＴｃの真下にあるので、こ れらの遷移金属の化学特性は類似している。流体¹⁸⁸Ｒｅ溶液を用いてバルーン カテーテルを膨張させる場合、これは完璧な線源のセンタリングならびに放射線 源と動脈内壁の緊密な接触を確実にし、放射線量の対称性が保証される。このこ とから、自動線源センタリングおよび溶液源の均一性、すなわちバルーンの表面 からの放射距離の関数としての線量も容易に予測でき、バルーンの直径と比放射 能だけの関数となる。たとえば直径３ｍｍのバルーンの場合であれば、バルーン の表面における線量速度（Ｙ‐９０あるいはＲｅ‐１８８のいずれかについて） は約０．１４ｃＧｙ／秒／ｍＣｉ／ｍｌ（３．７８Ｅ‐１１Ｇｙ／秒／Ｂｑ／ｍ ｌ）であり、線量は０．５ｍｍで５３％に低下する。５０ｍＣｉ／ｍｌ（１．８ ５×１０⁹Ｂｑ／ｍｌ）の比濃度では、５分以内で２０Ｇｙを送達することがで きる。５分間バルーンを膨張させるためには、ＡＣＳ Ｒｘ Ｆｌｏｗｔｒａｃ ｋあるいはＳｃｉＭｅｄ Ｗａｖｅ潅流バルーンのような潅流バルーンを使用す る。バルーン中の流体の容量は、３．０ｍｍ×２ｃｍのバルーンについて０．１ ５ｍｌであり、シャフトのボディ中の膨張したルーメンを満たすためにはさらに ０．１０ｍｌの溶液が必要である。従って、潅流カテーテル中の総容量は〜０． ２５ｍｌ、総活性は１２．５ｍＣｉである。バルーンを、適当なサイズを実現す るために必要な見掛け圧に膨張させる。現在すべての製造業者が、定格バースト 圧で９９％の完全性を維持する９５％信頼と定義される定格バースト圧を裏付け るデータを提出する。従って１％よりもかなり低いバースト頻度で上限が保証さ れる。レニウム‐１８８‐標識ＭＡＧ₃の調製（２９‐３５） １．無菌条件下で（層流フード）市販のＦＤＡ認可ＭＡＧ₃キット（TechneScan 加える。 ２．上記のように調製したＭＡＧ₃キットに¹⁸⁸Ｒｅ発生器溶出物１ｍｌを加える 。 ３．バイアルを１００℃で６０分間加熱する。 ４．溶液を冷却し、使用前に滅菌ミリポアフィルターで濾過する。品質管理 １．キット試料の少量のアリコートをＴＬＣ（Ｍｅｒｃｋ Ｓｉ‐６０あるいは 同様の製品）によって分析する。乾燥後、アセトニトリル中でプレートを展開す る。¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃はこの系では非常に極性であって、ほぼ起点にとどまり、 遊離過レニウム酸塩が溶媒フロントに移動する。 ２．第二のアリコートは、食塩水あるいは水中で展開してＴＬＣによって分析す る。¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ３と遊離過レニウム酸塩が溶媒フロントに移動する。¹⁸⁸Ｒ ｅ‐コロイドは起点にととどまる。 ３．¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃溶液の少量のアリコートを酢酸３００μｌに希釈し、その 後この溶液をＣ‐１８ Ｓｅｐ Ｐａｋに充填する。Ｓｅｐ Ｐａｋカラムは、 あらかじめアセトニトリル２ｍＬ、次いで１％酢酸溶液５ｍＬで洗浄して活性化 しておく。¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃を加えたあと、１％酢酸３ｍＬでカラムを洗浄する 。¹⁸⁸Ｒｅ活性はカラムにとどまるはずである。次に¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃を５０％ アセトニトリル‐５０％酢酸混合物３ｍＬで溶出する。この工程中、Ｓｅｐ Ｐ ａｋカラムを十分に酸性にしておかねばならない。 １つのＭａｌｌｉｎｃｋｒｏｄｔ ＭＡＧ３内容物を用いて、放射標識収率を 有意に低下させずに、¹⁸⁸Ｗ／¹⁸⁸Ｒｅ発生器からの¹⁸⁸Ｒｅ‐過レニウム酸塩溶 出物とＳｎ／クエン酸溶液の容量を倍加することができる。 ¹⁸⁸ Ｒｅ‐ＭＡＧ₃試料に関するデータ Mallinckrodt,Inc.から市販されているキットを使用し、Oak Ridge National Laboratory(ORNL)から提供される標識工程を用いて[すなわち肝実質を画像化す るための^99mＴｃ‐ＭＡＧ₃の調製のため]、放射化学的収率は＞９５％である。 ＱＣは、遊離過レニウム酸塩とコロイドを調べるため薄層クロマトグラフィーを 使用して評価する。 溶媒系 過レニウム 系 定常相 酸塩標準 コロイド標準 ＲｅＭＡＧ₃標準 アセト Merck １ ０ ０ ニトリル Si60 生理食塩水 Gelman １ ０ １ 食塩水 ITLC-SG ¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃は調製およびＱＣ評価後３時間以内に使用すべきであり、Ｔ ＬＣ ＱＣは使用の直前に評価すべきであることが示唆されている。ＨＰＬＣ分 析も実施できる。やはり使用の前にＭＡＧ₃溶液を０．２２ミクロンのミリポア フィルターで濾過しうければならない(３６)。品質管理 ＩＴＬＣプレートをGelman Sciences,Ann Arbor,Michigan，製品番号61885、I TLCJ SG、現行ロット＝8198から入手する。EM Reagents，E.Mecrk，Darmstadt， Germanyからの、層の厚さ０．２ｍｍのシリカゲル60 F254で前被覆したＴＬＣシ ートを使用してＴＬＣを実施する。 合成とＱＣを上述したレニウム‐１８８標識ＭＡＧ₃物質を、調製後５時間ま で高性能液体クロマトグラフィー（ＨＰＬＣ）およびＩＴＬＣによって評価し、 分解あるいは放射線分解の作用を認めなかった。¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃の調製と製剤 から血管内近接照射療法のための投与までの最大期間は３０‐６０分であるので 、これらのデータはこの最大期間よりも１０‐２０倍長い期間の安定性を例示し ている。安定性‐高放射能レベルでの¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃の安定性試験 上述したようなプロトコールを用いて、ただし市販のＭＡＧ₃キットの内容物 を溶解するために発生器溶出物１ｍＬを使用し、ｓｎｃ₁₂／クエン酸溶液１ｍＬ を加えて、¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ３を調製した。１ｍｌの発生器溶出物中の出発活性 は１２２０Ｍｂｑ（３３ｍＣｉ）であった。従ってクエン酸と第一スズ イオンの濃度は維持されたが、特にベンゾイル‐ＭＡＧ₃前駆物質中のキット内 容物の濃度は最初のプロトコールの半分に低下している。 ＨＰＬＣクコマトグラフィーおよび追加対照としてＴＬＣも使用して、安定性を 検査した。結果： ＨＰＬＣ ＴＬＣ 合成の終了（ＥＯＳ） ９７．３％ ９７．３％ ＥＯＳ後の時間： １時間 ９２．０％ ２時間 ９１．１％ ３時間 ９０．３％ ４時間 ８８ ３％ ５時間 １００．８％ ２４時間 ９２．４％ ９３．４％ハイパック造影剤の存在下での¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃の安定性 上記の場合と同様にして、８５１Ｍｂｑ（２３ｍＣｉ）の活性で開始して¹⁸⁸ Ｒｅ‐ＭＡＧ₃を調製した。合成終了およびＨＰＬＣとＴＬＣを通してのＱＣ後 、５０％トリアゾエート溶液２ｍＬを加えた。トリアゾエートは、ハイパックと して知られる、３，５‐ビス（アセチルアミノ）‐２，４，６‐トリヨード安息 香酸アトリウム塩である。 結果 ＨＰＬＣ ＴＬＣ ＲＰ−Ｓｅｐ−ＰＡｋ ＥＯＳ‐ハイパック 添加前 >９５％ ９７．６％ ９８．３％ ハイパックとの混合後 ２０分 >９０％ ９４．４％ ５０分 ｎ．ｄ． ９０．５％ ８０分 ８６．６％ ８７．７％ １４０分 ８３．３％ ８３．３％ｓ 混合後少なくとも１時間、＞９０％の放射化学的純度が維持される。認められた 唯一の放射性分解産物は遊離化レニウム塩である。化合物の滅菌性 使用前に、最終的な¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃試料を滅菌ミリポアフィルターで濾過し 、無菌性を調べる。放射能アッセイ 多チャネル分析系(Multichannel Analyzer System)（ＨｐＧｅ）で検定したＯ ＲＮＬからの二次基準を使用してレニウム‐１８８の検定を実施する。前記の系 は、米国国立基準・テクノロジー研究所商業課(Department of Commerce,Natlon al Instltute of Standards and Technology)、SRM‐4257C‐78（１９８８年９ 月１日）から入手されるＮＩＳＴ混合基準を用いて常套的に検定されている。 ＩＴＬＣを用いて使用前に¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃の放射化学的純度を評価し、確認 する。上述したＮＩＳＴ基準から検定した基準を用いて検定した線量キャリブレ ータを使用して、レニウム‐１８８アッセイを実施する。ラットにおける¹⁸⁸Ｒｅ−ＭＡＧ₃の排出と^99mＴｃ−ＭＡＧ₃の排出との比較 ラットにおける¹⁸⁸Ｒｅ−ＭＡＧ₃および^99mＴｃ−ＭＡＧ₃の二重ラベル排出の研 究 二重ラベル研究における^99mＴｃ−ＭＡＧ₃および¹⁸⁸Ｒｅ−ＭＡＧ₃の生体内分布 データ 結論 上記のデータは、ＴｃとＲｅの比率は比較的小さな範囲内で変動するだけであ ることを示している。これは、２つの放射性核種がラットにおいてインビボで同 様に取り扱われることを明瞭に裏付けている。それ故、ラットの１、２時間の数 値を上述したような算定の基準として用いることはこの所見と一致する。前臨床薬理／毒性 ５６００ｃＧｙという高い同等のエネルギー（Ｓｒ９０／Ｙ９０）のβ線源に よる直接照射は、ブタの冠状動脈において短期毒性（１４日間）を生じなかった (２１)。ＲｅＭＡＧ₃の毒性に関する情報は限られている。しかし、これらの実 験で使用したＲｅ‐１８８の担体不含状態を考慮すると、注入したＲｅの最大質 量は１ｎｇ未満である。やはりβ放射体であるもうひとつのＲｅ同位体、Ｒｅ‐ １８６を、ＭＡＧ₃キレート剤を通してモノクローナル抗体に複合し、第Ｉ／Ｉ Ｉ相治療試験において注射によって使用した。１４名の患者を３００ｍＣｉ／ｍ ２の線量で治療した；唯一認められた毒性は、同位体による骨 髄抑制に関係づけることができる。これらの線量は、この試験での最大放出可能 線量の〜４０倍である。さらに、Ｒｅ‐１８８の担体不含状態を考慮すると、放 出されたレニウムの質量はさらに大きい。ＮｅｏＲｘ情報に従えば、Ｒｅの患者 線量はマイクログラムのレベルとなり、さらに一層大きな薬理学的安全性を示唆 する。Ｔｃ‐９９ｍがキレート剤として広く使用されていることを考慮すると、 複合していないＭＡＧ₃からの危険度は無視できる。 先に言及したように、定格バルーン膨張圧でのバルーンの破裂の確率は実質的 に１％未満である。動物実験ならびに¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃の放出によって個々の器 官が受ける線量の算定を行った。同位体は溶液であるので、重大な局所動脈沈着 は起こらないであろう。実際に、その薬理学的特性のために故意に脈管壁に可溶 性化合物を沈着させる試みは明白に失敗した。ラットにおいて同時に注入した^{99 m} Ｔｃ‐ＭＡＧ₃と¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃の分布と排泄は同じである。これらの所見に 基づき、オークリッジ科学・教育研究所(the Oak Ridge Institute for Science and Education)（ＯＲＩＳＥ）のDr.Michael Stabinは、MIRD形式論（formalis m）を基礎として、放出された¹⁸⁸Ｒｅ‐ＭＡＧ₃の個々の器官の線量を算定した 。これらの算定の結果が上記の表１０および１１に示されている。５ｃＧｙ以上 の線量を受ける唯一の器官は膀胱壁である。これは４‐６時間ごとの自然排尿を 仮定している。放射性尿をより頻繁に排出すれば線量は実質的に低下する。膀胱 カテーテルを設置して、同位体の放出後継続的な尿ドレナージを行えば、５倍以 上の線量低下が生じる。それ故、バルーン破裂時に同位体が放出された場合は、 排泄される尿計数がバックグラウンドに戻るまで膀胱カテーテルを設置しておく 必要がある。動物データおよびヒトでの^99mＴｃ‐ＭＡＧ₃の分布に基づくと、こ れは１２時間以内に起こるはずである。線量測定 以下に示すのは、心同膜近接照射療法での使用に適すると考えられる、⁹⁰Ｙ‐ 塩化物を満たしたバルーンについての実験的測定と分析算定である。同様の計算 を実施して、管腔構造の組織への所望する照射線量の供給送達のための、バルー ンカテーテル中の溶液におけるキレート化放射性核種の必要濃度を決定 することができる。実験材料および方法 直径２‐４ｍｍの動脈壁の２‐３ｃｍの長さには１５‐２０グレイの線量が必 要である。線量分布は、正常な脈管と心筋層への線量を最小にして血管形成の領 域に限局しなければならない。動脈に挿入される線源あるいはカテーテルは血流 を制限し、心筋合併症および血栓症の危険性を増大させるので、治療時間を制限 するためには＞５グレイ／分の線量速度が至適であり、極めて望ましい。 ⁹⁰Ｙや¹⁸⁶Ｒｅのようないくつかの高エネルギーβマイナス放射体は液状形態 で入手可能であり、放射性バルーンのための充填剤として有望であると思われる 。どちらの同位体も非常に高い比放射能で親娘発生器から得ることができる。従 ってそれらは局所的且つ経済的に生成することができる。中性子あるいは陽子の 活性化を通して産生される¹⁶⁶Ｈｏや⁴²Ｋのような他の同位体も使用しうること は明らかであろう（４１、４２）算定 ⁹⁰Ｙは半減期が６４時間、遷移エネルギーが２．２７ＭｅＶの純粋なβマイナ ス放射体である。⁸⁹Ｙの中性子活性化によって、あるいはより一般的には、やは り半減期が２８年、遷移エネルギーが０．５４ＭｅＶの純粋なβ放射体である⁹⁰ Ｓｒの崩壊から生成することができる。ここで報告する実験については、塩酸で⁹⁰ Ｓｒ発生器からクルート（ｃｌｕｔｅｄ）した塩化イットリウム溶液の形態で⁹⁰ Ｙを入手した。＞８０ｍＣｉ／ｍｌ（２．９６×１０⁹Ｂｑ／ｍｌ）の比濃度 が容易に得られる(Nordion International,Ottawa,Canada)。⁹⁰Ｓｒ濃度はイッ トリウム１キューリーにつき２０ｐＣｉ未満である(０．００２％)。 線量（グレイ）／崩壊対ポイント線源からの放射距離（ｃｍ）は、第一原理（ ４３）から次の等式を用いて計算することができる： ここで、ｒ＝距離(ｃｍ)、Ｆ（Ｅ）ｄＥ＝エネルギー間隔（Ｅ＋ｄＥ）Ｍｅｖで の各崩壊について放出される電子数、Ｃ＝１．６Ｅ‐１０Ｇｙ ｇ／Ｍｅｖの単 位換算係数、Ｓ（Ｅ’）＝エネルギーＥ’の電子についての限定衝突阻止能(Ｍ ｅＶ／ｃｍ)、Ｅ’＝初期エネルギーＥを持つ電子源からの距離ｒにおけるエネ ルギー、ｐ＝濃度(ｇ／ｃｍ³)、Ｅ_min＝ｒに等しいまたはそれ以上の範囲を持つ 電子の最小エネルギー、Ｅ_max＝β崩壊遷移エネルギーによって定義される電子 の最大エネルギー。 BergerとSeltzer（４４）により連続制動放射概算（ＣＳＤＡ）に基づく電子 範囲および阻止能が示されており、Ｆ（Ｅ）スペクトルは既知である(４５、４ ６)。しかし、ＣＳＤＡから導いた阻止能表に基づく線量計算は、範囲の散在と ランダウ(Landau)エネルギー損失の変動のために誤差を生じることがある。いく つかの一般的な同位体に関して、モンテカルロ(Monte Carlo)計算を通しての等 式４のより正確な解答が、SimpkinとMackie（４６）により線量カーネル(kernel )関数（β崩壊当りの線量を直接放射距難の関数として示す）の形態で提示され た。 放射充填バルーンから生じる線量速度（ポイントＰ（ｘ'、ｙ'、Ｚ'）でのＧ ｙ／ｓ）は、等式５によって得られるバルーン容積に対する線量カーネルの数値 積分によって決定できる： ここで、ｋ（ｒ）＝線量カーネル＝Ｇｙ／崩壊、 ｒ’＝ｃｍ＝［(ｘ’−ｘ)²＋（ｙ’−ｒ＊ｓｉｎθ）² ＋（ｚ’−ｒ＊ｃｏｓθ）²］^1/2、 Ａ／Ｖ＝単位容積当り活性(Ｂｑ／ｃｍ³)、 ｄＶ＝ｒ＊ｄｒ＊ｄθ＊ｄｘ、 積分は、‐Ｌ／２＜ｘ＜１／２、ｒ_i＜ｒ＜ｒ_o、 および０＜θ＜２IIに対して実施する。実験 線量測定、特に近接照射療法線源にはＧＡＦ‐クロミックフィルムを使用する 。これは近線形反応（すなわち光学密度（ＯＤ）対線量）に関してほぼ組織当量 （ＴＥ）であり、照射後処置を必要とせず、大きな力学範囲を持つ(ＯＤは０か ら２００グレイまでの線量について約０．１から３．０に上昇する)。 ＴＥファントムを直径５ｃｍ円柱の形態で構築し、ＧＡＦ‐クロミックフィル ムの切片を挿入できるように放射状に半分に切断した。バルーン拡張カテーテル を挿入し、膨張させるために、ファントムとフィルムの両方に軸の方向にドリル で直径３ｍｍの穴をあけた。このファントム中で露光したフィルムにより、血管 形成の部位で、バルーン周囲の線量分布を測定することができる。 バルーンを膨張させるためのチューブとガイドワイヤーを含む、カテーテルの より長いシャフト部分の直径に適合させるために、軸穴を直径３ｍｍではなく１ ｍｍにしたことを除いて、最初のファントムと同様の第二のファントムを作製し た。このファントムを使用してフォーマル（ｆｏｒｍａｌ）および回腸動脈に対 する線量を測定した。 両方のファントムをＧＡＦ‐クロミックフィルムと共に適切な位置に置いた。 拡張カテーテルバルーン（Mansfield/Boston Scientific,Watertown,MA）は直径 ３ｍｍ、長さ２ｃｍ、定格膨張圧４ａｔｍ（推定定格バースト圧１５気圧）であ った。中心チャネルは0.46mmのガイドワイヤー用にデザインされていた。バルー ンに４atmの圧まで１４ｍＣｉ／ｍｌ（5.18×10⁸Ｂｑ／ｍｌ）⁹⁰Ｙ‐塩化物溶液 を充填し、バルーンを十分に膨張させた。バルーン、カテーテルシャフト、圧シ リンジおよびルアーロックコネクター（すなわち３方向ストップコック）を充填 するのに合計１ｍｌの放射性溶液が必要であった。ただしバルーン自体の容積は ０．１４ｍｌにすぎず、カテーテルシャフトを充填するのに追加０．１ｍｌ（約 ）が必要であり、患者の体内では合計０．２４ｍｌとなった。放射性液体の大部 分はルアーロックコネクター内に残存する。 ０．１‐３０Ｄの範囲のフィルムを得るために、５‐１８時間の範囲の照射時 間で数回のフィルム露光を行った。最初に、フィルムとファントムを通してあけ た直径３ｍｍの穴の内部にバルーンを入れて放射面でのアイソドース分布を測定 した。ファントムも第二セットの露光ができるように軸の方向にスライスした。 この露光では、フィルムをバルーンの長軸に隣接しておよび長軸と平行に置き、 軸に沿った線量分布を測定した。検定したコバルト‐６０遠隔放射線療法線源に よる６‐２００グレイの線量にフィルムを露光して、フィルムについての標準（ すなわちＨおよびＤ）曲線を得た。γ線と電子間のフィルム反応の差は３％未満 と報告されている(４７)。露光したすべてのフィルムを、０．１ｍｍの空間分解 能を持つ１２ビットのＨｅ‐Ｎｅレーザースキャナーで解析した。ＨおよびＤ曲 線に基づいて光学密度を線量に換算し、等式（５）からの計算と比較した。結果 ⁶⁰Ｃｏについて測定したＨおよびＤ曲線は、２００Ｇｙ（約３．０のＯＤに相 当する）の線量まで線形であることが認められた。バルーン周囲の放射線量の測 定値と算定値の一致は、カテーテルの中心から２．５‐５．０ｍｍ（すなわちバ ルーンの表面から１．０‐３．５ｍｍ）の距離について６％である。 測定の不確定度は、線源検定の２％(製造業者から入手)、希釈誤差の５％、お よびフィルム検定の３％を含む。算定線量の不確定度は、ほとんど全面的に、推 定が困難なカーネル関数の誤差から生じる。ここで使用したSimpkinとMackle（ ４６）のカーネル関数は、Bergｅｒ（４８）が示したものとは＜１．５ｍｍある いは＞５．０ｍｍの放射距離で約５％の差がある。それ故５％を算定線量値の近 似不確定度とみなすこともできる。我々の測定線量と算定線量の６％の−致は、 従って推定不確定度同で良好である。 また、カテーテルのシャフト周囲の線量がバルーン周囲の線量よりも１０‐１ ００倍低いという事実は、臨床の場で、治療のために処方された領域以外の脈管 への線量が無視しうるものであることを意味している。 バルーンを吸引し、十分に液体を充填するよう細心の努力を払っても、時と して気泡がバルーン同に入ることがある。そのような気泡に極めて近接する線量 は、充填されたバルーンの場合よりも３０％低いことが認められる。これは、バ ルーンの気泡と反対側で、線量が十分に充填されたバルーンの１％‐２％である という計算を通して容易に証明される。それ故、小さな気泡が存在する場合でも 、液体充填バルーンの周囲の線量の均一性は固体ワイヤーあるいはシードよりも すぐれている。 先に放射面で見たように、横断面でも線量は気泡近くで２０％‐３０％低下す ることを示し、いずれの場所においても線量均一性は良好であり、バルーン端を 越えた距離での急速な線量低下が認められた。これらのデータを放射状アイソド ース分布と合わせると、放射性核種を満たしたバルーンは、治療容積を越えると 速やかな線量低下を伴って、極めて均一な線量分布を生じることを明らかにして いる。 物理的半減期の短い（０．２５‐２０時間程度）同位体は、最も容易に放射能 発生器から局所的に生成することができる。９０Ｓｒ‐９０Ｙはそのような可能 性のあるもののひとつであるが、他に⁴²Ａｒ‐⁴²Ｋ、¹⁴⁴Ｃｅ‐¹⁴⁴Ｐｒ、および¹⁸⁸ Ｗ‐¹⁸⁸Ｒｅなども知られている。陽電子放射体はβマイナス放射体と同じ線 量測定特性を持つので、βマイナス放射体の代わりに陽電子放射体を使用するこ ともできる。 特定の同位体の実用性は、その半減期、利用可能性、コスト、ならびにキレー ト剤と複合したときの排泄特性の関係に依存する。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．患者の管腔構造内における疾患プロセスを阻止する方法であって、前記管 腔構造内に、放射性核種とキレート化剤との複合体を、前記疾患プロセスを阻止 するのに有効な量で導入することを具備する方法。 ２．請求項１に記載の方法であって、前記患者は哺乳類である方法。 ３．請求項２に記載の方法であって、前記患者はヒトである方法。 ４．請求項１に記載の方法であって、前記放射性核種は¹⁸⁸Ｒｅである方法。 ５．請求項１に記載の方法であって、前記キレート化剤はＭＡＧ₃である方法 。 ６．請求項１に記載の方法であって、前記複合体は¹⁸⁸Ｒｅ−ＭＡＧ₃複合体で ある方法。 ７．請求項１に記載の方法であって、前記複合体は、カテーテル内のルーメン 構造内に導入される方法。 ８．請求項７に記載の方法であって、前記カテーテルはバルーンカテーテルで ある方法。 ９．請求項１に記載の方法であって、前記疾患プロセスは再狭窄である方法。 １０．請求項１に記載の方法であって、前記疾患プロセスは細胞増殖である方 法。 １１．請求項１０に記載の方法であって、前記細胞増殖は、気管支内腫瘍、胆 管腫瘍、胃腸管腫瘍、子宮頸部腫瘍、膀胱腫瘍、または子宮内膜腫瘍に付随する ものである方法。 １２．請求項１に記載の方法であって、前記管腔構造は動脈である方法。 １３．請求項１に記載の方法であって、前記管腔構造は静脈、バイパス移植補 綴物、胃腸管の一部、胆管の一部、尿生殖器管の一部または気道の一部である方 法。 １４．請求項１に記載の方法であって、前記放射性核種は、Ｎａ-24、Ｓｉ-31 、Ｋ-42、Ｓｃ-44，Ｃｏ-55、Ｃｕ-61、Ｇａ-66，Ｇａ-68、Ｇａ-72、 Ｓｅ-73、Ｓｒ-75、Ｂｒ-76、Ｋｒ-77、Ｇｅ-77、Ｓｒ-90、Ｙ-90、Ｔｃ-99、Ｔ ｃ-99ｍ、Ｐｄ-103、Ｉｎ-110、Ｓｂ-122、Ｉ-125、Ｈｏ-166、Ｒｅ-186、Ｉｒ- 192、またはＢｉ-212である方法。 １５．患者の管腔構造内における疾患プロセスを治療するための装置であって ： 流体供給ポートが接続されたバルーンカテーテルと； 前記流体供給ポートを介して前記バルーンカテーテルの中に挿入された放 射性流体とを具備し、該放射性流体は、放射性核種とキレート化剤との複合体を 、前記疾患プロセスを阻止するのに有効な量で含有する装置。 １６．請求項１５に記載の装置であって、前記放射性核種は¹⁸⁸Ｒｅである装 置。 １７．請求項１５に記載の装置であって、前記放射性核種は、Ｎａ-24、Ｓｉ- 31、Ｋ-42、Ｓｃ-44，Ｃｏ-55、Ｃｕ-61、Ｇａ-66，Ｇａ-68、Ｇａ-72、Ｓｅ-73 、Ｓｒ-75、Ｂｒ-76、Ｋｒ-77、Ｇｅ-77、Ｓｒ-90、Ｙ-90、Ｔｃ-99、Ｔｃ-99ｍ 、Ｐｄ-103、Ｉｎ-110、Ｓｂ-122、Ｉ-125、Ｈｏ-166、Ｒｅ-186、Ｉｒ-192、ま たはＢｉ-212である装置。 １８．請求項１５に記載の装置であって、前記キレート化剤はＭＡＧ₃である 装置。 １９．請求項１５に記載の装置であって、前記複合体は、¹⁸⁸Ｒｅ−ＭＡＧ₃複 合体である。 ２０．患者の管腔構造内における疾患プロセスを治療する方法であって、請求 項１５の装置を、前記管腔構造の中に導入することを具備する方法。 ２１．請求項２０に記載の方法であって、前記疾患プロセスは再狭窄である方 法。 ２２．請求項２０に記載の方法であって、前記疾患プロセスは細胞増殖である 方法。 ２３．請求項２２に記載の方法であって、前記細胞増殖は、気管支内腫瘍、胆 管腫瘍、胃腸管腫瘍、子宮頸部腫瘍、膀胱腫瘍、または子宮内膜腫瘍に付随する ものである方法。 ２４．請求項２０に記載の方法であって、前記管腔構造は動脈である方法。 ２５．請求項２０に記載の方法であって、前記管腔構造は静脈、バイパス移植 補綴物、胃腸管の一部、胆管の一部、尿生殖器管の一部または気道の一部である 方法。