JP2008529666A - 管腔の過形成の処置のための方法および装置 - Google Patents

Abstract

管腔移植物は、拡張可能な足場上に存在する、転換電子放出源を備える。移植物は、過形成または新形成の危険がある、血管または他の管腔部位に位置決めされ得る。この供給源によって放出される転換電子は、過形成または新形成を抑止する。本発明の管腔移植物は、通常、膨張可能な足場を備え、この足場は、つぶされた構成で、血管または他の身体管腔に送達され得、そして身体管腔内の標的部位において、インサイチュで拡張され得る。

Description

（発明の背景）
（発明の分野）
本発明は、一般に、医療デバイスおよび方法に関する。より特定すると、本発明は、再狭窄および過形成を抑止するように改変された、管腔プロテーゼ（例えば、脈管ステントおよび移植片）に関する。

多数の経皮的な脈管内手順が、患者の脈管構造の狭窄したアテローム性動脈硬化症の領域を処置して、充分な血流を回復させるために、開発されている。これらの処置のうちで最も成功しているものは、経皮経管腔血管形成術（ＰＴＡ）である。ＰＴＡにおいて、カテーテル（通常は膨張可能なバルーンの形態である拡張可能な遠位端を有する）が、狭窄部位において、血管内に位置決めされる。この拡張可能な端部が拡張されて、この脈管を拡張させ、罹患した領域を越えての充分な血流を回復させる。狭窄領域を開くための他の手順としては、方向性冠状動脈じゅく腫切除術、回転冠状動脈じゅく腫切除術、レーザー血管形成術、ステント設置などが挙げられる。これらの手順は、（単独でかまたは組み合わせで、特に、ステント設置と組み合わせられたＰＴＡが）広く受け入れられているが、これらの手順は、かなりの欠点に悩まされ続けている。ＰＴＡ、および狭窄領域を開くための他の公知の手順に関する特に通常の欠点は、再狭窄の頻繁な発生である。

再狭窄とは、最初に成功した血管形成術の後に、動脈が再度狭小化することをいう。ステントを設置しない場合、再狭窄は、全ての血管形成術患者のうちの約５０％までを苦しめる、管腔を開く血管形成手順の間の血管壁の損傷の結果である。いくらかの患者において、損傷は、血管形成術によって外傷を受けた領域において、平滑筋細胞の増殖によって特徴付けられる修復応答（「過形成」と称される）を開始する。平滑筋細胞のこの増殖は、数週間から数ヶ月で、血管形成術によって開かれた管腔を再度狭小化させ、これによって、この再狭窄を軽減するために、ＰＴＡまたは他の手順を繰り返すことを必要にする。

過形成を処置し、そして再狭窄を減少させるために、多数のストラテジーが提唱されている。以前に提唱されたストラテジーとしては、血管形成術の間の長時間のバルーン膨張、加熱されたバルーンを用いる血管の処置、血管形成述語の放射線での血管の処置、その領域のステント設置、および他の手順が挙げられる。これらの提唱は、様々なレベルでの成功を収めているが、これらの手順のうちのどれ１つとして、再狭窄および過形成の全ての発生を実質的にかまたは完全に回避することに、完全に成功することが示されていない。

上記治療の代替として、または上記治療に加えて、再狭窄を抑止するために、ＰＴＡ後に治療剤を投与することもまた、提唱されている。治療処置は、通常、カテーテルを通して薬物を押すこと、またはステントから薬物を放出することを包含する。大きな見込みを維持するが、再狭窄の抑止のための治療剤の送達は、完全には成功していない。

本発明に対して特に興味深いことは、脈管の過形成を抑止するための放射線ステントおよび「放射性」ステントの使用が、提唱されたことである。放射性の管腔内脈管内ステントは、分裂中の細胞を非選択的に殺傷することによって、新生内膜の過形成を防止する。正常な心臓および心臓ではない組織に対する、放射線および他のステントにより送達される治療剤の長期間の結果は、未知である。ステントに取り付けられた、β粒子を放出する放射性同位体（例えば、リン−３２）は、ステントの縁部の４ｍｍ以内に、放射線量の９５％を送達し、そしてこの放射線量は、移植後５ヶ月において、最初の線量の１／１０００未満まで低下する。β放射体による組織内への深さまたは距離は、過度に深い。なぜなら、ステントの周囲での細胞の蓄積の理想的な抑止は、再狭窄を防止し、依然として薄い覆いが形成されることを可能にするべきであるからである。冠状動脈における炎症性細胞の増殖の抑止は、内膜の層から、冠状動脈の外縁部に向かって内側に、１００マイクロメートル〜２５０マイクロメートル、すなわち、１０分の１ミリメートル〜４分の１ミリメートルの深さを必要とする。

これらの理由により、血管形成術および他の介入処置の後に、脈管構造における過形成を抑止するための改善された代替の方法および装置を提供することが、有利である。これらの改善された方法およびデバイスが、他の管腔過形成および新形成（身体管腔を閉鎖し得るかまたは他の様式で身体管腔の機能性（ｆｕｎｃｔｕａｌｉｔｙ）を妨害し得る、腫瘍および他の新形成疾患が挙げられる）を処置するために有用であれば、さらに望ましい。再狭窄を防止するために治療的に使用され、そしてγ線カメラを使用して画像化され得るというさらなる利益を有する、放射性ステントは、ステントの位置を決定する際、放射性線量測定および崩壊を決定するため、ならびにおそらく、柔らかい斑および硬い斑の材料の内部での画像化を明らかにするために、臨床的に有用である。本発明は、これらの目的のうちの少なくともいくつかにかなう。

（発明の簡単な要旨）
本発明は、身体管腔を種々の目的で放射線で処置するための、改善された方法およびデバイスに関する。具体的には、抑止されなければ身体管腔において起こり得る過形成または新形成を抑止する目的で、転換電子の放出源（ＣＥＥＳ）を移植することによって、血管および他の身体管腔が、処置される。血管（特に、動脈）の場合、転換電子放射線は、過形成を抑止し、そして血管形成術および他の脈管内介入の後にしばしば起こる、結果としての再狭窄を減少させる。本明細書中で使用される場合、用語「抑止」とは、放射線の非存在下で起こる過形成（「制御されていない過形成」）に対して、少なくとも３０％過形成を減少させること、代表的には、このような過形成の少なくとも５０％を防止すること、およびしばしば、制御されていない過形成の７５％以上を防止することを意味する。

本発明の装置は、代表的に、管腔移植物を備え、これらの移植物は、脈管構造または他の身体管腔内の、過形成または新形成を受けやすい部位への移植に適切である。このような感受性の高い部位は、代表的に、疾患もしくは外傷の結果として損傷された管腔部位であるか、または疾患もしくは外傷の結果として損傷され得る管腔部位である。最も代表的には、損傷は、介入手順（例えば、脈管内介入（例えば、血管（例えば、動脈であり、通常は、冠状動脈）における狭窄、血栓、または他の状態を処置するために使用される介入））の後に起こり得る。最も通常の介入手順は、バルーン血管形成術であり、この手順において、脈管の管腔を広げる目的で、高圧のバルーンが、冠状動脈または他の血管内で膨張させられる。他の脈管介入としては、方向性冠状動脈じゅく腫切除術、回転冠状動脈じゅく腫切除術、レーザー血管形成術、ステント設置などが挙げられる。血管に加えて、本発明の方法およびデバイスは、他の身体管腔（例えば、尿管、尿道、肝管、ならびに新形成性疾患による欠陥を受けやすい他の身体の管腔および管）を処置するために使用され得る。

本発明の管腔移植物は、通常、膨張可能な足場を備え、この足場は、つぶされた構成で血管または他の身体管腔に送達され得、そして身体管腔内の標的部位において、インサイチュで拡張され得る。このような拡張可能な足場は、通常、「ステント」または「移植片」の形態である。このようなステントおよび移植片は、周知であり、そして特許文献および医学文献において、充分に記載されている。代表的に、ステントおよび移植片は、「バルーンにより拡張可能」であり得る。この場合、これらのステントおよび移植片は、柔軟な材料から形成され、この材料は、このステントまたは移植片の内部でのバルーンの拡張により、インサイチュで拡張される。あるいは、ステントまたは移植片は、「自己拡張性」であり得る。この場合、代表的に、形状記憶合金または他の弾性が高い材料から形成され、これは、このステントまたは移植片が、送達の間は制限され、そして身体管腔内の標的部位においてこの制限から解放されることを可能にする。両方の場合において、ステントまたは移植片は、管腔の開存を維持するために、血管または他の身体管腔を開いて保持することを補助する目的で、通常、充分な半径方向外向きの強度または「フープ」強度を提供する。このようなステントおよび移植片は、代表的に、血管形成術または他の一次介入処置の直後に、血管に送達される。

転換電子の放出源（ＣＥＥＳ）は、管腔移植物の足場または他の構造的構成要素に結合するために適切な、任意の形状であり得る。具体的には、ＣＥＥＳは、スズ−１１７ｍ、ホルミウム−１１６、タリウム−２０１、およびテクネチウム−９９ｍであり得る（しかし、スズ−１１７ｍのみが、主要な転換電子放出を有する）。

ＣＥＥＳとしてのスズ−１１７ｍの使用は、好ましい。スズ−１１７ｍは、通常、金属形態であり、そして加速器（例えば、サイクロトロン）内で、高エネルギーのプロトンにより誘導される核反応によって、アンチモンを、キャリアを添加されていないスズ−１１７ｍに核変換することにより、調製され得る。あるいは、ウラン−２３５、ウラン−２３３、またはプロトニウム−２３９を使用する高速中性子衝撃が、反応器内で達成され得る。

好ましい金属スズ−１１７ｍは、種々の様式で、管腔移植物の足場と組み合わせられ得るか、またはこの足場に結合され得る。例えば、スズ−１１７ｍ合金は、足場の構造的構成要素としてか、または足場全体として、直接形成され得る。あるいは、スズ−１１７ｍは、異なる材料から構成される足場の少なくとも一部を覆うようにコーティングされ得るか、または他の様式で形成され得る。例えば、スズ−１１７ｍは、足場上に電気めっきされ得るか、足場を覆うキャリアにコーティングされ得るか、その他であり得る。なおさらなる代替例として、スズ−１１７ｍは、足場の細孔内に配置され得るか、または足場の内部のウェルもしくは貫通孔に浸漬され得る。なおさらなる代替例として、スズ−１１７ｍは、足場の構造的構成要素における窪んだ空洞内に満たされ得る。

この足場は、従来の任意のステント材料または移植片材料を含み得、代表的には、金属である。上記のように、金属は、実際に、部分的にかまたは全体が、スズ（スズ−１１７ｍを含む）から形成され得る。金属はまた、ステンレス鋼、白金、形状記憶合金（例えば、ニチノール）などであり得る。この足場はまた、ポリマー（例えば、生分解性ポリマーであり、例えば、ＰＬＡポリマーおよびＰＬＧＡポリマー）から形成され得る。

身体管腔における過形成を抑止するための、本発明による方法は、転換電子の供給源をこの身体管腔に移植する工程を包含する。この身体管腔は、代表的に、過形成の危険がある（血管、尿管、尿道、動静脈透析シャント、微小血管動脈、小動脈、静脈および小静脈（特に、斑血管および髄膜脊髄脈管）、膣管、頸部の口、食道、気管、細気管支、気管支、胃腸管、オストミー、胆管および膵管などが挙げられる）。しかし、本発明の方法は、血管形成術および他の一次介入後の過形成について、動脈を処置する際に、最も大きい用途を見出す。

転換電子の供給源は、上に記載されたＣＥＥＳのうちのいずれでもよく、そして代表的に、上記のように、足場または他の適切な管腔プロテーゼ上に形成される。ＣＥＥＳは、治療効果的な放射線放出を提供するように適合される。この治療効果的な放射線放出は、代表的に、０．０１２５ｍＣｉ／ｍｍ〜１５０ｍＣｉ／ｍｍの範囲であり、通常は、０．１２５ｍＣｉ／ｍｍ〜７．５ｍＣｉ／ｍｍの範囲であり、より通常には、０．１２５ｍＣｉ／ｍｍ〜０．７５ｍＣｉ／ｍｍの範囲である。移植は、代表的に、身体管腔内で足場を拡張させる工程を包含し、そして具体的なＣＥＥＳ材料は、上に記載された材料のいずれかであり得る。

スズ−１１７ｍの半減期（ｔ１／２）は、１４日間であり、そして有効な治療時間は、２８日間であり、すなわち、半減期の２倍に等しい。貯蔵時間は、スズ−１１７ｍ／ｍｇの純度を増加させること、または電気めっき、電着、もしくはスズ−１１７ｍをステントもしくはプラットフォームに接着させる他の方法を増加させて放射性崩壊を可能にすることによって、増加され得る。ステントバッチの１ヶ月ごとの調製および心臓血管使用センター（例えば、病院または地方分配センター）への分配が、可能である。各ステントバッチは、めっきされたステントの、（定量的に）３〜５日の差の使用ウィンドウを有し、そしてこれは、ステントの輸送が１ヵ月ごとまたは２週間ごとに実施され得るように、使用のためのステントの充分な利用可能性を達成する。例えば、最初のステントバッチが、心臓血管使用センターへの送達の時点から、そのステントがヒト冠状動脈内に配置されなければならない時点までの、５日間の使用可能ウィンドウを有する場合、このステントは、カレンダーの１日目〜５日目（例えば、３月１日〜５日までの使用可能性）にわたって、そのステント上に配置される、一定のｍＣｉ／ｍｍおよびｍＣｉ／ｍｇのレベルの放射能を有する。３月の初日に送達されるがその月の６日から１０日に使用するための、第二のステントバッチについては、めっきまたは沈着の放射能レベルは、第一のステントバッチのレベルに、５日間についての平均崩壊を加えたものであり、その結果、３月６日には、このステントは、３月１日の第一のステントバッチと同じ放射能を有する。３月１日に、３月１０日から３月１５日に使用するためのステントのセットがまた、送達されるが、このセットは、第一のステントバッチに、１０日間の崩壊を補償するために充分なスズ−１１７ｍを加えたものと同等のレベルのスズ−１１７ｍの放射能のレベルのめっきを有し、その結果、第三のステントバッチは、３月１０日に、第一のステントバッチが３月１日に有する放射能と同じ放射能を有する。第四〜第六のステントバッチには、比例して大きい量のスズ−１１７ｍが沈着しており、その放射能を、その最初の指定日および推奨日における使用のために、第一のステントバッチと等しくされる。この例において、ステントの６つのバッチすべてが、各月の初期に送達され得、各バッチは、その月の間、連続する５日間の間隔で移植可能である。

（発明の詳細な説明）
転換電子の放出は、毒性が低く、特殊な物理化学的特性を有する、放射線の独特な形態である。転換電子とは、内部転換のプロセスにおいて、原子から排出される電子である。内部転換とは、同じ多重度の２つの電子状態の間での、等エネルギーの無放射遷移を生じる、光物理的プロセスである。この遷移が、振動励起された分子実体を、より低い電子状態において生じる場合、この実体は、最終段階が解離に対して不安定ではない場合に、通常、その最低振動レベルまでの不活性化を起こす。

スズ−１１７ｍは、転換電子を短い範囲で送達し、そして単一エネルギーの放射線を送達する。この放射線は、より高濃度において、かなりの抗新形成特性を有する。本発明によれば、小さい線量で、スズ−１１７ｍからの転換電子は、抗炎症性細胞応答を生じ、移植物（例えば、脈管ステント）の周囲および内部での細胞の過剰な蓄積を抑止する。具体的には、転換電子を放出する移植物の使用は、このステント上での内皮細胞の薄い層の増殖を可能にし、このデバイスを動脈自体の内部に組み込むために、平滑な内側の覆いを提供すると考えられる。このような内皮化は、動脈または他の血管の引き続く血栓および再狭窄を防止することを補助し得る。

過形成および再狭窄を抑止するために有効であるが、スズ−１１７ｍによって放出される転換電子（低エネルギーの転換電子放出および組織内での短い範囲を有する）は、非過形成細胞および新たに増殖する（ｎｅｏｐｒｏｌｉｆｅｒａｔｉｖｅ）細胞に対する、有意な放射線損傷を生じない。このような制限されたエネルギー送達は、ステントのいずれかの端部における過剰な細胞増殖を防止すると考えられ、これは、以前の放射線放出ステントの使用によって、観察される（通常、「キャンディの包み（ｃａｎｄｙ ｗｒａｐｐｅｒ）」効果と称される）。キャンディの包み効果は、この効果を減少させるために、ステントの残りの部分の放射能と比較して、比較的低いか、またはいくつかの場合にはより高い放射能を、ステントの両末端の方へと提供するために、プロテーゼの長さに沿ったＣＥＥＳの異なる濃度を必要とし得る。放射能のこの異なる分布はまた、ステントの外側縁部への放射能曝露を妨げ、その結果、このステントと接触している、脈管の管腔の最も内側（すなわち、外側ではない縁部）のみが、放射能に曝露される。あるいは、ステントの端部におけるスズ−１１７ｍのより高い異なる分布は、このステントの足場効果を超えて、動脈へのより高い曝露を生じ、そして炎症活性を有し得るが足場形成を必要としない脈管または管腔の領域を含む。

スズ−１１７ｍの使用は、特に好ましい。なぜなら、スズ−１１７ｍは、０．１３ＭｅＶおよび０．１５ＭｅＶの電子エネルギーで１４日間の半減期を有し、不連続なエネルギー送達に起因する欠点を有さないからである。従って、転換電子の送達の深さは、０．２２ｍｍと０．２９ｍｍとの間であり、この深さは、下にある組織に対するあらゆる損傷をかなり制限し、一方で、過形成を抑止するための、動脈壁の効果的な処置を提供する。２８日間（半減期の２倍）は、冠状動脈および他の脈管構造における、血管形成術および他の一次介入処置の後の、新たに増殖する組織の抑制および新生内膜増殖の抑制のためにおよそ最適な期間であると考えられる。

本発明による好ましい移植物は、高い比活性のスズ−１１７ｍ（キャリアを添加されていないスズ−１１７ｍを含む）を有する金属ステントであり、このスズ−１１７ｍは、少なくとも約２１ｍＣｉ／ｍｇの濃度、および１個のステントあたり０．０１２５ｍＣｉ／ｍｍから１個のステントあたり１５０ｍＣｉ／ｍｍまでの全放射線放出を有する。より低い比活性を有するステントもまた企図され、この場合、スズ−１１７ｍは、キャリアと組み合わせられ得、このキャリアは、代表的に、金属ステントの構造体に沈着されるか、含浸されるか、電気めっきされるか、または他の様式で、この表面上にコーティングされるかもしくはこの表面内に組み込まれる。スズ−１１７ｍはまた、ポリマーキャリア（例えば、生分解性または他のプラスチックのステント本体）に組み込まれ得る。第一の例において、スズ−１１７ｍは、非同位体のスズから作製されたステントの少なくとも一部に、例えば、電気めっきによって、直接組み込まれ得る。しかし、このステント本体は、他の金属（ステンレス鋼および形状記憶合金（例えば、ニチノール））が挙げられる）から作製され得る。

本発明による移植物によって提供される放射線の量は、その移植物の目的に依存する。細胞の移動および内皮化を減少させること、またはステント表面から０．２９ｍｍの深さまで細胞を破壊することによって全ての細胞活性を停止させることを意図される移植物は、通常、このステントの表面に直接包埋されるか、コーティングされるか、めっきされるか、または他の様式で直接存在する、スズ−１１７ｍを有し、処置される身体管腔の壁に直接接触する。より小さい深さにおける処置が好ましい場合、スズ−１１７ｍは、ステント構造体の内部に組み込まれて、組織暴露の深さを減少させ得る。例えば、スズ−１１７ｍを満たされた、窪んだステントは、より高い集束濃度で、比較的浅い深さの組織照射を生じ得る。スズ−１１７ｍを満たされた、薄いシェルの、窪んだコアの管状ステントは、このシェルの厚さを通して、転換電子を照射する。組織照射の深さは、０．２９ｍｍ（すなわち、転換電子の放出の最長深さ）から、シェルの厚さを引いたものに等しい。例えば、シェルが０．１０ｍｍの厚さであり、そしてコアがスズ−１１７ｍを満たされる場合、組織の照射深さは、０．１９ｍｍである。

図１を参照すると、脈管ステント１０の形態の例示的な移植物が図示されている。ステント１０は、蛇行するコネクタ１４によって連結された、半径方向に拡張可能な複数のセグメント１２を備える。ステント１０は、例示であり、そして血管形成術または一次心臓介入の後の処置のために使用される、通常の型の冠状血管ステントである。このステントは、金属（例えば、ステンレス鋼、スズ、コバルト、クロム、または形状記憶合金（例えば、ニッケルチタン合金））から構成され、そして上に記載された様式のうちのいずれか１つにより、その構造体に組み込まれたスズ−１１７ｍを有する。

具体的には、図２に示されるように、このステントの金属構成要素１６は、この構成要素の外側表面を覆ってめっきされた、スズ−１１７ｍまたは他のＣＥＥＳ材料１８を有し得る。３１６ステンレス鋼ステントのめっきは、コバルト核形成層を適用し、続いてＨＣｌおよびＣＯＣｌ_２の浴に入れ、室温で、電気めっき槽内のＳｎ^＋２−１１７ｍに、電流を流しながら曝露することによって、実施され得る。あるいは、図３に示されるように、構造的構成要素１６は、その外側表面全体を覆ってめっきされたかまたは覆われた、スズ−１１７ｍまたは他のＣＥＥＳ層を有し得る。このＣＥＥＳ層はまた、図４に示されるように、構造的構成要素２２のウェル２０内に沈着され得るか、または図５に示されるように、構造的構成要素２６の貫通孔２４内に沈着され得る。スズ−１１７ｍを組み込むための他のアプローチとしては、図６に示されるように、ステント３２の構造的構成要素の細孔または他の隙間３０を満たすこと、および図７に示されるように、ステントの構造的構成要素３６の窪んだ空洞３４を満たすことが挙げられる。

全ての場合において、ステント１０は、標的動脈または他の血管もしくは身体管腔に、従来の様式で送達され得る。バルーンにより拡張可能なステントについては、このステントは、送達用バルーン上で送達され、そして標的部位においてインサイチュで拡張される。自己拡張型ステントについては、このステントは、例えば、外側シースによって、半径方向に制限されている間に送達され、その後、標的管腔部位においてインサイチュで制限から解放される。このような送達時手順は、従来のものであり、そして特許文献および医学文献において、充分に記載されている。

上記は、本発明の好ましい実施形態の完全な説明であるが、種々の変更、改変、および均等物が使用され得る。従って、上記説明は、添付の特許請求の範囲によって規定される本発明の範囲を限定するとみなされるべきではない。

図１は、本発明の原理に従って構成された管腔プロテーゼの斜視図である。 図２は、ＣＥＥＳ層が表面を覆ってめっきされた、図１のプロテーゼの支柱の断面図である。 図３は、ＣＥＥＳ層が外周全体を覆ってめっきされた、図１のプロテーゼの支柱の断面図である。 図４は、ＣＥＥＳ栓がウェル内にある、図１のプロテーゼの支柱の断面図である。 図５は、ＣＥＥＳ栓が穴内にある、図１のプロテーゼの支柱の断面図である。 図６は、ＣＥＥＳ層が細孔内に含浸された、図１のプロテーゼの支柱の断面図である。 図７は、ＣＥＥＳコアを有する、図１のプロテーゼの支柱の断面図である。

Claims (32)

1. 転換電子の放出源（ＣＥＥＳ）を備える、管腔移植物。
2. 拡張可能な足場構造体を備える、請求項１に記載の管腔移植物。
3. 前記ＣＥＥＳが、スズ−１１７ｍ、ホルミウム−１６６、タリウム−２０１、およびテクネチウム−９９ｍからなる群より選択される、請求項２に記載の管腔移植物。
4. 前記転換電子の供給源が、スズ−１１７ｍを含む、請求項３に記載の管腔移植物。
5. 前記足場の少なくとも一部分が、スズ−１１７ｍから構成されている、請求項４に記載の管腔移植物。
6. 前記足場構造体の実質的に全体が、スズ−１１７ｍから形成されている、請求項５に記載の管腔移植物。
7. 前記スズ−１１７ｍが、前記足場の少なくとも一部分を覆ってコーティングされている、請求項４に記載の管腔移植物。
8. 前記スズ−１１７ｍが、前記足場を覆って電気めっきされている、請求項４に記載の管腔移植物。
9. 前記スズ−１１７ｍが、前記足場を覆うキャリア内に存在する、請求項４に記載の管腔移植物。
10. 前記スズ−１１７ｍが、前記足場の細孔内に配置されている、請求項４に記載の管腔移植物。
11. 前記スズ−１１７ｍが、前記足場の壁内に存在する、請求項４に記載の管腔移植物。
12. 前記スズ−１１７ｍが、前記足場内の窪んだ空洞内に満たされている、請求項４に記載の管腔移植物。
13. 前記足場が、金属を含む、請求項２に記載の管腔移植物。
14. 前記金属が、スズを含む、請求項１３に記載の管腔移植物。
15. 前記金属が、形状記憶合金である、請求項１３に記載の管腔移植物。
16. 前記足場が、ポリマーを含む、請求項２に記載の管腔プロテーゼ。
17. 前記ポリマーが、生分解性である、請求項１６に記載の管腔プロテーゼ。
18. 前記移植物が、脈管ステントである、請求項１のいずれか１項に記載の管腔プロテーゼ。
19. 前記ＣＥＥＳが、前記プロテーゼの長さに沿って均一な濃度を有する、請求項１〜１８のいずれか１項に記載の管腔プロテーゼ。
20. 前記ＣＥＥＳが、前記プロテーゼの長さに沿って不均一な濃度を有する、請求項１〜１８のいずれか１項に記載の管腔プロテーゼ。
21. 前記ＣＥＥＳが、前記プロテーゼの少なくとも一端において、より高い濃度を有する、請求項２０に記載の管腔プロテーゼ。
22. 前記ＣＥＥＳが、前記プロテーゼの少なくとも一端において、より低い濃度を有する、請求項２０に記載の管腔プロテーゼ。
23. 身体管腔内での過形成を抑止するための方法であって、該方法は、
    過形成の危険がある身体管腔内に、転換電子の供給源を移植する工程、
    を包含する、方法。
24. 前記身体管腔が、血管である、請求項２３に記載の方法。
25. 前記血管が、動脈である、請求項２４に記載の方法。
26. 前記動脈が、冠状動脈である、請求項２５に記載の方法。
27. 前記転換電子が、０．０１２５ｍＣｉ／ｍｍ〜１５０ｍＣｉ／ｍｍの範囲の放射線放出を提供する、請求項２３〜２６のいずれか１項に記載の方法。
28. 前記範囲が、０．１２５ｍＣｉ／ｍｍ〜０．７５ｍＣｉ／ｍｍである、請求項２７に記載の方法。
29. 前記移植する工程が、前記身体管腔内で足場を拡張させる工程を包含し、該足場が、転換電子の放出源（ＣＥＥＳ）を備える、請求項２３のいずれか１項に記載の方法。
30. 前記ＣＥＥＳが、スズ−１１７ｍからなる群より選択される、請求項２９に記載の方法。
31. 前記ＣＥＥＳが、スズ−１１７ｍである、請求項３０に記載の方法。
32. ０．１５９ＭｅＶの範囲におけるプロトン放出を検出することによって、前記移植物を画像化する工程をさらに包含する、請求項２３に記載の方法。

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