JPH09507783A - 血管内均一放射線治療方法および装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 平滑筋細胞の過形成によって引き起こされる血管形成術後の狭窄症または冠状動脈(30)の外傷を防ぐための血管内放射線治療法および装置。治療する動脈(30)の放射方向中心に放射線源を位置させて動脈(30)の壁面に均一量の放射線を照射する。

Description

【発明の詳細な説明】 血管内均一放射線治療方法および装置関連出願 本出願はブラッドショー(A.T.Bradshaw)の1993年５月４日の米国特許出願第08 /057,322号の一部継続出願である。発明の背景 本発明は所定組織の生体内放射線照射治療に関するものであり、特に、再発狭 窄症(restenosis)を防ぐために、外傷を受けた心血管系の特定領域を放射線治療 する方法に関するものであり、特にＰＴＡ(percutaneous transluminal angiopl asty)によって外傷を受けた動脈の再発狭窄症を防ぐための放射線治療に関する ものである。 冠状動脈のＰＴＡ処理、すなわちＰＴＣＡ(percutaneous transluminal coron ary angioplasty)はバルーン血管形成としても知られ、冠状動脈狭窄症の主要な 治療方法であり、1990年には米国で約 300,000件が処置され、1992年には 400,0 00件に治療が行われたものと推定されている。この治療の全マーケットの半分は 米国が占めている。ＰＴＣＡ処置の評判が高い理由は成功率が高く、冠状動脈バ イパス手術に比べて組織に対するダメージが非常に低いことによる。しかし、Ｐ ＴＣＡ処置を受けた患者は再発狭窄症を患う確率が高く、患者全体の約35％が繰 り返しＰＣＴＡ処置を受けるか、バイパス手術を受けねばならず、追加コストが 高くなり、患者のリスクも増える。最近、薬品、機器、その他の実験的手法を用 いて再発狭窄症を防止す る試みが行われているが、成功は限られている。 再発狭窄症は血管を開いて血管形成処置(angioplasty)を行う際に動脈壁が傷 つけられることによって起こる。患者によっては、この損傷後に外傷を受けた領 域で血管形成によって修復応答が始まる。この修復応答は血管の平滑筋細胞の過 形成成長によって特徴付けられる。平滑筋細胞の過形成によって血管形成術で開 かれた血管腔が狭められ、再度ＰＴＣＡが必要となるか、再発狭窄症を抑えるた めの他の処置が必要になる。 血管内照射線治療（intervascular radiotherapy、ＩＲＴ）が血管形成後の再 発狭窄症の防止および長期間抑制に有効であることは予備研究で示されている。 さらに、ＩＲＴは心血管のグラフト処置後の狭窄症または他の血管壁の外傷を防 ぐためにも用いることができるともいわれている。提案されているＩＲＴ法では 先ず最初に患者の心血管系内に柔軟なカテーテル（ラジオガイドカテーテル）を 挿入し、血管形成処置された血管領域付近に先端を到達させ、次いで、先端に放 射線源を有するワイヤまたは細いカテーテルで構成される治療用カテーテル（以 下、線源ワイヤという）をラジオガイドカテーテルに挿入して放射線源を患部領 域に到達させ、患部領域に放射線源を所定時間（有効量の放射線が照射されるよ うに計算した治療時間）保持した後に引き抜く。 現在のＩＲＴ法とその装置には、治療中血管腔内での放射線源の放射方向位置 を調節する手段がないという基本的な欠点がある。平滑筋細胞の過形成とそれに 起因する再発狭窄症を防ぐのに有効な照射量は約 1,000〜3,000 ラドである。放 射線源の強度が一定の場合、放射線の照射強度は線源からの距離に従って急速に 低下する。従って、線源が血管腔の中央に保持されて いないと、所定治療時間で線源に最も近い血管壁部分は過剰な照射量を受け、線 源から最も遠い血管壁部分は処方量よりも少ない照射を受けることになる。血管 の一部への過剰な照射は動脈の壊死、炎症および出血の原因となり、照射量不足 は平滑筋細胞の過形成を防止できず、あるいは過形成が進んで再発狭窄症が引き 起こされることになろう。 現在のＩＲＴ法では血管腔内で放射線源を中央に維持してほぼ均一な照射を行 うためのセンタリング手段がない。 デーク(Dake)達の米国特許第 5,199,939号には、再発狭窄症を防ぐための放射 線源を先端に取付けた血管腔治療用カテーテルを用いる方法が開示されている。 しかし、この特許には治療時に血管壁を均一に照射するためのセンタリング手段 に関する記載はない。 ヘス(Hess)の米国特許第 5,302,168号にも、動脈の狭窄領域に放射線源を挿入 して再発狭窄症を防ぐ方法が開示されているが、この特許では不均一な照射が問 題であるとの認識は無く、均一照射を行うためのセンタリング手段についても全 く触れていない。 ウエインスタイン(Weinstein)達 の米国特許第 5,213,561号でも不均一照射 が問題であるとの認識はなく、均一照射を行うための方法としての放射線源のセ ンタリング手段は記載されていない。１つの実施例では線源を取り囲む折り畳み 可能な放射線シールドを有する放射性材料をバルーンカテーテルのバルーン内に あるカテーテルチューブに取り付けて、血管形成術終了直後にシールドを折り畳 むことによって線源を露出するようになっている。この実施例のバルーンカテー テルは内側チューブを有するが、このチューブは強制的にバールーンの中央に配 置されるようにはなされていない。さらに、この特許には放射性材料のセンタリ ングに関する記載はない。事実、関連する実施例ではチューブ上に中心をずらし て配置された放射性クリスタルが示されている。 ボットシャー達(Bottcher et al．Johann Wolfgang Goerhe University Medic al Center，Frankfurt，Germany)は、1992年11月に、10キュリーの線源を用いて 計算上の照射量を12グレイ(1,200ラド)として人間の表面大腿動脈の治療を行っ たことを報告している。ボットシャー達は血管内の固定された放射線源から得ら れる理論上の放射量は線源からの距離に応じて変ることを認識していたが、線源 からの距離の変化によって血管壁への照射がばらつくのを防ぐ方法としてセンタ リングすることは記載しておらず、代わりに比較的直線的な大腿動脈腔内にカテ ーテルを浮かべて行う動的な方法によって不均一な照射による組織損傷の危険を 低下させる方法を教えている。 本発明の主目的は放射線源を血管腔の中央に保持することによって血管壁に均 一量の放射線を照射する血管内放射線治療方法および装置を提供することにある 。 本発明の他の目的は冠状動脈内外の複雑な曲線に追随できると同時に治療領域 の全長に渡って放射線源を動脈の中央に保持できるセンタリング手段を提供する ことにある。 現在のＩＲＴ法および装置は放射線源を血管腔の中央に保持する手段を有して おらず、治療中に血管を流れる血液流を妨害することなしに放射線源をセンタリ ングすることはできない。冠状動脈の流れを長時間、一般には約１分以上妨害す ると心臓機能または心臓の刺激感応性が損なわれ、その結果深刻な虚血に陥った り、アンギナ（絞扼感を伴う疾患の総称）、心停止、 心筋梗塞（心臓発作）および／または冠血栓を引き起こすことがある。ＩＲＴに 使用される照射線源は比較的小型軽量であるのが好ましく。一般に効果的な放射 線量を照射するためには、これらの線源は標的領域内に最低約４分間血管腔の中 央に保持しなければならない。血流を妨げるような放射線源センタリング手段は いずれも、冠状動脈内では１回に１分未満しか使用することができず、間に血液 を流す時間をはさんで複数回治療を繰り返すか、好ましくない大型の線源を使用 する必要がある。 従って、本発明の他の目的は、治療中に放射線源を通過して血液が流れること を可能にするような放射線源センタリング方法および手段を提供することにある 。発明の要約 本発明ではＩＲＴ処置が治療中の標的領域で放射線源位置を血管の放射方向中 心に正確に位置決めし、治療中その位置に保持し、次いで患者から放射線源を取 り出すことで行われる。本発明の特徴は治療する特定の血管に適した寸法のラジ オガイドカテーテルを選択して放射線源の正しい位置決めが行われる点にある。 ラジオガイドカテーテルの長手方向の孔は治療チャネルを構成し、このチャネル を介して放射線源を前進させることができる。ラジオガイドカテーテルは血管内 で治療チャネルの先端をセンタリングする手段を含み、このセンタリング手段は 成形されたカテーテルチップ、ワイヤフォーム、好ましくはバルーンにすること ができる。使用時には、カテーテルの先端が血管の標的領域に到達するまでカテ ーテルを心血管系に挿入する。この標的領域は以前に血管形成術によって拡張さ れた動脈の一部にすることができる。先端に放射線源を取付けた柔軟な 細長い部材を含む線源ワイヤを放射線源が標的領域に到達するまでラジオガイド カテーテル内の治療チャネルに挿入する。治療チャネルを血管腔のほぼ中央に位 置決めすると線源ワイヤの放射線源は血管腔のほぼ中央にセンタリングされる。 本発明の好ましい具体例では、ラジオガイドカテーテルの先端部分に取付けら れたバルーンによってセンタリングが行われる。バルーンは膨張された状態で血 管の壁面と係合して治療チャネルをセンタリングする。バルーンは血管が直線で も湾曲していても治療チャネルをセンタリングするように構成されている。バル ーンの構成は螺旋形のローブ(lobe)でも、直線状のひだ(flute)でも、あるいは バルーンの血管壁との間に通路を画定してバルーンの膨張時でも血液の流れを可 能にする外面上に設けられた他の構造にすることができる。ラジオガイドカテー テルは治療チャネルの他にガイドワイヤを通すための孔とバルーンを膨らませる ための孔とを有することができる。発明の詳細な説明 上記およびその他の本発明の目的、特徴および利点は添付図面を参照した現在 好ましいとされる本発明の実施例の詳細な説明からより明らかになろう。 図１は血管内に配置された本発明の実施例の断面図。 図２は図１の実施例の線２−２による長手方向断面図。 図３Ａは図１の実施例の線３−３による横断面図。 図３Ｂはオーバーザワイヤ式のガイドワイヤ腔(lumen)を備えた本発明の変形 例を示す横断面図。 図４は軸方向にひだ(flute)を有するバルーンを組み込んだ本発明の実施例の 平面図。 図５は分節に分かれたひだを有する本発明の実施例の平面図。 図６は互い違いに配置された分節型のひだを有する本発明の実施例の平面図。 図７は末端のモノレールガイドワイヤ腔を有する図４〜６の実施例の拡大横断 面図。 図８Ａ、図８Ｂはワイヤフォーム型のセンタリング手段（収縮状態および膨張 状態）を備えた本発明実施例の平面図。 図９は本発明実施例が見えるように一部を切取った血管の斜視図。好ましい実施例および方法の説明 本発明は血管壁に均一量の放射線を照射する方法および装置を提供するもので ある。先ず図１、２および３Ａを参照する。図１は本発明の実施例を示しており 、ラジオガイドカテーテル10は先端16と先端治療部14とを備えた円筒形のシャフ ト12を有している。シャフト12の先端治療部14には螺旋型ローブ38を備えたセン タリングバルーン40が取付けられている。このラジオガイドカテーテル10は標的 領域に配置された状態で示されている。標的領域には、以前に狭窄症を治療する ために血管形成処置された血管30内の領域である。図２は図１の実施例の線２− ２による長手方向断面であり、図３Ａは図１の実施例の線３−３による横断面で ある。 図２、図３Ａを参照すると、シャフト12は治療用チャネル20を有する細長い部 材と、バルーンを膨らませるための孔22と、先端のモノレールガイドワイヤ腔24 とを備えている。図１、図２に示されるように、先端のモノレール腔24はシャフ ト12の先端で開口し、バルーン40の先端でシャフト12の側面を通って出 ている。ガイドワイヤ腔24と治療チャンネル20との間を密閉するプラグ60が示さ れているが、これら２つの腔は別々に形成されていてもよい。 使用時には、ガイドワイヤ32を血管30内に入れた後、ガイドワイヤ32がバルー ン40の先端から出た状態でラジオガイドカテーテル10をガイドワイヤ32上を前進 させる。ガイドワイヤ32がバルーン40の末端でカテーテルから出るようにするこ とによってカテーテルの径をできるだけ小さくすることができ、それによって細 い動脈にカテーテルを挿入することが容易になる。治療部14が血管30内の標的領 域34に達するまで、ラジオガイドカテーテル10をガイドワイヤ32上を前進させる 。 治療チャネル20はシャフト12内部に長手方向の孔を有し、この孔は先端16付近 まで続いており、治療チャネル内での線源ワイヤの長手方向の移動をスムーズに するためにテフロンライナー28が施されていてもよい。バルーン40の幾何学形状 を単純化するために治療チャネル20を円筒形にしてその中心をシャフト12の軸線 と一致させ、ローブ38の高さが均一となるようにすることができる。 ラジオガイドカテーテル10のデザインに関して考慮すべき重要な点は、治療チ ャネル20の先端部分が、治療中の血管領域の湾曲状態とは無関係に相当厳しい誤 差で血管の中央にセンタリングされなければならないということである。臨床上 有効な治療は例えば約1000〜3000ラドの放射線照射であるといわれている。被爆 量が約3000ラドを越えると動脈の壊死、炎症および出血が起こることが観察され ている。約1000ラド以下の被爆量では平滑筋細胞の過形成を抑える効果がないこ とが分かっている。放射線照射の臨床的効果は放射線量に依存する。血管が吸収 す る放射線量が多ければ多い程、平滑筋細胞の過形成を防ぐ効果が大きい。従って 、安全且つ有効な臨床的使用で望ましい放射線量は約1500〜2500ラドである。 安全ファクターを考慮すると、放射線源は使用時に血管内でセンタリングが完 全に行われると仮定した場合に約1900ラドの放射線が照射されるように計算した 時間だけ標的領域に配置させる必要がある。しかし、線源強度が一定とすると、 放射線の強度は線源からの距離の二乗に比例して低下する。つまり、線源から血 管壁までの距離のわずかな変化によって好ましいとされる1000ラドから3000ラド の範囲から1900ラドも外れることになる。例えば、¹³²Ir 線源は理想的条件から のずれに対する許容範囲が比較的大きいが、冠状動脈を名目上直径３mmまで開く 場合、最も近い地点に2200ラドの放射線を照射し、最も遠い地点に1600ラドの放 射線を照射するには計算上1900ラドの放射線を出す¹³²Ir 線源でも0.5 mmの範囲 内でセンタリングされなければならない。センタリングしないとこの¹⁹²Ir 線源 から照射される公称1900ラドの放射線量は最も近い地点に最大3300ラドの放射線 を照射し、同じ直径３mmの腔内の最も遠い地点にはわずか 750ラドしか照射しな いことになる。 エネルギー吸収速度はアイソトープによって異なり、ある種のアイソトープは 他のアイソトープよりも組織に素早く吸収されるエネルギーを有する。ある種の β線放射体の放射線は非常に素早く組織に吸収される。このようなβ線放射体を 用いてほぼ均一な照射を行うには線源を¹⁹²Ir よりもさらに正確にセンタリング しなければならない。 カテーテルシャフトがセンタリングバルーンの両端のみでバルーンに取付けら れている場合、バルーンは血管の湾曲に適合 するが、その内側にあるカテーテルは両端の取付けポイント間で直線配置を取る 傾向がある。バルーンの直径に対して長さが長ければ長い程、カテーテルの中心 からのずれが顕著になる。カテーテルシャフトがバルーンの長さ全体に渡って一 定の間隔でバルーンに取付けられているならば、複数の取付けポイントがその取 付けポイントごとに（区分的に）カテーテルを直線的に血管の中央線に近づける ように機能し、もし取付けポイントが連続的であれば、カテーテルは連続的に血 管の中央線に沿うようになる。従ってバルーン40は、バルーンの長さ全体に渡っ て一定の間隔または連続的に配置されたボンド50によってシャフト12に取付けら れるのが好ましい。 バルーン40自体は、湾曲した血管内で信頼性の高いセンタリングを行うために 、膨らませた時に一定の径までしか膨張しない相対的に非柔軟性のバルーン材料 、例えばポリ塩化ビニル、ポリエチレンあるいはポリエチレンテレフタレート等 を用いて成形される。ゴム等の柔軟な材料も使用可能であるが、はるかに膨張圧 の影響を受け易い。通常の使用でカテーテルとバルーンとの組み合わせは、膨張 させた状態でバルーンが血管の壁面としっかり係合するのにちょうど良い大きさ になるようなものが選択される。バルーン自体は医療用装置に用いられる一般的 な任意手段で成形することができる。 ボンド50は熱または超音波溶接、接着ボンドまたは溶媒ボンド、その他一般的 な手段にすることができる。シャフト12上、バルーン40の先端のすぐ外側または 好ましくはすぐ内側には、放射線非透過性のマーカー36（螢光透視検査によって カテーテルの位置を検出するために通常用いられる銀、その他の材料にすること ができる）が一般的な手段によって取り付けられてお り、膨らませたバルーン40が血管30と係合している治療部14の先端を示すように なっている。あるいは、マーカー36をシャフト12上に直接メッキしてマーカー36 のボリュームを最小にすることもできる。先端モノレール構造では、先端のモノ レール腔24を治療チャネル20から分離するプラグ60自体に先端側のマーカーが組 み込まれていてもよい。マーカー36は、治療する血管領域内に先端部分14を確実 に位置させるためだけでなく、膨張したバルーン40と接触している血管内の領域 全体に放射線治療を確実に施す上で重要である。例えばバルーン40が比較的低い 圧力で膨らませても、治療する血管とバルーン40との間のわずかな係合圧力によ って十分に過形成が誘発されてしまうので、マーカー36は必要である。従って、 再発狭窄症を防ぐためにＩＲＴを必要とする血管の標的領域34がバルーン40の長 さよりも短い場合でも、バルーン40の全長を治療を受ける血管領域に対応させる ことが重要である。ラジオガイドカテーテル10をアフターローダーと組み合わせ て使用する場合（上記の米国特許出願番号第08/057,332号に記載の場合）には、 アフターローダーが２つのマーカー36の間で線源ワイアの先端を自動的に前進さ せるか、除々に移動させてバルーン40の全長に相当する血管内の領域に沿ってほ ぼ均一な照射を行う。しかし、放射線源を多元的に位置調節することの可能なア フターローダーなしでカテーテルを使用する場合以外には、放射線源を手動で位 置決めする必要があるため、バルーン40の長さ全体に渡って均一な放射線照射を 確実とするためにに放射線非透過性のマーカーが必須である。 図３Ｂはオーバーザワイヤ式のガイドワイヤ腔を有する本発明の変形実施例の 横断面を示している。このオーバーザワイヤ 構造では、ガイドワイヤ腔26は、図２に示した先端のモノレールガイドワイヤ腔 24のようにバルーン40の線源で外に出るのではなく、シャフト12の長さに全体に 渡って伸びている。カテーテルシャフト12の内部にガイドワイヤ腔26が存在する ことによって治療領域においてシャフト内の治療チャネル20の位置にわずかな偏 りが生じる。ある種の用途ではこの偏りはセンタリングの許容誤差範囲内であり 、従って無視することができる。あるいは、バルーンの設計で反対方向に同じ分 だけオフセットすることによってこの偏りを補償することもできる。 図４は、バルーン40の外側表面に長手方向のひだが成形された本発明の変形例 を示す。血管の壁面と係合した時に、このひだによって長手方向に直線通路が区 画され、血液が治療部14を通過して流れることができる。このひだ42は半径方向 の長さを同じにするか、違えて成形することができる。図４に示すような同じ長 さを有するひだはカテーテルシャフトを正確にセンタリングする。半径方向の長 さを違えることによって、図３Ｂに示した実施例のシャフト内部の治療チャネル の位置の偏りを補償するのに必要なオフセット構成にすることができる。 図５〜６はバルーン40のひだ42に凹部を設けた本発明の変形例を示している。 このひだは血管の壁と係合した時に血液を通過させるための長手方向および円周 方向の通路となる。さらに凹部70によってひだ42の柔軟性が増し、センタリング 精度を大きく低下させずに曲がりくねった血管内でバルーンを使用することが可 能になる。凹部70は図５に示すように各ひだの軸線に沿って均一に分布させるか 、図６に示すようにそれぞれの凹部70が隣接するひだ40上の凹部70に対してオフ セットさせて、円周方向にジグザグな血液灌流経路を構成させることもできる。 図７は図４〜６の実施例を線７−７による断面図である。 図８Ａおよび８Ｂは、シャフト12を血管30の中央に位置させるためにバルーン 40の代わりにワイヤーフォーム80を用いた具体例の平面図である。ワイヤフォー ム80は、シャフト12の外径よりもわずかに大きい内径を有する一連の摺動自在な カラー84によって互いに連結された一連の金網チューブ82で構成されている。カ ラー84はシャフト12上でのカラー84の移動を制限するスペーサーの役目をするア ンダーカット部分85を備えていてもよい。金網チューブ82はニチノールとよばれ るニッケル／チタン合金または高い変形性を有する他の材料で作ることができる 。先端のカラー86は、シャフト12の先端近くでガイドワイヤ32の出口付近に固定 されている。膨張鞘88はシャフト12の外径よりもわずかに大きい内径を有するス ライド式の鞘で、末端のスライド式カラー84に固定されている。膨張鞘88を先端 に向かって移動させることによってワイヤーフォーム80が作動し、金網チューブ 82が圧縮されて外側へ向かって変形する。図８Ｂに示すように、スライド式カラ ー84のアンダーカット部分85が隣接するカラーの末端と係合することによって金 網チューブ82の圧縮は所定の量で停止される。あるいは、力が加わっていない状 態の時に拡大して血管と係合するように予めワイヤフォーム82が変形されていて もよい。この場合にはカテーテルが正しく配置されるまで膨張鞘88を引っ張って ワイヤフォームが引っ込んだ状態に保っておく。 図９は血管30（例えば人間の冠状動脈）の部分破断図である。図１と図９とを 参照する。ＰＣＴＡまたは他の開通処置が終了した後、ＩＲＴ処置を行う外科医 は開腔処置によって確保しようとする計画上の直径と血管の外傷部位の長さとに 基づいて適 当なカテーテルを選択する。外科医は、処置の結果得られる直径を外科医が選ん だ入手可能なカテーテルの直径にできる限り一致させ、さらに治療領域の長さ（ ２つのマーカー36の間の距離）が外傷部位の長さより少なくとも約１mm長くなる ようにする。余分の長さは標的領域全体が適当な放射線照射治療を受けるように するための許容誤差を確保するためのものである。放射線量は使用するバルーン の名目直径に基づいて計算し（バルーンの半径は標的までの距離に等しい）、そ の日の放射線源の強度は治療時間が確保されるように計算する。 バルーン40がしぼんだ状態でラジオガイドカテーテル10の先端16を患者の体内 に埋め込み、螢光透視法により放射線非透過性のマーカー36を参照しながら治療 部位14が標的領域34の中央に達するまで心血管系中を誘導する。ラジオガイドカ テーテル10の末端をアフターローダーコネクタを介してアフターローダーに接続 するか（上記米国特許出願第08/057,332号参照）、治療チャネル20を介して標的 領域34までソースワイヤを前進させるための他の装置に接続することができる。 カテーテル10が定位置に達したら、バルーン40のローブ38が血管30の内壁と係合 するまで膨張用の孔22を介してバルーン40を膨らませる。バルーン40を膨らませ て治療チャネル20をセンタリングした状態になったら、アフターローダーは線源 ワイヤの放射線源がカテーテル10内の治療部位14に達するまで治療チャネル20に 沿ってソースワイヤを前進させる。線源ワイヤは、所望の放射線量が照射される ように計算された治療時間の間定位置に保持される。この治療時間はアイソトー プによって異なり、一般には約４〜８分、非常に低強度の線源を用いた場合でも 最大30分までにする。適切な治療時間の後に線源ワイヤを引き抜く。その後、バ ルーン40を収縮させて患者の体内からカテーテル10を抜き取る。 本発明は、放射線源を血管腔のほぼ中央に保持することによって外傷領域全体 が十分な量の放射線を受けることを確実にし、しかも血管内での放射線源の半径 方向の位置が狂うことによって起こり得る過剰被爆という深刻な副作用を防ぐも のである。従って、本発明によってＩＲＴの安全性が向上し、狭窄症および再発 狭窄症を防ぐための治療としてのＩＲＴの効果が向上する。 以上、本発明の特定の好ましい具体例を紹介したが、当業者はこの具体例の変 形および改良を行っても本発明の範囲を逸脱するものではないことは理解できよ う。従って、本発明は特許請求の範囲と特許法の規定および原理によってのみ限 定されるものである。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．先端部を含む先端部と基部とを有する細長い部材で構成されるカテーテルを 有し、このカテーテルは先端部が湾曲した血管内の標的領域付近に達するまで心 血管腔内を通って患者の体内に導入可能な柔軟性と寸法とを有し、細長い部材は 長手方向に延びた孔を有し、この長手方向孔は基部で開口し且つ先端部近くまで 延びてカテーテル内で放射線限ワイヤを前進させるための治療チャネルを形成し 、さらに、湾曲した血管内で治療チャネルをセンタリングするための手段とを有 し、先端に放射線源が取付けられた線源ワイヤは放射線源が標的領域付近に達す るまで治療チャネルに沿って前進でき、標的領域では放射線源が半径方向ほぼ中 央に保持されて血管壁にほぼ均一な量の放射線を照射することを特徴とする冠状 動脈のように湾曲した血管の局部的内部放射線治療装置。 ２．センタリング手段がワイヤーフォームで構成され、このワイヤーフォームは 細長い部材に摺動自在に取付けられた先端および末端を有する少なくとも１つの 針金チューブで構成され、少なくとも１つの針金チューブの先端は細長い部材の 先端付近でそれに取付けられており、末端と先端とを有する中空で柔軟な細長い チューブで構成されたスリーブを含み、このスリーブは細長い部材に摺動自在に 取付けられており、針金チューブの末端はスリーブの先端に取付けられており、 スリーブに沿って少なくとも１つの針金チューブに軸方向の力を加えて軸線方向 に圧縮すると針金チューブが放射方向に拡張して血管の内壁とぴったりと係合す る請求項１に記載の装置。 ３．センタリング手段が、膨張した時に湾曲した血管の内側表面にぴったりと係 合するバルーンを構成される請求項１に記載の装置。 ４．バルーンが先端と末端とを有し、バルーンの末端と先端との間の位置でバル ーンの末端と先端がカテーテルに取付けられている請求項３に記載の装置。 ５．バルーンがバルーンの膨張時に血液の灌流を可能にする手段を含む請求項３ に記載の装置。 ６．灌流手段がバルーンと血管内壁との間に螺旋状の通路を区画するローブで構 成される請求項５に記載の装置。 ７．灌流手段が、バルーンと湾曲した血管内壁との間にほぼ直線且つ軸線方向の 通路を区画する長手方向の複数のひだで構成される請求項５に記載の装置。 ８．ひだの数が３〜７個である請求項７に記載の装置。 ９．ひだがバルーンと血管内壁との間に円周方向の流路を区画する凹部を含む請 求項８に記載の装置。 10．凹部が軸方向に互い違いになっていて円周方向互い違いの流路を区画する請 求項９に記載の装置。 11．放射線非透過性のマーカーを含み、このマーカーはバルー ンの末端付近と先端付近でカテーテルに固定されて、血管内壁と係合したバルー ンの長さに相当する血管領域への照射を容易にする請求項４に記載の装置。 12．基部がアフターローダーコネクタを含む請求項１に記載の装置。 13．オーバーザワイヤ式のガイドワイヤ腔を含み、このオーバーザワイヤ式ガイ ドワイヤ腔は細長い部材の内部に長手方向に延びる第１の孔を含み、この第１の 長手方向の孔は基部に開口を有し、細長い部材の先端位置で開口している請求項 １に記載の装置。 14．オーバーザワイヤ式のガイドワイヤ腔を含み、このオーバーザワイヤ式ガイ ドワイヤ腔が細長い部材の内部に長手方向に延びる第１の孔を含み、この第１の 長手方向の孔は基部に開口を有し、細長い部材の先端位置で開口している請求項 ３に記載の装置。 15．バルーンを膨張させるための腔を有し、このバルーン膨張用の腔が細長い部 材の内部に長手方向に延びる第２の孔を有し、この第２の長手方向の孔は基部に 開口を有し、バルーン内部に開口している請求項14に記載の装置。 16．先端のモノレールガイドワイヤ腔を有し、このモノレールガイドワイヤ腔は 長手方向に延びた第２の孔と貫通口とを有し、この第２の長手方向の孔は細長い 部材の先端から治療チャネル の先端近くまで延び、貫通口は第２の長手方向の孔を貫通して細長い部材の側面 に開口する孔で構成される請求項１に記載の装置。 17．先端のモノレールガイドワイヤ腔を含み、この先端のモノレールガイドワイ ヤ腔が細長い部材の先端から治療チャネルの先端付近まで長手方向に延びた第２ の孔と、第２の長手方向の孔を貫通して細長い部材の側面に開口した孔で構成さ れる貫通口とを有する請求項３に記載の装置。 18．バルーンを膨張させるための腔を有し、さのバルーン膨張用の腔が細長い部 材内に長手方向孔を有し、長手方向の孔が基部に開口を有し、バルーン内部に開 口している請求項17に記載の装置。 19．末端、先端、長方向に延びた孔および先端を血管内でセンタリングする手段 を有する細長い部材を患者の体内に挿入し、 この細長い部材の先端が血管の標的領域内に達するまで細長い部材を前進させ 、 センタリング手段を血管の壁面にぴったり係合させることによって血管の標的 領域の全長に渡って長手方向の孔をセンタリングし、 先端に放射線源が取付けられた線源ワイヤを放射線源が血管の標的領域に達す るまで長手方向の孔に沿って前進させ、 放射線源を所定の時間標的領域のほぼ中央に保持して平滑筋細胞の過形成を阻 止するのに十分な量の放射線を照射し、 放射線源を抜き出す ことを特徴とする冠状動脈のように湾曲した血管内部の標的領域を放射線治療す る方法。 20．標的領域の全長に渡って血管の放射方向中心点から約0.5 〜0.7 mmの範囲内 に放射線源がセンタリングされる請求項19に記載の方法。 21．標的領域内の全ての地点での放射線の照射量が1000〜3000ラドとなるように 標的領域の全長に渡って放射線源のセンタリングされる請求項19に記載の方法。 22．血管の内側表面と係合するセンタリング手段の長さに相当する血管領域に均 一な照射を行う請求項19に記載の方法。 23．基部と先端部を有する先端とを有し、さらに長手方向に延びた孔を有する細 長い部材で構成され、長手方向の孔は基部に開口を有し、先端付近まで延びてカ テーテル内部に治療チャネルを形成し、治療チャネルは基部と先端部とを有し、 カテーテルの先端部に血管内で治療チャネルの末端部分をセンタリングする手段 を含むカテーテルを選択し、 このカテーテルの先端部分が血管内の標的領域に達するまでカテーテルを患者 の心血管系に前進させ、 センタリング手段を血管の壁面に係合させて長手方向の孔をセンタリングし、 先端を有する線源ワイヤを先端に取付けられた放射線源が標的領域に達するま で治療チャネルに沿って前進させ、 放射線源を所定治療時間中血管内で半径方向のほぼ中央に保 持して血管の標的領域の壁にほぼ均一な量の放射線を照射し、 線源ワイヤを引き抜くことを特徴とする冠状動脈等の湾曲した血管内の特定の 部位における狭窄症および再発狭窄症を防ぐ方法。 24．各種の直径および長さを有する血管と係合するセンタリング手段を有するカ テーテル群の中からカテーテルを選択する請求項23に記載の方法。