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JP2003511164A - 血管内放射線伝達用低減衰ガイドワイヤ - Google Patents

血管内放射線伝達用低減衰ガイドワイヤ

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Publication number
JP2003511164A
JP2003511164A JP2001529795A JP2001529795A JP2003511164A JP 2003511164 A JP2003511164 A JP 2003511164A JP 2001529795 A JP2001529795 A JP 2001529795A JP 2001529795 A JP2001529795 A JP 2001529795A JP 2003511164 A JP2003511164 A JP 2003511164A
Authority
JP
Japan
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region
guidewire
ionizing radiation
proximal
distal
Prior art date
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Pending
Application number
JP2001529795A
Other languages
English (en)
Inventor
ジェイ． ユーリック、マイケル
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Boston Scientific Ltd Barbados
Original Assignee
Boston Scientific Ltd Barbados
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Boston Scientific Ltd Barbados filed Critical Boston Scientific Ltd Barbados
Publication of JP2003511164A publication Critical patent/JP2003511164A/ja
Pending legal-status Critical Current

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N5/00—Radiation therapy
    • A61N5/10—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy
    • A61N5/1001—X-ray therapy; Gamma-ray therapy; Particle-irradiation therapy using radiation sources introduced into or applied onto the body; brachytherapy
    • A61N5/1002—Intraluminal radiation therapy

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  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
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  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Media Introduction/Drainage Providing Device (AREA)
  • Radiation-Therapy Devices (AREA)

Abstract

(57)【要約】 血管内電離放射線治療のための放射線装置（番号略）と組合わせて利用する低減衰ガイドワイヤ（番号付けず）。ガイドワイヤ（番号付けず）の先端領域（１４）は、基端領域（１２）より電離放射線に対し減衰されることが少なく、そして、放射線の放射を大幅に弱めることなく放射線装置の放射線ソース部分に隣接して配置され得る。従って、ガイドワイヤは、血管の目標位置に電離放射線を効率的に伝送するために取除いたり又は引込ませたりする必要がない。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の分野） 本発明は、一般的に、血管内電離放射線治療の装置及び方法に関する。より詳
細には、本発明は、血管内電離放射線治療のための改良されたガイドワイヤに関
する。
【０００２】 （発明の背景） 血管内電離放射線治療は、血管病の治療に益々利用され、血管拘束を治療する
ための主要な及び第二の治療として推奨されてきた。臨床試験は、電離放射線が
経皮的冠動脈形成術（ＰＣＴＡ）後の再狭窄を抑制又は防止するために効果的に
利用され得ることを証明してきた。例えば、ブラッドショウ等（Ｂｒａｄｓｈａ
ｗ ｅｔ ａｌ）の米国特許第５６４３１７１号は、順調に細胞増殖を起因する
血管形成術又は他の工程での再狭窄の防止のための血管内放射線治療方法及び装
置を開示する。
【０００３】 米国特許第５６４３１７１号の図１に特に示されるように、先端処置部分１４
と先端部１６を伴う延長シャフト１２を有するカテーテル１０が示されている。
先端処置部分１４に取り付けられる、センタリングバルーン４０がある。特に図
２に示されるように，延長シャフト１２は、処置チャンネル２０も有する。処置
チャンネル２０は、放射性の先端部分を有するソースワイヤ（示されず）を導入
させる。この設計によると、血管湾曲した領域内で血管が治療されるにもかかわ
らず、カテーテル１０は、放射線の一様な伝送のために処置チャンネル２０及び
、ソースワイヤを血管内の中央に維持するとされてしまう。
【０００４】 この特定の設計の不利な点の一つは、血管壁３０への接触により放射線を阻止
し得るガイドワイヤ３２に関連するカテーテル１０の配置である。特に、シャフ
ト１２は、同カテーテルを血管３０の目標領域３４に配置される処置部分１４ま
で、ガイドワイヤ３２を延伸させるための先端モノレイル（商標名)型（Ｍｏｎ
ｏｒａｉｌ ｔｙｐｅ）ガイドワイヤ管腔２４を有する。先端モノレイル型ガイ
ドワイヤ管腔２４は、シャフトの先端部を開き、バルーン４０の先端のシャフト
１２の側表面を通り出て行く。従って、ガイドワイヤ３２は、カテーテル１０に
隣接して延伸し、血管３０の目標領域３４においてバルーン４０を中心に配置す
る。
【０００５】 ガイドワイヤがステンレス鋼等の金属合金で従来と同様に形成されるため、ガ
イドワイヤ３２は、処置チャンネル２０内に配置されたソースワイヤにより放射
される放射線を弱める傾向があるだろう。放射線の減衰は、陰影を起因し、目標
領域３４での血管壁３０に放たれ、目標領域３４の一部が電離放射線に対し一様
に露出されない。電離放射線に対して目標領域３４を全体的に露出することの失
陥は、露出されてない又は、露出不足の領域で再狭窄を起こし得る。治療の主な
目的が再狭窄を防止又は抑制することであるため、目標領域３４のいかなる場所
での再狭窄の再発は、明らかに不都合である。
【０００６】 この問題を解決する最初の答えは、放射線の阻止を避けるため、ガイドワイヤ
３２を移動（例えば、収縮する又は引込める）させることがあり得る。しかしな
がら、基端方向へガイドワイヤを引込めるため、ガイドワイヤ３２が目標領域３
４を横切って延伸することなく、目標領域３４を横切って血管へアクセスするこ
とがなくなり、シャフト１２の先端部でのガイドワイヤ管腔２４へのアクセスも
なくなるため、特に実行可能な選択ではない。多数の例において、ガイドワイヤ
３２が目標領域３４を横切って再び通過することが不可能でないのなら、拘束が
それを難しくすることを反動し得るため、目標領域３４を横切って血管へのアク
セスすることをなくすことは好ましくない。目標領域３４を越えて配置されたガ
イドワイヤ３２なしでは、血管拘束を拡張さたり、治療することが困難に成り得
るだろう。加えて、ガイドワイヤ管腔２４へのアクセスを失うことは、不可能で
ないなら、血管チャンネル内におけるのカテーテル１０の操縦又は案内すること
を困難にしてしまう。ガイドワイヤ３２を基端方向に引き込ますことが好ましく
ないため、ガイドワイヤ３２は、ソースワイヤから放射される放射線を必然的に
減衰させる位置に留めねばならない。
【０００７】 （発明の概要） 本発明は、電離放射線を放射する先端部を有する放射線装置（例えば、ソース
ワイヤ）と組合わせて利用する低減衰ガイドワイヤを設けることにより不利な点
を解決する。ガイドワイヤは、基端領域と、先端領域を有し、同先端領域は基端
領域よりも電離放射線に対する減衰が少ない。ガイドワイヤの先端領域は、放射
を大幅に弱めたり、放射線の吸収することなく、電離放射線を放射する放射装置
の先端部分に隣接して配置された状態で留まる場合がある。従って、ガイドワイ
ヤは、電離放射線を血管の目標位置へ効果的に伝送するために、取り外されたり
、引込まされたりする必要がない。目標位置を越えた血管アクセスを維持するこ
とが好ましい際、及び迅速な交換型カテーテル（例えば、Ｍｏｎｏｒａｉｌカテ
ーテル）を利用することが好ましい際、これは特に有効である。
【０００８】 先端領域は、選択された材料及び所望の減衰特性によって、低エネルギーガン
マ、高エネルギーガンマ、乃至ベータ放射線に対しての減衰が少ない場合がある
。選択された材料は、電離放射線の異なる種類のための所望の減衰特性によって
、基端領域よりも低い原子番号、原子量、乃至密度である場合がある。電離放射
線に対し低い減衰の領域は、一つ又は一つ以上のポリマー、金属、又は合成物か
ら成り得る。好ましくは、先端領域の先端部は、レントゲン写真の視覚化及び蛍
光透視法での操作を容易にするため、比較的放射線不透過性がより大きいである
。
【０００９】 （発明の詳細な説明） 以下の詳細な説明は、複数の異なる図面において、類似要素が同じ番号で記載
された図面を参照しながら読まれるべきである。尺度の必要がない前記図面は、
説明的な実施形態を描写し、本発明の範囲を制限するよう意図されない。
【００１０】 本発明における低減衰ガイドワイヤの第一実施形態を示す長さ方向における断
面図を示す図１を参照する。ガイドワイヤ１０は、電離放射線を放射する先端部
を有するモノレイル型放射装置と組合わせるのに、特に便利である。例えば、ガ
イドワイヤ１０は、ベリン等（Ｖｅｒｉｎ ｅｔ ａｌ）の欧州特許第６８８
５８０ Ａ１号において説明されるガイドワイヤ４４の位置、又はブラッドショ
ウ等（ｂｒａｄｓｈｏｗ ｅｔ ａｌ）の米国特許第５６４３１７１号において
説明されるガイドワイヤ３２の位置で利用される場合がある。ガイドワイヤ１０
は、多岐多様な放射線装置と組合わせて利用することに適切であり、そこでは放
射線装置がガイドワイヤの向こうに前進するよう適合される。同放射線装置は、
本技術分野において公知であり、簡潔及び明瞭な目的で説明される。加えて、放
射線装置に特に適切であるが、当業者等により、ガイドワイヤ１０がオーバー・
ザ・ワイヤ（ＯＴＷ）バルーンカテーテル、ガイドカテーテル、粥腫切除用カテ
ーテル等の他の非放射線装置と組合わせて利用することに適切であるとも認知さ
れるであろう。
【００１１】 ガイドワイヤ１０は基端領域１２と先端領域１４とを伴う延長シャフトを有す
る。同先端領域１４は、基端部分１４ａと先端部分１４ｂとを有する。先端領域
１４の先端部分１４ａはまた、中間部分１４ａともいわれる。基端領域１２と先
端領域１４とを含むガイドワイヤ１０は、アクセス位置から遠隔した目標位置ま
で人体脈管を通り抜ける大きさに作成される。例えば、ガイドワイヤ１０は、同
ガイドワイヤが通過する脈管の内部直径に基づき、約０．０１０〜０．０２２イ
ンチ（０．０２５４〜０．０５５８８センチ）の直径と、アクセス位置から目標
位置までの距離による６０〜３５０センチメータの範囲の長さとを有する場合が
ある。ガイドワイヤ１０は、より長く、又はＯＴＷカテーテル等に必要な代わり
の長さを提供する延長ワイヤに装着可能である場合がある。
【００１２】 仮に約１５０センチメータの長さを想定すると、冠血管処理等のため、基端領
域１２は約１３６−１４６センチメータの長さを有する場合と、先端領域１４は
６−４０センチメータの範囲の長さ有する場合とがある。基端部分１４ａは３４
−３８センチメータの範囲の長さを有する場合と、先端部分１４ｂは２−６セン
チメータの範囲の長さを有する場合とがある。これらの寸法は単なる例示であり
、ガイドワイヤ１０の所望の実行特性や、遂行される特定の血管解剖により変更
され得る。
【００１３】 ガイドワイヤ１０の基端領域１２は、ステンレス鋼、ニチノール又は類似物等
の従来のガイドワイヤ材料から成るコア部材１６を有する。基端領域１４の基端
部分１４ａは、電離放射線に対しより減衰（例えば、より透過性の）の少ない材
料から成るコア部材１８を有し、基端領域１２のコア部材１６の材料の放射をイ
オン化する。先端領域１４の先端部分１４ｂは、コア部材２２及び基端部分１４
ａのコア部材１８の材料より放射線不透過性のコイル部材２４を伴うスプリング
先端部２０を有する。
【００１４】 コア部材１６は、複数の適合手段によりコア部材１８に接合され得る。例えば
、コア部材１６及びコア部材１８が互換性のある材料で形成されるならば、コア
部材１６の先端部はコア部材１８の基端部に溶接、ハンダ付け、又は蝋付けされ
る場合がある。同様に、コア部材１８の材料がコア部材２２の材料と互換性があ
るならば、コア部材１８の先端部はコア部材２２の基端部に溶接、結合、又は蝋
付けされる場合がある。代わりに、コア部材１６，１８、２２の端部は、適切な
接着剤を使用し接合される。接合の完全性を促進するため、コア部材１６、１８
、２２にポリマー被覆物２６が配置され得る。ポリマー被覆物２６は、基端部分
１４ａの減衰を大幅に向上させない。ポリマー被覆物２６の基端部は、適切な接
着剤２８を利用してコア部材１６の基端部に接合され得る。同様に、ポリマー被
覆物２６の先端部は、適切な接着剤２８を利用してコア部材２２に接合され得る
。
【００１５】 コイル部材２４は、従来の手段を利用してコア部材２２に固定され得る。例え
ば、コイル部材２４の基端部は、コイル部材２４及びコア部材２２に対し、適合
性又は互換性のある材料が選択されると仮定し、ハンダ付け又は蝋付け接着部３
０を利用してコア部材２２の基端部に接合され得る。コイル部材２４の先端部は
、アトラマチック（ａｔｒａｍａｔｉｃ）結合球３２を形成するため、材料を交
互に結合することによりコア部材２２の先端部に接合され得る。
【００１６】 前述したように、基端領域１４の基端部分１４ａは、基端領域１２よりも電離
放射線に対して減衰（例えば、より透過性の）が少ない。領域１４ａでのコア部
材１８のために選択された、電離放射線に対して減衰がより少ない材料は、表１
のグループＡに示される材料から選択される場合がある。これらの材料は、純粋
な形態又は他の材料と混合されて利用される場合がある。例えば、電離放射線に
対して減衰がより少ない領域１４ａを成す材料は、化合物、合金、合成物等から
成り得る。合成物の模例として、コイル、編み紐、又は他の適切な構造を形成す
るカーボン、アルミニウム、又はグラスファイバーと伴に補強されたポリマーチ
ューブが挙げられる。その合成物に適切なポリマーの模範は、ポリエチレン、ポ
リウレタン、ポリイオミド（ｐｏｌｙｉｏｍｉｄ）、ポリアミド，ナイロン等を
含む。
【表１】
【００１７】 領域１４ａにおける電離放射線に対する減衰がより少ない限り、グループＡか
ら選択される特定の材料又は混合材料は、重要ではない。率直には、グループＡ
に記載される材料は、比較的に低い原子量及び密度のため電離放射線に対する減
衰がより少ない。純粋な材料が利用されるならば、表１から原子量及び密度の値
が得られる場合がある。混合材料（例えば、化合物、合金、合成物等）が利用さ
れる場合、利用される各材料の比率の計算に取り入れること、加えて、断面図及
び各材料により占められる面積により、原子量及び密度が概算され得る。
【００１８】 これを踏まえて、電離放射線に対して減衰の少ない領域１４ａは、２２より低
い原子番号を有する場合があり、好ましくは１５より低く、より好ましくは７よ
り低い。同様に、電離放射線に対して減衰の少ない領域は、４７より少ない原子
量を有する場合があり、好ましくは２９より少なく、最も好ましくは１３より少
ない。同様に、電離放射線に対して減衰の少ない領域１４ａは、４．５ｇ／ｃｍ 3 より少ない密度を有する場合があり、好ましくは２．３ｇ／ｃｍ3より少なく、
より好ましくは２．０ｇ／ｃｍ3より少ない。
【００１９】 一般的に、低エネルギーガンマ放射線は、選択された材料の原子量に対して最
も感度が高く、そして、高エネルギーガンマ放射線は、選択された材料の密度に
対して最も感度が高く、ベータ放射線は、選択された材料の原子量及び密度の両
方に対して最も感度が高い。これを踏まえて、領域１４ａの材料の選択は、特定
の放射性同位元素を利用することを基本にする。低エネルギーガンマ電離放射線
ソースが利用されるならば、グループＡからの原子量の低い材料が基端部分１４
ａに利用され得る。高エネルギーガンマ電離放射線ソースが利用されるならば、
グループＡからの密度の低い材料が利用され得る。ベータ電離放射線ソースが利
用されるならば、コア部材１８には原子量及び密度の低い材料がグループＡから
選択される。
【００２０】 基端領域１２のコア部材１６及びスプリング先端部２０のコア部材２２は、表
１のグループＢに記載の材料等のような従来の材料で形成され得る。同様に、ス
プリング先端部２０のコイル２４は、表１のグループＣに記載の材料等のような
従来の材料で形成され得る。グループＡに示される材料は、グループＢ及びＣの
材料より比較的に電離放射線に対して減衰が少ない。グループＣに示された材料
は、グループＡ及びＢの材料より比較的に放射線不透過性が大きい。
【００２１】 表１に示されるデータから認識されるように、基端部分１４ａのコア部材１８
に利用される一つ又は複数の材料は、比較的低い原子番号、原子量、密度により
、先端部分１４ｂ及び基端領域１２に利用される材料より電離放射線に対して減
衰が少ない。従って、表１のグループＡに記載の原子番号、原子量、密度が低い
材料は、基端部分１４ａが先端部分１４ｂ及び基端領域１２の両方より電離放射
線に対する減衰を少なくさせる。低エネルギーガンマ電離放射線ソースが利用さ
れるならば、グループＡからの低い原子量が基端部分１４ａに利用される場合が
ある。高エネルギーガンマ電離放射線ソースが利用されるならば、グループＡか
ら選択された密度の低い材料が利用される場合がある。ベータ電離放射線ソース
が利用されるならば、コア部材１８にはグループＡから原子量及び密度の低い材
料が選択され得る。
【００２２】 本発明による低減衰ガイドワイヤの選択的な実施形態の長さ方向断面図を示す
図２、３を参照する。ガイドワイヤ４０、５０のすべての形態は、ここで特別に
説明されない限り、ガイドワイヤ１０と同様の形及び機能である。図１乃至３に
示される実施形態は、互いに接合し得る基端領域１２及び先端領域１４から成る
多様な構成要素による選択的な手段を明示することに意図される。当業者は、本
発明の範囲又は精神から逸脱することなく、多様の構成要素を接合するための他
の構成要素の変更及び他の手段が利用される場合があることが認識されるだろう
。
【００２３】 図２における詳細に示したように、ガイドワイヤ４０は、基端領域１２及び先
端領域１４を有する。先端領域１４は基端部分１４ａと先端部分１４ｂとを有す
る。基端部分１２はコア部材１６を有する。先端領域１４の基端部分１４ｂは、
コア部材２２及びスプリング部材２４を伴うスプリング先端部２０を有する。
【００２４】 図１に示されたガイドワイヤ１０では、重合体のスリーブ２６を利用するより
むしろ、コア部材１６、１８及び２２の間の接合の完全性を向上させるバックボ
ーンとしての心棒４２を利用する。コア部材１８は、心棒４２を通り抜けさせる
ための中心穴と共に形成される。コア部材１６の先端部及びコア部材２２の基端
部は、心棒４２の基端及び先端部を適応させるため、その中を部分的に延びる穴
を有する。心棒４２は、基端部分の低減衰を維持するため、表１のグループＡか
ら選択された材料を形成し得る。
【００２５】 この配置では、ガイドワイヤ４０は、コア部材１６の先端部の穴の内側の心棒
４２の基端部を強固に接合することにより組立てられる場合がある。コア部材１
８は、従って、コア部材１８の基端部がコア部材１６の先端部に適切に配置され
るまで、心棒４２に軽く接触される場合がある。コア部材２２は、従って、突き
出た心棒４２の先端部に強固に接合され得る。コア部材１６及び２２への心棒４
２の接合は、接着剤、ハンダ付け、クリンピング、スウェージ加工等のような従
来の方法を利用して成し遂げられる。組立てられる際、心棒４２は、交互に接合
する、又はコア部材１６，１８及び２２の間の接合の完全性を向上するためのバ
ックボーンとして働く。
【００２６】 図３における詳細な参照によると、ガイドワイヤ５０は、基端部分１４ａ及び
先端部分１４ｂを有する基端領域１２及び先端領域１４を有する。ガイドワイヤ
５０は、基端部分１４ａがチューブ５２及び埋め金５４を有する点でガイドワイ
ヤ１０と異なる。チューブ５２は、表１のグループＡから選択される材料から成
る場合がある。チューブ５２は、材料の互換性を基にする接着剤又はハンダ付け
等の適切な接合手段５６を利用し、コア部材１６の先端部及びコア部材２２の基
端部に接合され得る。基端部分１４ａは、チューブ５２のために選択された材料
を基にし、チューブ５２又は埋め金５４のどちらかから、それ自体の構造的完全
性を得る。チューブ５２が金属等の比較的堅い材料から成る場合は、埋め金５４
は、チューブ５２がねじれる傾向を抑えるため、ポリマー又は他の柔軟な材料か
ら成る場合がある。代わりに、チューブ５２が補強されたポリマー等の比較的柔
軟な及び曲がりやすい材料からなる場合は、埋め金５４は、基端部分１４ａの全
般的な強固性を加えるため比較的強固な材料から成る場合がある。
【００２７】 使用時では、ガイドワイヤ１０、４０及び５０は、ほぼ同じ方法で利用される
。ベリン等（Ｖｅｒｉｎ ｅｔ ａｌ）の欧州特許第６８８ ５８０ Ａ１号に
おいて開示されるような、又はブラッドショウ等（Ｂｒａｄｓｈａｗ ｅｔ ａ
ｌ）の米国特許第５６４３１７１号において開示される伝送装置及び放射線ソー
スワイヤとを組合わせて利用される際、ガイドワイヤ１０／４０／５０は、カテ
ーテルを中央にセンタリングすると同時に又は前に、前進される場合がある。ガ
イドワイヤ１０／４０／５０及びセンタリングバルーンカテーテルは、従来の蛍
光透視法及びＸ線写真の技術を利用し、脈管構造を通して操作される場合がある
。一度、センタリングバルーンが血管内の目標位置に適切に配置されると、放射
線ソースワイヤは、ソースワイヤの放射性の先端部が目標位置に隣接するまで、
センタリングカテーテルの処置チャンネルの中へ前進される場合がある。ガイド
ワイヤ１０／４０／５０の基端部分１４ａがソースワイヤ上に配置された放射性
の材料に隣接して位置されるため、ガイドワイヤ１０／４０／５０は、そこから
放射される電離放射線を大幅に減衰しない。ベリン等（Ｖｅｒｉｎ ｅｔ ａｌ
）及びブラッドショウ等（Ｂｒａｄｓｈａｗ ｅｔ ａｌ）によって開示された
ガイドワイヤとは異なり、本発明のガイドワイヤ１０／４０／５０は、ソースワ
イヤにより放射された放射線を阻止することを避けるために、基端方向に引込ま
せる必要がない。従って、血管壁が電離放射線に対し均一に露出される。
【００２８】 前記したように、本発明のガイドワイヤ１０／４０／５０は、血管内電離放射
線治療の工程に利用する従来のガイドワイヤにおける著しい進歩である。ガイド
ワイヤ１０／４０／５０は、基端領域及び先端領域有し、そこでは先端領域が基
端領域より電離放射線に対する減衰が少ない。ガイドワイヤの先端領域は、大き
く放射線の放射を弱められる、又は血管壁により放射線を吸収されることなしに
、ソースワイヤの先端電離放射線放射部分に隣接して配置されたままであり得る
。従って、血管目標位置へ電離放射線を効果的及び一様に伝送するために、ガイ
ドワイヤ１０／４０／５０は取除かれたり、又は引込まされたりする必要がない
。
【００２９】 当業者は、本発明が説明及び熟慮された特定の実施形態のほかに多様な形態で
明示され得る。それゆえ、形態及び詳細における第一歩は、付随する請求項で記
述される本発明の範囲及び精神から逸脱することなく創作される場合がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明による低減衰ガイドワイヤの第一実施形態における、長さ
方向断面図を示す。
【図２】 本発明による低減衰ガイドワイヤの第二実施形態における、長さ
方向断面図を示す。
【図３】 本発明による低減衰ガイドワイヤの第三実施形態における、長さ
方向断面図を示す。

Claims (43)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 基端領域及び先端領域を伴う延長シャフトを有し、先端領域
    は基端領域より電離放射線に対し減衰させることの少ない、血管内電離放射線治
    療において利用されるガイドワイヤ。
  2. 【請求項２】 基端領域及び先端領域を伴う延長シャフトを有し、先端領域
    が基端部分及び先端部分を有し、前記基端部分は比較的電離放射線に対し減衰さ
    せることが少なく、先端部分は比較的放射線不透過性がより大きい、血管内電離
    放射線治療において利用されるガイドワイヤ。
  3. 【請求項３】 先端領域が基端領域より低エネルギーガンマ電離放射線に対
    し減衰させることが少ない請求項２に記載のガイドワイヤ。
  4. 【請求項４】 先端領域が基端領域より高エネルギーガンマ電離放射線に対
    し減衰させることが少ない請求項２に記載のガイドワイヤ。
  5. 【請求項５】 先端領域が基端領域よりベータ電離放射線に対し減衰させる
    ことが少ない、請求項２に記載のガイドワイヤ。
  6. 【請求項６】 先端領域が基端領域より小さな原子番号を有する請求項２に
    記載のガイドワイヤ。
  7. 【請求項７】 先端領域が２２より小さな原子番号を有する請求項６に記載
    のガイドワイヤ。
  8. 【請求項８】 先端領域が１５より小さな原子番号を有する請求項６に記載
    のガイドワイヤ。
  9. 【請求項９】 先端領域が７より小さな原子番号を有する請求項６に記載の
    ガイドワイヤ。
  10. 【請求項１０】 先端領域が基端領域より小さな原子量を有する請求項２に
    記載のガイドワイヤ。
  11. 【請求項１１】 先端領域が４７より小さな原子量を有する請求項１０に記
    載のガイドワイヤ。
  12. 【請求項１２】 先端領域が２９より小さな原子量を有する請求項１０に記
    載のガイドワイヤ。
  13. 【請求項１３】 先端領域が１３より小さな原子量を有する請求項１０に記
    載のガイドワイヤ。
  14. 【請求項１４】 先端領域が基端領域より小さな密度を有する請求項２に記
    載のガイドワイヤ。
  15. 【請求項１５】 先端領域が４．５ｇ／ｃｍ3より低い密度を有する請求項
    １４に記載のガイドワイヤ。
  16. 【請求項１６】 先端領域が２．３ｇ／ｃｍ3より低い密度を有する請求項
    １４に記載のガイドワイヤ。
  17. 【請求項１７】 先端領域が２．０ｇ／ｃｍ3より低い密度を有する請求項
    １４に記載のガイドワイヤ。
  18. 【請求項１８】 電離放射線に対し減衰の少ない領域がグラファイトから成
    る請求項２に記載のガイドワイヤ。
  19. 【請求項１９】 電離放射線に対し減衰の少ない領域がアルミニウムから成
    る請求項２に記載のガイドワイヤ。
  20. 【請求項２０】 電離放射線に対し減衰の少ない領域がシリコンから成る請
    求項２に記載のガイドワイヤ。
  21. 【請求項２１】 電離放射線に対し減衰の少ない領域がポリマーから成る請
    求項２に記載のガイドワイヤ。
  22. 【請求項２２】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が補強されたポリマー
    から成る請求項２に記載のガイドワイヤ。
  23. 【請求項２３】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が金属コイルにより補
    強されたポリマーから成る請求項２に記載のガイドワイヤ。
  24. 【請求項２４】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が金属モールにより補
    強されたポリマーから成る請求項２に記載のガイドワイヤ。
  25. 【請求項２５】 電離放射線に対し減衰の少ない領域がグラスファイバーに
    より補強されたポリマーから成る請求項２に記載のガイドワイヤ。
  26. 【請求項２６】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が金属から成る請求項
    ２に記載のガイドワイヤ。
  27. 【請求項２７】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が金属合金から成る請
    求項２６に記載のガイドワイヤ。
  28. 【請求項２８】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が単数の金属から成る
    請求項２に記載のガイドワイヤ。
  29. 【請求項２９】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が複数の金属から成る
    請求項２に記載のガイドワイヤ。
  30. 【請求項３０】 電離放射線に対し減衰の少ない領域が複合の金属から成る
    請求項２に記載のガイドワイヤ。
  31. 【請求項３１】 先端電離放射線放射部分を有する血管内装置と、 基端領域及び先端領域を伴う延長シャフトと、基端領域より電離放射線に対し
    減衰させることの少ない先端領域と、血管内装置の先端部分に隣接して配置され
    る先端領域とから成るガイドワイヤとから構成される血管内電離放射線治療を管
    理するシステム。
  32. 【請求項３２】 ガイドワイヤの先端領域が基端領域より低エネルギーガン
    マ電離放射線に対する減衰が少ない請求項３１に記載のシステム。
  33. 【請求項３３】 ガイドワイヤの先端領域が基端領域より高エネルギーガン
    マ電離放射線に対する減衰が少ない請求項３１に記載のシステム。
  34. 【請求項３４】 ガイドワイヤの先端領域が基端領域よりベータ電離放射線
    に対する減衰が少ない請求項３１に記載のシステム。
  35. 【請求項３５】 ガイドワイヤの先端領域が基端領域より小さな原子番号を
    有する請求項３１に記載のシステム。
  36. 【請求項３６】 ガイドワイヤの先端領域が基端領域より小さな原子量を有
    する請求項３１に記載のシステム。
  37. 【請求項３７】 ガイドワイヤの先端領域が基端領域より低い密度を有する
    請求項３１に記載のシステム。
  38. 【請求項３８】 電離放射線に対し減衰の少ないガイドワイヤの領域がポリ
    マーから成る請求項３１に記載のシステム。
  39. 【請求項３９】 電離放射線に対し減衰の少ないガイドワイヤの領域が金属
    から成る請求項３１に記載のシステム。
  40. 【請求項４０】 電離放射線に対し減衰の少ないガイドワイヤの領域が単数
    の金属から成る請求項３１に記載のシステム。
  41. 【請求項４１】 電離放射線に対し減衰の少ないガイドワイヤの領域が複数
    の金属から成る請求項３１に記載のシステム。
  42. 【請求項４２】 電離放射線に対し減衰の少ないガイドワイヤの領域が複合
    の金属から成る請求項３１に記載のシステム。
  43. 【請求項４３】 基端部分、中央部分及び先端部分を伴う延長シャフトと、
    基端部分及び先端部分より電離放射線に対し減衰させることが少ない中央部分と
    、中央部分より放射線不透過性の大きい先端部分とから成る、血管内電離放射線
    治療において利用されるガイドワイヤ。
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