JP2004267644A - 生体組織処理用電極棒 - Google Patents
生体組織処理用電極棒 Download PDFInfo
- Publication number
- JP2004267644A JP2004267644A JP2003065691A JP2003065691A JP2004267644A JP 2004267644 A JP2004267644 A JP 2004267644A JP 2003065691 A JP2003065691 A JP 2003065691A JP 2003065691 A JP2003065691 A JP 2003065691A JP 2004267644 A JP2004267644 A JP 2004267644A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- electromagnetic wave
- heat
- core wire
- diameter
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Granted
Links
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 33
- 239000011247 coating layer Substances 0.000 claims abstract description 20
- 239000000919 ceramic Substances 0.000 claims abstract description 10
- 239000004642 Polyimide Substances 0.000 claims abstract description 9
- 229920001721 polyimide Polymers 0.000 claims abstract description 9
- 239000002184 metal Substances 0.000 claims description 35
- 239000000463 material Substances 0.000 claims description 11
- 230000002093 peripheral effect Effects 0.000 claims description 3
- 238000005452 bending Methods 0.000 claims description 2
- 238000003780 insertion Methods 0.000 claims description 2
- 230000037431 insertion Effects 0.000 claims description 2
- WSLDOOZREJYCGB-UHFFFAOYSA-N 1,2-Dichloroethane Chemical compound ClCCCl WSLDOOZREJYCGB-UHFFFAOYSA-N 0.000 claims 1
- PYVHTIWHNXTVPF-UHFFFAOYSA-N F.F.F.F.C=C Chemical compound F.F.F.F.C=C PYVHTIWHNXTVPF-UHFFFAOYSA-N 0.000 abstract description 5
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 description 78
- 230000015271 coagulation Effects 0.000 description 11
- 238000005345 coagulation Methods 0.000 description 11
- 238000001704 evaporation Methods 0.000 description 7
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 5
- 230000008020 evaporation Effects 0.000 description 5
- 230000000740 bleeding effect Effects 0.000 description 3
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 3
- 230000002439 hemostatic effect Effects 0.000 description 3
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 3
- 230000005068 transpiration Effects 0.000 description 3
- 239000004020 conductor Substances 0.000 description 2
- 230000005672 electromagnetic field Effects 0.000 description 2
- 239000010410 layer Substances 0.000 description 2
- 239000004033 plastic Substances 0.000 description 2
- 229910001220 stainless steel Inorganic materials 0.000 description 2
- 239000010935 stainless steel Substances 0.000 description 2
- 230000001112 coagulating effect Effects 0.000 description 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 1
- 230000005670 electromagnetic radiation Effects 0.000 description 1
- 230000023597 hemostasis Effects 0.000 description 1
- 239000011810 insulating material Substances 0.000 description 1
- 238000009413 insulation Methods 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000000034 method Methods 0.000 description 1
- 229910052755 nonmetal Inorganic materials 0.000 description 1
- -1 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 1
- 229920001343 polytetrafluoroethylene Polymers 0.000 description 1
- 239000004810 polytetrafluoroethylene Substances 0.000 description 1
- 239000000523 sample Substances 0.000 description 1
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1402—Probes for open surgery
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
- A61B2018/00059—Material properties
- A61B2018/00071—Electrical conductivity
- A61B2018/00083—Electrical conductivity low, i.e. electrically insulating
Abstract
【課題】本発明は、電極に接続された芯線について、同電極の根元部分まで十分に熱絶縁を施せるようにすることにより、外科手術を適切に行えるようにした生体組織処理用電極棒を提供することを課題とする。
【解決手段】電磁波放射電極１３に接続された小径（直径０．７ｍｍ程度）の金属芯線１４の外周に、電極１３の根元部分を覆うようにして耐熱性のセラミックまたはポリイミド製の非金属短管１５が緩やかに装着され、同短管１５の固定は四フッ化エチレン等の耐熱性コーティング層１６により行われる。
小径の金属芯線１４には、やや大径の剛性金属棒状芯線１４ａが接続され、同芯線１４ａにも耐熱性コーティング層１６ａが施される。
【選択図】 図２
【解決手段】電磁波放射電極１３に接続された小径（直径０．７ｍｍ程度）の金属芯線１４の外周に、電極１３の根元部分を覆うようにして耐熱性のセラミックまたはポリイミド製の非金属短管１５が緩やかに装着され、同短管１５の固定は四フッ化エチレン等の耐熱性コーティング層１６により行われる。
小径の金属芯線１４には、やや大径の剛性金属棒状芯線１４ａが接続され、同芯線１４ａにも耐熱性コーティング層１６ａが施される。
【選択図】 図２
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、電磁波放射電極の先端部表面から放射した近傍電磁界中の電磁エネルギーの作用の下で、当該近傍電磁界中の生体組織に対し、気化，切開，切除，凝固および止血等の処理を行うことができるようにした、生体組織処理装置に関し、特に、その電磁波放射電極を備えた生体組織処理用電極棒に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、電磁波電極を有する生体組織処理装置では、図８に示すように、高帯域のラジオ周波数、例えば８ＭＨｚ〜６０ＭＨｚの周波数の高周波電流を発生する高周波電源部１を備え、この高周波電源部１から供給される高周波電流は、インピーダンスのマッチングを行うマッチングユニット３および高周波電流ケーブル１１を介して電磁波放射電極５へ送られるようになっている。
【０００３】
高周波電流ケーブル１１は、芯線２と同芯線２を絶縁材を介して同軸状に取り囲むシールドチューブ６とを有し、芯線２の基端側が、マッチングユニット３を介して高周波電源部１の一方の電極の端子７ａに接続されるとともに、シールドチューブ６の基端側が、マッチングユニット３および導線７を介して高周波電源部１の他方の電極の端子７ｂに接続されている。そして、電磁波放射電極５が、芯線２の先端部においてソケット１１ａを介し着脱可能の芯線２ａの先端に設けられている。
なお、図８において、符号８は生体組織を示し、９は生体組織の局部を示し、１０は電磁波放射部を示している。
【０００４】
ところで、電磁波放射電極５および芯線２ａを有する従来の生体組織処理用電極棒は、図９および図１０に示すようにステンレス鋼製の電極５に接続された小径の可撓性金属芯線２ａから大径の剛性金属棒状芯線２ｂにわたって耐熱性コーティング層１２を施されているが、その使用時に超高温（約２００°Ｃ）となる電極５に対しては、絶縁層１２の先端１２ａが焼損を避けるため数ｍｍ程度離隔するように配設されている。このため従来の電極棒では電極５の近傍において露出した芯線２ａが存在するようになり、この露出部分も使用時には高温の表面を有するので、生体組織における処理目的の部位以外にも上記芯線の露出部分が接触して焼灼作用を行うおそれがあり、その使用に熟練を要するという不具合がある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで本発明は、電極に接続された芯線について、同電極の根元部分まで十分に熱絶縁を施せるようにすることにより、外科手術を適切に行えるようにした生体組織処理用電極棒を提供することを課題とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
前述の課題を解決するため、本発明の生体組織処理用電極棒は、先端に電磁波放射電極を有し所要形状に曲げて使用しうる小径の金属芯線の外周に、上記電磁波放射電極の根元部分を覆うようにして耐熱性の非金属短管が緩やかに装着されるとともに、同短管の上記電磁波放射電極から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管を固定する耐熱性コーティング層が上記小径の金属芯線の外周に施され、上記小径の金属芯線に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線にも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして耐熱性コーティング層が前記コーティング層と一体に施されたことを特徴としている。
【０００７】
上述の本発明の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【０００８】
そして、上記耐熱性の非金属短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【０００９】
また、上記小径の金属芯線の部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることも可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００１０】
このようにして、使用時には上記電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電極がボール状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。そしてボール状の電極が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００１１】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がニードル状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００１２】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がブレード状に形成されたことを特徴としており、これにより電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００１３】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がリング状に形成されたことを特徴としており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００１４】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極が鎌状に形成されたことを特徴としており、これによりリング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００１５】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されたことを特徴としており、これにより上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００１６】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記小径の金属芯線の太さが直径０．７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１．１ｍｍに設定されて、上記耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されたことを特徴としている。
【００１７】
上述の寸法および材質を備えた本発明の生体組織処理用電極棒では、上記金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
【００１８】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性非金属短管の材質がセラミックであることを特徴としており、これにより電極根元部に接続する金属芯線の表面が適切に熱遮蔽されて、電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００１９】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性非金属短管の材質がポリイミドであることを特徴としており、ポリイミドの耐熱性により前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により安価に提供できるようになる利点が得られる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施形態について説明すると、図１は本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図、図２は図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図であり、図３は本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図４は本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図５は本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図６は本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図７は本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【００２１】
まず、本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒について説明すると、図１および図２に示すように、先端にステンレス鋼製の球状体（直径１〜２ｍｍ）としてのボール状電磁波放射電極１３を有する小径（直径０．７ｍｍ）の可撓性金属芯線１４の外周に、電極１３の根元部分を覆うようにして耐熱性非金属短管１５（長さ３ｍｍ〜１．１ｍｍ）が緩やかに装着されており同短管１５の材質としてはセラミックまたはポリイミドが用いられる。
【００２２】
また、短管１５の電極１３から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管１５を固定する耐熱性コーティング層１６が、可撓性金属芯線１４の外周に施されている。
そして、可撓性金属芯線１４に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線１４ａにも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして耐熱性コーティング層１６ａが前記コーティング層１６と一体に施されている。
なお、耐熱性の各コーティング層１６，１６ａの材質としては、フッ素系樹脂としての四フッ化エチレン（ポリテトラフルオロエチレン）が用いられる。
【００２３】
上述の本実施形態の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極１３に接続される小径の金属芯線１４の外周に装着された耐熱性非金属短管１５が、芯線１４の先端における電磁波電極１３の根元部を覆うので、使用時に超高温となる電極１３に直近の芯線１４が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより電極１３を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【００２４】
そして、耐熱性短管１５は小径の芯線１４に緩やかに装着されているので、同芯線１４が熱膨張により直径を増加しても、短管１５の割れを生じることはなく、しかも同短管１５は、芯線１４の耐熱性コーティング層１６で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【００２５】
また、小径の金属芯線１４の部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることも可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００２６】
このようにして、使用時には電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本実施形態の生体組織処理用電極棒は、電極１３がボール状に形成されたことにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。またボール状電極１３が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われるので、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００２７】
また、本発明の第２実施形態では、図３に示すように、電磁波放射電極１３ａがニードル状に形成されており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極１３ａの生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００２８】
さらに、本発明の第３実施形態では、図４に示すように、電磁波放射電極１３ｂがブレード状に形成されており、これにより電極１３ｂの生体組織に対する接触面積が著しく広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００２９】
また、本発明の第４実施形態では、図５に示すように、電磁波放射電極１３ｃがリング状に形成されており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極１３ｃの生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００３０】
さらに、本発明の第５実施形態では、図６に示すように、電磁波放射電極１３ｄが鎌状に形成されており、これによりリング状電極１３ｃの場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極１３ｄの先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００３１】
また、本発明の第６実施形態では、図７に示すように、電磁波放射電極１３ｅがナイフ型に形成されており、これにより前述の図３に示したニードル状電極１３ａの特性と図４に示したブレード状電極１３ｂの特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００３２】
なお、図３〜７に示した各実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極１３ａ，１３ｂ，・・・１３ｅ以外の構造部分については、図１および図２に示した第１実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極１３以外の構造部分と全く同様に構成される。
【００３３】
このようにして、本発明の各実施形態の生体組織処理用電極棒においては、小径の金属芯線１４の太さが直径０．７ｍｍに設定され、耐熱性非金属短管１５の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１．１ｍｍに設定されて、耐熱性コーティング層１６，１６ａが四フッ化エチレンにより形成されているので、使い勝手がよくなり、頭蓋骨の内部の奥深い部位での手術などに好適のものとなる。
【００３４】
また、本発明の実施形態では、耐熱性非金属短管１５の材質がセラミックとされるので、これにより電極１３，１３ａ〜１３ｅの根元部に接続する金属芯線１４の表面を適切に熱遮蔽して電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００３５】
さらに、本発明の実施形態の生体組織処理用電極棒において、耐熱性非金属短管１５の材質をポリイミドにすると、セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により作りやすくなるので、コストダウンをもたらす利点が得られるようになる。
【００３６】
【発明の効果】
以上詳述したように、本発明の生体組織処理用電極棒によれば次のような効果が得られる。
（１） 電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。そして、上記耐熱性短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。また、上記小径の金属芯線の部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることも可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
（２） 上記電磁波放射電極がボール状に形成されることにより、生体組織の蒸散に適切に使用することができ、特にボール状電極が広い面積で生体組織に接触して、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
（３） 上記電磁波放射電極がニードル状に形成されることにより、生体組織の切開に適切に使用することができ、特にニードル状電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
（４） 上記電磁波放射電極がブレード状に形成されると、電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
（５） 上記電磁波放射電極がリング状に形成されると、出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
（６） 上記電磁波放射電極が鎌型に形成されると、リング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
（７） 上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されると、上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
（８） 上記小径の金属芯線の太さが直径０．７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１．１ｍｍに設定されて、上記耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されていると、上記金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
（９） 上記耐熱性非金属短管の材質をセラミックにすると、上記電磁波放射電極の根元部に接続する金属芯線の表面を適切に熱遮蔽することが可能になり、これにより電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
（１０） 上記耐熱性非金属短管の材質をポリイミドにすると、前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、セラミックよりもすぐれた工作性により製品のコストダウンをもたらす利点が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図である。
【図２】図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【図３】本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図４】本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図５】本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図６】本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図７】本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図８】従来の生体組織処理装置の概略構成を示す説明図である。
【図９】従来の生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図１０】図９の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【符号の説明】
１ 高周波電源部
２ 芯線
２ａ 小径の金属芯線
３ マッチングユニット
４ プローブ
５ 電磁波放射電極
６ シールドチューブ
７ 導線
７ａ，７ｂ 端子
８ 生体組織
９ 生体組織の局部
１０ 電磁波放射部
１１ 高周波電流ケーブル
１２ 耐熱性コーティング層
１３，１３ａ〜１３ｅ 電極
１４ 小径の金属芯線
１４ａ 大径の金属芯線
１５ 短管
１６，１６ａ 耐熱性コーティング層
【発明の属する技術分野】
本発明は、電磁波放射電極の先端部表面から放射した近傍電磁界中の電磁エネルギーの作用の下で、当該近傍電磁界中の生体組織に対し、気化，切開，切除，凝固および止血等の処理を行うことができるようにした、生体組織処理装置に関し、特に、その電磁波放射電極を備えた生体組織処理用電極棒に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、電磁波電極を有する生体組織処理装置では、図８に示すように、高帯域のラジオ周波数、例えば８ＭＨｚ〜６０ＭＨｚの周波数の高周波電流を発生する高周波電源部１を備え、この高周波電源部１から供給される高周波電流は、インピーダンスのマッチングを行うマッチングユニット３および高周波電流ケーブル１１を介して電磁波放射電極５へ送られるようになっている。
【０００３】
高周波電流ケーブル１１は、芯線２と同芯線２を絶縁材を介して同軸状に取り囲むシールドチューブ６とを有し、芯線２の基端側が、マッチングユニット３を介して高周波電源部１の一方の電極の端子７ａに接続されるとともに、シールドチューブ６の基端側が、マッチングユニット３および導線７を介して高周波電源部１の他方の電極の端子７ｂに接続されている。そして、電磁波放射電極５が、芯線２の先端部においてソケット１１ａを介し着脱可能の芯線２ａの先端に設けられている。
なお、図８において、符号８は生体組織を示し、９は生体組織の局部を示し、１０は電磁波放射部を示している。
【０００４】
ところで、電磁波放射電極５および芯線２ａを有する従来の生体組織処理用電極棒は、図９および図１０に示すようにステンレス鋼製の電極５に接続された小径の可撓性金属芯線２ａから大径の剛性金属棒状芯線２ｂにわたって耐熱性コーティング層１２を施されているが、その使用時に超高温（約２００°Ｃ）となる電極５に対しては、絶縁層１２の先端１２ａが焼損を避けるため数ｍｍ程度離隔するように配設されている。このため従来の電極棒では電極５の近傍において露出した芯線２ａが存在するようになり、この露出部分も使用時には高温の表面を有するので、生体組織における処理目的の部位以外にも上記芯線の露出部分が接触して焼灼作用を行うおそれがあり、その使用に熟練を要するという不具合がある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで本発明は、電極に接続された芯線について、同電極の根元部分まで十分に熱絶縁を施せるようにすることにより、外科手術を適切に行えるようにした生体組織処理用電極棒を提供することを課題とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
前述の課題を解決するため、本発明の生体組織処理用電極棒は、先端に電磁波放射電極を有し所要形状に曲げて使用しうる小径の金属芯線の外周に、上記電磁波放射電極の根元部分を覆うようにして耐熱性の非金属短管が緩やかに装着されるとともに、同短管の上記電磁波放射電極から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管を固定する耐熱性コーティング層が上記小径の金属芯線の外周に施され、上記小径の金属芯線に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線にも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして耐熱性コーティング層が前記コーティング層と一体に施されたことを特徴としている。
【０００７】
上述の本発明の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【０００８】
そして、上記耐熱性の非金属短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【０００９】
また、上記小径の金属芯線の部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることも可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００１０】
このようにして、使用時には上記電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電極がボール状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。そしてボール状の電極が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００１１】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がニードル状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００１２】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がブレード状に形成されたことを特徴としており、これにより電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００１３】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がリング状に形成されたことを特徴としており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００１４】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極が鎌状に形成されたことを特徴としており、これによりリング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００１５】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されたことを特徴としており、これにより上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００１６】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記小径の金属芯線の太さが直径０．７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１．１ｍｍに設定されて、上記耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されたことを特徴としている。
【００１７】
上述の寸法および材質を備えた本発明の生体組織処理用電極棒では、上記金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
【００１８】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性非金属短管の材質がセラミックであることを特徴としており、これにより電極根元部に接続する金属芯線の表面が適切に熱遮蔽されて、電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００１９】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性非金属短管の材質がポリイミドであることを特徴としており、ポリイミドの耐熱性により前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により安価に提供できるようになる利点が得られる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施形態について説明すると、図１は本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図、図２は図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図であり、図３は本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図４は本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図５は本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図６は本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図７は本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【００２１】
まず、本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒について説明すると、図１および図２に示すように、先端にステンレス鋼製の球状体（直径１〜２ｍｍ）としてのボール状電磁波放射電極１３を有する小径（直径０．７ｍｍ）の可撓性金属芯線１４の外周に、電極１３の根元部分を覆うようにして耐熱性非金属短管１５（長さ３ｍｍ〜１．１ｍｍ）が緩やかに装着されており同短管１５の材質としてはセラミックまたはポリイミドが用いられる。
【００２２】
また、短管１５の電極１３から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管１５を固定する耐熱性コーティング層１６が、可撓性金属芯線１４の外周に施されている。
そして、可撓性金属芯線１４に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線１４ａにも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして耐熱性コーティング層１６ａが前記コーティング層１６と一体に施されている。
なお、耐熱性の各コーティング層１６，１６ａの材質としては、フッ素系樹脂としての四フッ化エチレン（ポリテトラフルオロエチレン）が用いられる。
【００２３】
上述の本実施形態の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極１３に接続される小径の金属芯線１４の外周に装着された耐熱性非金属短管１５が、芯線１４の先端における電磁波電極１３の根元部を覆うので、使用時に超高温となる電極１３に直近の芯線１４が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより電極１３を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【００２４】
そして、耐熱性短管１５は小径の芯線１４に緩やかに装着されているので、同芯線１４が熱膨張により直径を増加しても、短管１５の割れを生じることはなく、しかも同短管１５は、芯線１４の耐熱性コーティング層１６で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【００２５】
また、小径の金属芯線１４の部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることも可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００２６】
このようにして、使用時には電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本実施形態の生体組織処理用電極棒は、電極１３がボール状に形成されたことにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。またボール状電極１３が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われるので、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００２７】
また、本発明の第２実施形態では、図３に示すように、電磁波放射電極１３ａがニードル状に形成されており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極１３ａの生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００２８】
さらに、本発明の第３実施形態では、図４に示すように、電磁波放射電極１３ｂがブレード状に形成されており、これにより電極１３ｂの生体組織に対する接触面積が著しく広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００２９】
また、本発明の第４実施形態では、図５に示すように、電磁波放射電極１３ｃがリング状に形成されており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極１３ｃの生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００３０】
さらに、本発明の第５実施形態では、図６に示すように、電磁波放射電極１３ｄが鎌状に形成されており、これによりリング状電極１３ｃの場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極１３ｄの先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００３１】
また、本発明の第６実施形態では、図７に示すように、電磁波放射電極１３ｅがナイフ型に形成されており、これにより前述の図３に示したニードル状電極１３ａの特性と図４に示したブレード状電極１３ｂの特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００３２】
なお、図３〜７に示した各実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極１３ａ，１３ｂ，・・・１３ｅ以外の構造部分については、図１および図２に示した第１実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極１３以外の構造部分と全く同様に構成される。
【００３３】
このようにして、本発明の各実施形態の生体組織処理用電極棒においては、小径の金属芯線１４の太さが直径０．７ｍｍに設定され、耐熱性非金属短管１５の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１．１ｍｍに設定されて、耐熱性コーティング層１６，１６ａが四フッ化エチレンにより形成されているので、使い勝手がよくなり、頭蓋骨の内部の奥深い部位での手術などに好適のものとなる。
【００３４】
また、本発明の実施形態では、耐熱性非金属短管１５の材質がセラミックとされるので、これにより電極１３，１３ａ〜１３ｅの根元部に接続する金属芯線１４の表面を適切に熱遮蔽して電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００３５】
さらに、本発明の実施形態の生体組織処理用電極棒において、耐熱性非金属短管１５の材質をポリイミドにすると、セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により作りやすくなるので、コストダウンをもたらす利点が得られるようになる。
【００３６】
【発明の効果】
以上詳述したように、本発明の生体組織処理用電極棒によれば次のような効果が得られる。
（１） 電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。そして、上記耐熱性短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。また、上記小径の金属芯線の部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることも可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
（２） 上記電磁波放射電極がボール状に形成されることにより、生体組織の蒸散に適切に使用することができ、特にボール状電極が広い面積で生体組織に接触して、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
（３） 上記電磁波放射電極がニードル状に形成されることにより、生体組織の切開に適切に使用することができ、特にニードル状電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
（４） 上記電磁波放射電極がブレード状に形成されると、電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
（５） 上記電磁波放射電極がリング状に形成されると、出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
（６） 上記電磁波放射電極が鎌型に形成されると、リング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
（７） 上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されると、上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
（８） 上記小径の金属芯線の太さが直径０．７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１．１ｍｍに設定されて、上記耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されていると、上記金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
（９） 上記耐熱性非金属短管の材質をセラミックにすると、上記電磁波放射電極の根元部に接続する金属芯線の表面を適切に熱遮蔽することが可能になり、これにより電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
（１０） 上記耐熱性非金属短管の材質をポリイミドにすると、前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、セラミックよりもすぐれた工作性により製品のコストダウンをもたらす利点が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図である。
【図２】図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【図３】本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図４】本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図５】本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図６】本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図７】本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図８】従来の生体組織処理装置の概略構成を示す説明図である。
【図９】従来の生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図１０】図９の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【符号の説明】
１ 高周波電源部
２ 芯線
２ａ 小径の金属芯線
３ マッチングユニット
４ プローブ
５ 電磁波放射電極
６ シールドチューブ
７ 導線
７ａ，７ｂ 端子
８ 生体組織
９ 生体組織の局部
１０ 電磁波放射部
１１ 高周波電流ケーブル
１２ 耐熱性コーティング層
１３，１３ａ〜１３ｅ 電極
１４ 小径の金属芯線
１４ａ 大径の金属芯線
１５ 短管
１６，１６ａ 耐熱性コーティング層
Claims (10)
- 先端に電磁波放射電極を有し所要形状に曲げて使用しうる小径の金属芯線の外周に、上記電磁波放射電極の根元部分を覆うようにして耐熱性の非金属短管が緩やかに装着されるとともに、同短管の上記電磁波放射電極から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管を固定する耐熱性コーティング層が上記小径の金属芯線の外周に施され、上記小径の金属芯線に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線にも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして耐熱性コーティング層が前記コーティング層と一体に施されたことを特徴とする、生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がボール状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がニードル状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がブレード状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がリング状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極が鎌状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記小径の金属芯線の太さが直径０．７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１．１ｍｍに設定されて、上記耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されていることを特徴とする、請求項１〜７のいずれか１つに記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記耐熱性非金属短管の材質がセラミックであることを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１つに記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記耐熱性非金属短管の材質がポリイミドであることを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１つに記載の生体組織処理用電極棒。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003065691A JP4076019B2 (ja) | 2003-03-11 | 2003-03-11 | 生体組織処理用電極棒 |
| GB0404082A GB2399291B (en) | 2003-03-11 | 2004-02-24 | Electrode rod for treating biological tissue |
| EP04004259A EP1457162A1 (en) | 2003-03-11 | 2004-02-25 | Electrode rod for treating biological tissue |
| US10/793,284 US7094232B2 (en) | 2003-03-11 | 2004-03-04 | Electrode rod for treating biological tissue |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003065691A JP4076019B2 (ja) | 2003-03-11 | 2003-03-11 | 生体組織処理用電極棒 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2004267644A true JP2004267644A (ja) | 2004-09-30 |
| JP4076019B2 JP4076019B2 (ja) | 2008-04-16 |
Family
ID=32064422
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003065691A Expired - Fee Related JP4076019B2 (ja) | 2003-03-11 | 2003-03-11 | 生体組織処理用電極棒 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7094232B2 (ja) |
| EP (1) | EP1457162A1 (ja) |
| JP (1) | JP4076019B2 (ja) |
| GB (1) | GB2399291B (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009119247A (ja) * | 2007-11-13 | 2009-06-04 | Olympus Winter & Ibe Gmbh | 電極ヘッドを備えた外科用気化電極 |
| JP2019072522A (ja) * | 2013-03-14 | 2019-05-16 | ベイリス メディカル カンパニー インコーポレイテッドＢａｙｌｉｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙ Ｉｎｃ． | ルーメンを有する電気外科手術デバイス |
Families Citing this family (25)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9510900B2 (en) * | 2003-01-21 | 2016-12-06 | Baylis Medical Company Inc. | Electrosurgical device for creating a channel through a region of tissue and methods of use thereof |
| US11234761B2 (en) * | 2006-01-27 | 2022-02-01 | Baylis Medical Company Inc. | Electrosurgical device for creating a channel through a region of tissue and methods of use thereof |
| US20070213754A1 (en) * | 2006-03-08 | 2007-09-13 | Olympus Medical Systems Corp. | Incision instrument, incision apparatus, and organ incision method |
| US11666377B2 (en) | 2006-09-29 | 2023-06-06 | Boston Scientific Medical Device Limited | Electrosurgical device |
| US20210121227A1 (en) | 2006-09-29 | 2021-04-29 | Baylis Medical Company Inc. | Connector system for electrosurgical device |
| WO2008141013A1 (en) * | 2007-05-08 | 2008-11-20 | Allergan, Inc. | S1p3 receptor inhibitors for treating pain |
| US10898291B2 (en) | 2012-05-31 | 2021-01-26 | Baylis Medical Company Inc. | Radiofrequency perforation apparatus |
| US11937873B2 (en) | 2013-03-12 | 2024-03-26 | Boston Scientific Medical Device Limited | Electrosurgical device having a lumen |
| WO2014153149A1 (en) | 2013-03-14 | 2014-09-25 | Ellman International, Inc. | Electrosurgical systems and methods |
| EP2967711B1 (en) | 2013-03-15 | 2020-05-06 | Cynosure, LLC | Electrosurgical instruments with multimodes of operation |
| CN108024694B (zh) | 2015-09-09 | 2021-04-27 | 贝利斯医疗公司 | 心外膜的进入系统和方法 |
| WO2018160848A1 (en) * | 2017-03-01 | 2018-09-07 | I.C. Medical, Inc. | Ultrapolar telescopic and non-telescopic electrosurgery pencils with argon beam capability and ultrapolar electrosurgery blade assembly |
| CA3082622C (en) | 2017-12-05 | 2021-02-02 | Wesley Robert PEDERSEN | Transseptal guide wire puncture system |
| CN117137607A (zh) | 2018-02-07 | 2023-12-01 | 赛诺秀有限责任公司 | 用于受控rf处理的方法和设备以及rf发生器系统 |
| USD1005484S1 (en) | 2019-07-19 | 2023-11-21 | Cynosure, Llc | Handheld medical instrument and docking base |
| US11759190B2 (en) | 2019-10-18 | 2023-09-19 | Boston Scientific Medical Device Limited | Lock for medical devices, and related systems and methods |
| US11801087B2 (en) | 2019-11-13 | 2023-10-31 | Boston Scientific Medical Device Limited | Apparatus and methods for puncturing tissue |
| US11724070B2 (en) | 2019-12-19 | 2023-08-15 | Boston Scientific Medical Device Limited | Methods for determining a position of a first medical device with respect to a second medical device, and related systems and medical devices |
| US11931098B2 (en) | 2020-02-19 | 2024-03-19 | Boston Scientific Medical Device Limited | System and method for carrying out a medical procedure |
| US11819243B2 (en) | 2020-03-19 | 2023-11-21 | Boston Scientific Medical Device Limited | Medical sheath and related systems and methods |
| US11826075B2 (en) | 2020-04-07 | 2023-11-28 | Boston Scientific Medical Device Limited | Elongated medical assembly |
| US11793446B2 (en) | 2020-06-17 | 2023-10-24 | Boston Scientific Medical Device Limited | Electroanatomical mapping system with visualization of energy-delivery and elongated needle assemblies |
| US11938285B2 (en) | 2020-06-17 | 2024-03-26 | Boston Scientific Medical Device Limited | Stop-movement device for elongated medical assembly |
| US11937796B2 (en) | 2020-06-18 | 2024-03-26 | Boston Scientific Medical Device Limited | Tissue-spreader assembly |
| CN215778585U (zh) * | 2021-08-31 | 2022-02-11 | 江苏邦士医疗科技有限公司 | 一种针形等离子射频电极 |
Family Cites Families (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4517975A (en) * | 1983-06-06 | 1985-05-21 | Garito Jon C | Electrosurgical electrode for matrisectomy |
| JPS6047506U (ja) * | 1983-09-08 | 1985-04-03 | 山田 史朗 | 高周波脱毛装置 |
| DE3412756A1 (de) * | 1984-04-05 | 1985-11-07 | Bueß, Gerd, Dr.med., 5024 Pulheim | Elektrisches arthroskopiemesser |
| EP0465449B1 (en) * | 1990-07-02 | 1997-11-26 | Heart Technology, Inc. | Tissue dissipative recanalization catheter. |
| US5364393A (en) * | 1990-07-02 | 1994-11-15 | Heart Technology, Inc. | Tissue dissipative recanalization catheter |
| US5100402A (en) * | 1990-10-05 | 1992-03-31 | Megadyne Medical Products, Inc. | Electrosurgical laparoscopic cauterization electrode |
| US5195959A (en) * | 1991-05-31 | 1993-03-23 | Paul C. Smith | Electrosurgical device with suction and irrigation |
| US5322503A (en) * | 1991-10-18 | 1994-06-21 | Desai Ashvin H | Endoscopic surgical instrument |
| EP0558039A2 (en) * | 1992-02-28 | 1993-09-01 | Endovascular, Inc. | Electro-ligator and valvulotomy system therefor |
| JP3245815B2 (ja) * | 1997-07-02 | 2002-01-15 | 株式会社日本エム・ディ・エム | 高周波利用生体組織処理装置 |
| GB2327352A (en) * | 1997-07-18 | 1999-01-27 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgical instrument |
| US6162219A (en) * | 1997-10-21 | 2000-12-19 | Akzo Nobel N.V. | Electrode |
| US6562021B1 (en) * | 1997-12-22 | 2003-05-13 | Micrus Corporation | Variable stiffness electrically conductive composite, resistive heating catheter shaft |
| JP3919947B2 (ja) * | 1998-07-09 | 2007-05-30 | アルフレッサファーマ株式会社 | マイクロ波手術用電極装置 |
| JP2003502105A (ja) * | 1999-06-18 | 2003-01-21 | ソムナス メディカル テクノロジーズ インコーポレイテッド | 粘膜下高周波扁桃切除装置 |
| US6447510B1 (en) * | 2000-12-04 | 2002-09-10 | Alan G. Ellman | Microlarynx electrosurgical probe for treating tissue |
| ES2244551T3 (es) * | 2000-12-15 | 2005-12-16 | Sherwood Services Ag | Envolvente de electrodo electroquirurgico. |
| WO2002100255A2 (en) * | 2001-03-30 | 2002-12-19 | Ortho Development Corporation | Electromagnetic field surgical device and method |
| JP4252316B2 (ja) * | 2001-05-10 | 2009-04-08 | リタ メディカル システムズ インコーポレイテッド | Ｒｆ組織切除装置および方法 |
| US6783525B2 (en) * | 2001-12-12 | 2004-08-31 | Megadyne Medical Products, Inc. | Application and utilization of a water-soluble polymer on a surface |
-
2003
- 2003-03-11 JP JP2003065691A patent/JP4076019B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2004
- 2004-02-24 GB GB0404082A patent/GB2399291B/en not_active Expired - Fee Related
- 2004-02-25 EP EP04004259A patent/EP1457162A1/en not_active Withdrawn
- 2004-03-04 US US10/793,284 patent/US7094232B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2009119247A (ja) * | 2007-11-13 | 2009-06-04 | Olympus Winter & Ibe Gmbh | 電極ヘッドを備えた外科用気化電極 |
| JP2019072522A (ja) * | 2013-03-14 | 2019-05-16 | ベイリス メディカル カンパニー インコーポレイテッドＢａｙｌｉｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｏｍｐａｎｙ Ｉｎｃ． | ルーメンを有する電気外科手術デバイス |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB0404082D0 (en) | 2004-03-31 |
| GB2399291A (en) | 2004-09-15 |
| US20040181213A1 (en) | 2004-09-16 |
| EP1457162A1 (en) | 2004-09-15 |
| JP4076019B2 (ja) | 2008-04-16 |
| US7094232B2 (en) | 2006-08-22 |
| GB2399291B (en) | 2006-02-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2004267644A (ja) | 生体組織処理用電極棒 | |
| JP6236430B2 (ja) | マイクロ波グランドプレーンアンテナプローブ | |
| US10213247B2 (en) | Thermal resecting loop | |
| US8343145B2 (en) | Microwave surface ablation using conical probe | |
| JP6583744B2 (ja) | マイクロ波手術器具 | |
| US20080221567A1 (en) | Electrosurgical tissue removal with a selectively insulated electrode | |
| JP2011161224A (ja) | 生体組織に短絡させるチョークを備えた電気外科手術装置 | |
| JP2015163232A (ja) | 一体化された撮像装置を有する焼灼装置を用いる電気手術処置を実施するためのシステムおよび方法 | |
| US9168084B2 (en) | Brazed electrosurgical device | |
| JP2010012297A (ja) | 鏡視下高周波切除装置 | |
| JP2011183158A (ja) | 展開可能な接地面を有するマイクロ波アンテナプローブ | |
| JP6180671B2 (ja) | 医療機器、コート材 | |
| KR101415900B1 (ko) | 고주파 열치료용 중첩형 바이폴라 전극 | |
| JP2010205680A (ja) | 電熱針 | |
| US10531916B2 (en) | Microwave-irradiating instrument | |
| JP7406811B2 (ja) | 電気手術器具 | |
| WO2018040620A1 (zh) | 射频消融电极装置 | |
| JP6211228B2 (ja) | 医療機器 | |
| JP6177049B2 (ja) | マイクロ波組織凝固器具 | |
| JPH03977Y2 (ja) | ||
| JP2005000332A (ja) | 腹腔鏡手術用の穿刺型電気メスの電極針および腹腔鏡手術用穿刺型電気メスの電極針の製造方法 | |
| JP2014113176A (ja) | 焼灼子 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050810 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050913 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20051026 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20080123 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110208 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120208 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |