JP2007244748A - Needle for heating living body and therapy instrument using the same - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、交流磁場で発熱する強磁性金属を発熱部として用い癌等の患部を加熱して患部を焼灼する生体加熱針及びこれを用いた治療器具に関する。 The present invention relates to a living body heating needle that uses a ferromagnetic metal that generates heat in an alternating magnetic field as a heat generating portion and heats the affected portion such as cancer to cauterize the affected portion, and a treatment instrument using the living body.
本件出願人は、特許文献1に示すように、フェライト材料を交流磁場で加熱し、癌等を焼灼する治療方法を提案している。この方法は、ラジオ波焼灼療法やマイクロ波凝固療法に比べ、広範な焼灼が可能であること、点在する癌等に対応できること、焼灼範囲を厳密に制御できること等の点で有利である。
As shown in
ところで、このフェライト材料に代替するものとして、鉄、コバルト、ニッケル等強磁性金属がある。しかしながら、強磁性金属単体は、交流磁場での発熱が大きすぎ、生体の焼灼に適さない。また、体液等によってイオン化しやすいと言った問題点を有する。更に、強磁性金属の代表である鉄は、酸化しやすい特性を有する。 By the way, as an alternative to this ferrite material, there are ferromagnetic metals such as iron, cobalt and nickel. However, a ferromagnetic metal alone generates too much heat in an alternating magnetic field and is not suitable for living body ablation. Further, it has a problem that it is easily ionized by body fluids or the like. Furthermore, iron, which is a representative ferromagnetic metal, has a characteristic that it is easily oxidized.
なお、特許文献2は、強磁性体を人体に投与するものであり、上述の問題点を解決することはできない。
In
本発明は、以上のような問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、強磁性金属の発熱を生体の焼灼に適した発熱温度にすることができると共に、体液等でイオン化しやすいと言った問題点を解決することができる生体加熱針及びこれを用いた治療器具を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above-described problems, and its object is to make the heat generation of the ferromagnetic metal a heat generation temperature suitable for ablation of a living body, and to easily ionize with a body fluid or the like. It is an object of the present invention to provide a living body heating needle and a treatment instrument using the same.
本発明に係る生体加熱針は、生体内の患部に穿刺して交流磁場で患部を加熱するものであり、交流磁場で発熱する強磁性金属でなる発熱部を、生体適合性を有する針管の空芯部の全部又は一部に充填してなるものである。なお、ここでの強磁性金属は、フェリ磁性を有するフェライトを除く狭義の強磁性金属である。 The living body heating needle according to the present invention punctures the affected part in the living body and heats the affected part with an alternating magnetic field. The heat generating part made of a ferromagnetic metal that generates heat by the alternating magnetic field is used as a hollow part of a biocompatible needle tube. It is formed by filling all or part of the core part. In addition, the ferromagnetic metal here is a ferromagnetic metal in a narrow sense except for ferrite having ferrimagnetism.
ここで、針管は、生体適合性を有するチタン、ステンレスといった金属であり、発熱部となっている強磁性金属を被覆することで、磁気遮蔽効果によって強磁性金属の発熱を抑え、全体を生体の焼灼に適した発熱温度とすると共に、体液等によってイオン化を防止する。そして、このような生体加熱針では、針管内の空芯部内の強磁性金属の位置によって発熱位置を制御することができる。すなわち、本発明に係る生体加熱針は、空芯部の全体に強磁性金属を設ければ、全体を発熱させることができ、空芯部の一部に強磁性金属を設ければ、その設けられた部分を中心にして発熱させることができる。 Here, the needle tube is a biocompatible metal such as titanium or stainless steel, and by covering the ferromagnetic metal serving as the heat generating part, the heat generation of the ferromagnetic metal is suppressed by the magnetic shielding effect, and the whole is made of the living body. The exothermic temperature is suitable for shochu and ionization is prevented by body fluids. In such a living body heating needle, the heat generation position can be controlled by the position of the ferromagnetic metal in the air core part in the needle tube. That is, the living body heating needle according to the present invention can generate heat when a ferromagnetic metal is provided on the entire air core, and can be provided if a ferromagnetic metal is provided on a part of the air core. Heat can be generated around the portion.
ここで、針管としては、例えば通常使用されている注射針を用いることができるが、注射針を用いるとき、薬液を生体内に注入される刃先や針基の穴は、生体適合材料で閉塞される。 Here, as the needle tube, for example, a commonly used injection needle can be used. However, when the injection needle is used, the blade tip and the hole of the needle base into which the drug solution is injected into the living body are blocked with a biocompatible material. The
また、針管は、針基側に突起状やフランジ状の突部を設けて、この突起部を、穿刺の深さの目安としたり、取り出し時の操作部として用いることができる。 Also, the needle tube is provided with a protrusion or flange-like protrusion on the needle base side, and this protrusion can be used as a guide for the depth of puncture or as an operation part at the time of removal.
以上のような本発明に係る生体加熱針は、単体又は復数本を、患部に穿刺し、発熱させることによって、患部を焼灼することができる。患部の焼灼には、開腹して患部に生体加熱針を穿刺する方法、カテーテルにより生体加熱針を搬送して患部に穿刺する方法がある。 The living body heating needle according to the present invention as described above can cauterize the affected part by puncturing the affected part with a single body or multiple copies and causing the affected part to generate heat. For cauterization of the affected area, there are a method of laparotomy and puncturing a living body heating needle into the affected area, and a method of conveying the living body heating needle through a catheter and puncturing the affected area.
更に、本発明に係る生体加熱針は、基台部に複数本立設し、本発明に係る治療器具を構成することができる。これによって、患部に複数の生体加熱針を一度に穿刺することができる。すなわち、広範に亘って焼灼治療を行うことができる。 Furthermore, a plurality of living body heating needles according to the present invention can be erected on the base portion to constitute the treatment instrument according to the present invention. Thereby, a plurality of living body heating needles can be punctured at a time on the affected area. That is, ablation treatment can be performed over a wide range.
本発明によれば、交流磁場で発熱する発熱部となる強磁性金属を針管内の空芯部に設けたので、強磁性金属が生体と直接接することが無くなり、体液等によってイオン化すると言った問題点を解決することができる。また、針管の磁気遮蔽効果によって、強磁性金属の発熱を抑え、全体の発熱温度を、生体の焼灼に適した温度とすることができる。 According to the present invention, since the ferromagnetic metal serving as the heat generating part that generates heat by the alternating magnetic field is provided in the air core part in the needle tube, the ferromagnetic metal is not in direct contact with the living body and is ionized by a body fluid or the like. The point can be solved. Further, the magnetic shielding effect of the needle tube suppresses the heat generation of the ferromagnetic metal, and the entire heat generation temperature can be set to a temperature suitable for ablation of a living body.
以下、本発明を適用した生体加熱針について図面を参照して説明する。図1(A)及び図1(B)に示すように、本発明を適用した生体加熱針1は、針管2の空芯部3の全部又は一部に、強磁性金属でなる発熱部4が設けられている。
Hereinafter, a living body heating needle to which the present invention is applied will be described with reference to the drawings. As shown in FIGS. 1 (A) and 1 (B), a living
ここで、針管2は、例えば通常用いられている注射針であり、ステンレス管、チタン管等の生体適合性のある金属で形成されている。そして、針管2の空芯部3には、交流磁場内で発熱する発熱部4となる鉄、コバルト、ニッケル等の粉体又は細線の強磁性金属が充填又は挿入されている。
Here, the
また、針管2に用いられる通常の注射針は、刃先や針基に薬液を生体に注入するための空芯部3と連続する複数の穴部2aが形成されている。そこで、針管2は、空芯部3の一部又は全部に強磁性金属を充填又は挿入した後、生体適合性材料5で閉塞し、密閉するようにしている。なお、穴部2aを密閉する生体適合性材料5としては、フッ素系樹脂(テフロン、登録商標)、塩化ビニール樹脂、シリコーンゴム、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリスチレン、4−メチルペンテン−1樹脂、ポリカーボネート等を用いることができる。
Moreover, the normal injection needle used for the
以上のような生体加熱針1によれば、発熱部4となる強磁性金属が生体適合性のあるチタン管やステンレス管といった針管2で被覆され密閉されていることから、針管2の磁気遮蔽効果によって、強磁性金属の発熱を抑えることができる。また、針管2によって、生体組織と強磁性金属とが直接接することが無くなり、イオン化しやすいと言った問題点を解決することができる。
According to the living
ここで、以上のような生体加熱針1が用いられる加熱装置11について説明すると、図2に示すように、この加熱装置11は、患者等の生体10aの外部に配設され交流磁場を発生させる誘導コイル12を有している。この誘導コイル12は、電源装置に接続され、交流電流が供給されることによって、100kHz〜1MHz程度の低周波数の交流磁場を発生させる。
Here, the heating device 11 using the living
一方、生体10aには、本発明が適用された生体加熱針1が癌等の患部10bに穿刺されている。この加熱装置11では、誘導コイル12で低周波数の交流磁場を発生させ、患部10bに穿刺されている生体加熱針1を発熱させることによって患部10bを焼灼する。具体的に、生体加熱針1は、交流磁場によって強磁性金属でなる発熱部4が発熱し、加熱された針管2を介して患部10bを焼灼する。ここで、発生させる交流磁場は、100kHz〜1MHz程度の低周波数であることから、患部10b以外への誘導加熱による影響を小さくすることができる。例えば、患部10bが癌の場合には、この生体加熱針1のみを癌の焼灼温度である60℃〜80℃程度に加熱するようにしている。
On the other hand, in the living body 10a, the living
すなわち、一般に、強磁性金属は、交流磁場中でヒステリシス損と渦電流損とによって発熱する。工業的に多用されている高周波誘導加熱法による金属や合金の溶解はこの原理に基づくものであり、到達温度は1200℃程度となる。このような温度では、生体の焼灼には用いることができない。生体の焼灼に必要な発熱温度は、上述のように60℃〜80℃程度である。そこで、本発明が適用された生体加熱針1では、発熱部4となる強磁性金属をチタン管、ステンレス管といった生体適合性のある針管2で覆うことによって、針管2の磁気遮蔽効果で全体の温度を生体の焼灼に適した温度にまで下げるようにしている。
That is, in general, a ferromagnetic metal generates heat due to hysteresis loss and eddy current loss in an alternating magnetic field. The melting of metals and alloys by the high frequency induction heating method that is widely used in industry is based on this principle, and the ultimate temperature is about 1200 ° C. At such a temperature, it cannot be used for living body ablation. As described above, the exothermic temperature necessary for the cauterization of the living body is about 60 ° C to 80 ° C. Therefore, in the living
ここで、発熱部4に用いる強磁性金属は、合金であってもよいが、検討因子を少なくするため構成元素を、鉄、コバルト、ニッケルと言った単一元素にすることが好ましい。
Here, the ferromagnetic metal used for the
なお、本発明に関連して超高温温熱療法に関する研究がある(INNERVISION(18.8)2003.P33参照)。この研究では、マイクロ波印加によって磁性体に金属環を付した複合型発熱体を発熱させて焼灼を行うものである。この研究では、磁性体の温度がキュリー温度より低いとき、磁性体の効果で磁束が集中し、金属環に誘導される短絡電流によって複合型発熱体が発熱するが、磁性体の温度がキュリー温度より高いとき、磁性体が磁性を失い磁束の集中が生じなくなるため複合型発熱体の発熱が小さく一定となることに着目し、磁性体の温度がキュリー温度より高い領域を利用して焼灼を行うようにしている。 In addition, in connection with the present invention, there is a study on ultra-high temperature hyperthermia (see INNERVISION (18.8) 2003.P33). In this research, cauterization is performed by heating a composite heating element in which a metal ring is attached to a magnetic body by applying a microwave. In this study, when the temperature of the magnetic material is lower than the Curie temperature, magnetic flux concentrates due to the effect of the magnetic material, and the composite heating element generates heat due to the short-circuit current induced in the metal ring, but the temperature of the magnetic material is the Curie temperature. Focusing on the fact that when the temperature is higher, the magnetic body loses magnetism and the concentration of magnetic flux does not occur, so the heat generation of the composite heating element becomes small and constant, and cauterization is performed using the region where the temperature of the magnetic body is higher than the Curie temperature. I am doing so.
このため、代表的な磁性金属である鉄に、多数の異種金属元素を加え、多元系合金とし、鉄に多種類且つ多量の添加元素を加えることで、磁気変態点(キュリー温度)を768℃(鉄のキュリー温度は768℃である。)から60℃〜80℃程度にまで低下させるようにしている。 For this reason, a magnetic transformation point (Curie temperature) is set to 768 ° C. by adding many different metal elements to iron, which is a typical magnetic metal, to form a multi-component alloy, and adding many kinds and a large amount of additive elements to iron. (The Curie temperature of iron is 768 ° C.) to about 60 ° C. to 80 ° C.
しかしながら、ここで用いられている金属は、多種多量の異種金属を添加していることから、磁気的希釈が生じて、飽和磁化(Bs)の値が著しく低下する。この飽和磁化(Bs)は、発熱量と質量に大きな影響を与える。すなわち、飽和磁化(Bs)が半分になれば、同じ発熱量を得るためには2倍の質量が必要になる。したがって、本発明に当てはめると、針管2が太くなり、又は、長くなり、生体への侵襲性が大きくなる。また、多種の合金元素を含むことで、有害性の検討因子が増えてしまい、医療用途の実用が難しくなる。
However, since the metal used here has a large amount of different kinds of metals added, magnetic dilution occurs and the value of the saturation magnetization (Bs) is significantly reduced. This saturation magnetization (Bs) has a great influence on the heat generation amount and mass. That is, if the saturation magnetization (Bs) is halved, twice the mass is required to obtain the same calorific value. Therefore, when applied to the present invention, the
本発明が適用された生体加熱針1は、上述のように、発熱部4に鉄、コバルト、ニッケルと言った単一元素の強磁性金属を用いたときには、検討因子を減らすことができ、実用化が容易となる。
As described above, the living
ここで、図3は、針管2にチタン管を用い、発熱部4に強磁性金属であるFe細線を用いた生体加熱針の加熱実験結果を示す。ここでは、生体加熱針を10mlの水に浸漬し、370kHz、140Wの条件で交流磁場を印加し、水温を測定した。
Here, FIG. 3 shows a heating experiment result of a living body heating needle using a titanium tube as the
チタン管・・・外径:2.4mm、内径1.9mm(肉厚:0.25mm)
Fe細線・・・外径:1.9mm、長さ:20mm、質量:446.7mg
図4は、図3で使用したFe細線のみの加熱実験結果であり、Fe細線を10mlの水に浸漬し、370kHz、140Wの条件で交流磁場を印加し、水温を測定したときの図である。
Titanium tube: outer diameter: 2.4 mm, inner diameter 1.9 mm (wall thickness: 0.25 mm)
Fe fine wire: outer diameter: 1.9 mm, length: 20 mm, mass: 446.7 mg
FIG. 4 is a result of a heating experiment using only the Fe fine wire used in FIG. 3, and is a diagram when the water temperature is measured by immersing the Fe fine wire in 10 ml of water and applying an alternating magnetic field under conditions of 370 kHz and 140 W. .
図4より、Fe細線は、交流磁場内において極めて優れた発熱特性を有し、生体の焼灼には高温過ぎることが分かる。Fe細線をチタン管で被覆すると、図3に示すように、チタン管の磁気遮蔽の効果で熱損失をし、発熱特性が抑えられ、患部の焼灼に適温とすることができる。 FIG. 4 shows that the Fe fine wire has extremely excellent heat generation characteristics in an alternating magnetic field, and is too hot for ablation of a living body. When the Fe fine wire is covered with a titanium tube, as shown in FIG. 3, heat loss is caused by the magnetic shielding effect of the titanium tube, heat generation characteristics are suppressed, and an appropriate temperature for cauterization of the affected area can be achieved.
また、図5は、針管2にチタン管を用い、発熱部4に、強磁性金属であるスーパーインバー合金細線を用いた生体加熱針の加熱実験結果を示す。ここでは、生体加熱針を10mlの水に浸漬し、370kHz、140Wの条件で交流磁場を印加し、水温を測定した。なお、使用したスーパーインバー合金細線の組成は、次の通りである。
Moreover, FIG. 5 shows the heating experiment result of the living body heating needle using a titanium tube for the
組成:Ni・・・31%,Co・・・4〜6%,Mn・・・0.3〜0.4%,C・・・0.07%,Fe・・・残り(Balance)
チタン管・・・外径:2.4mm、内径1.9mm(肉厚:0.25mm)
スーパーインバー合金細線・・・外径:1.9mm、長さ:20mm、質量:446.7mg
図6は、図5で使用したスーパーインバー合金細線のみの加熱実験結果であり、スーパーインバー合金細線を10mlの水に浸漬し、370kHz、140Wの条件で交流磁場を印加し、水温を測定したときの図である。
Composition: Ni ... 31%, Co ... 4-6%, Mn ... 0.3-0.4%, C ... 0.07%, Fe ... Balance
Titanium tube: outer diameter: 2.4 mm, inner diameter 1.9 mm (wall thickness: 0.25 mm)
Super Invar alloy fine wire: outer diameter: 1.9 mm, length: 20 mm, mass: 446.7 mg
FIG. 6 is a result of a heating experiment using only the Super Invar alloy thin wire used in FIG. 5. When the Super Invar alloy thin wire is immersed in 10 ml of water, an AC magnetic field is applied under conditions of 370 kHz and 140 W, and the water temperature is measured. FIG.
図6より、スーパーインバー合金細線は、極めて優れた発熱特性を有し、生体の焼灼には高温すぎることが分かる。スーパーインバー合金細線をチタン管で被覆すると、図5に示すように、チタン管の磁気遮蔽の効果で熱損失をし、発熱特性が約半分程度に抑えられ、患部の焼灼に適温とすることができる。 From FIG. 6, it can be seen that the super invar alloy fine wire has extremely excellent heat generation characteristics and is too hot for ablation of a living body. When the Super Invar alloy thin wire is covered with a titanium tube, as shown in FIG. 5, heat loss is caused by the magnetic shielding effect of the titanium tube, the heat generation characteristic is suppressed to about half, and the appropriate temperature for cauterization of the affected area may be achieved. it can.
また、図7は、針管2にステンレス管を用い、発熱部4に、強磁性金属であるFe細線を用いた生体加熱針の加熱実験結果(線A)と、Fe細線のみの加熱実験結果(線B)を示す。ここでは、ステンレスの針管2に発熱部4としてFe細線を挿入した生体加熱針及びFe細線を豚レバーに直接穿刺して、光ファイバ温度計で穿刺部の温度を測定した。また、450kHz、180Wの条件で交流磁場を印加した。また、針管2として用いるステンレス管には、外径1.2mm、内径0.9mmの注射針(18Gの太さ)を用いた。また、Fe細線のみの加熱実験では、直径0.8mm、長さ20mmのFe細線を用いた。
Further, FIG. 7 shows a heating experiment result (line A) of a living body heating needle using a stainless steel tube for the
Fe細線のみ(線B)では、約2分間で180℃に達するが、ステンレス管にFe細線を入れると、ステンレス管の磁気遮蔽の効果で熱損失をし、発熱特性が抑えられ、患部の焼灼に適温とすることができる。(線A)。 With only Fe fine wire (line B), the temperature reaches 180 ° C. in about 2 minutes. However, if Fe fine wire is inserted into the stainless steel tube, heat loss is caused by the magnetic shielding effect of the stainless steel tube, and the heat generation characteristics are suppressed, and the affected part is cauterized. The temperature can be set appropriately. (Line A).
図3乃至図7の強磁性金属にFe細線やスーパーインバー合金細線をチタン管やステンレス管に挿入した実験例より、本発明の生体加熱針は、交流磁場によって発熱した強磁性金属が熱源となり、針管2で磁気遮蔽の効果で熱損失をしながら、チタン管やステンレス管が加熱され、患部10bの焼灼に適当な温度に達することが分かる。
From the experimental example in which Fe fine wire or Super Invar alloy fine wire is inserted into the ferromagnetic metal of FIGS. 3 to 7 into a titanium tube or a stainless steel tube, the living body heating needle of the present invention is a ferromagnetic metal that generates heat by an alternating magnetic field, It can be seen that while the
以上のように、本発明の生体加熱針1では、針管2の空芯部3の全体に亘って発熱部4となる強磁性金属を挿入又は充填することによって、針管2全体を発熱させ、広範囲に亘って焼灼を行うことができる。また、強磁性金属を空芯部3の全体ではなく部分的に挿入又は充填することで、針管2の強磁性金属の挿入又は充填位置に対応した位置を中心とした所定範囲を発熱させ、より細かな範囲での焼灼を行うことができる。
As described above, in the living
更に、生体加熱針1は、図1(C)に示すように、針管2の針基側に、突起状の突部6を一体的に設け、患部10bへ生体加熱針1が刺さり過ぎないようにするためのストッパや目安としても良い。この突部6は、更に、患部10bから生体加熱針1を引き抜く際のワイヤ等を係止するための引っ掛け部として用いることができる。また、この突部6は、図1(D)に示すように、針基側の穴部2aを閉塞する蓋体6aによって、フランジ状に形成しても良い。
Furthermore, as shown in FIG. 1C, the living
以上のように図1に示した生体加熱針1は、例えば、肝臓癌に穿刺するために用いられるものであり、患部の大きさ、形状等に応じて長さ、太さは決定され、更に、湾曲されたものであっても良い。
As described above, the living
図8は、生体適合性樹脂で形成された基台部21に、本発明が適用された生体加熱針1を複数本立設した治療器具20である。この治療器具20は、例えば子宮の出口付近(膣に近い部分)の子宮頚部に発生した子宮頚癌の治療に用いることができる。すなわち、治療器具20は、膣から挿入し、子宮の出口付近の子宮頚癌に基台部21の生体加熱針1を穿刺することができる。基台部21に立設される生体加熱針1の本数は、子宮頚癌の大きさによって適宜決定される。
FIG. 8 shows a
なお、以上の例では、肝臓癌及び子宮頚癌に用いる生体加熱針1及びこれを用いた治療器具20を説明したが、本発明の生体加熱針及び治療器具が用いられる患部は、これらの腫瘍に限定されるものではない。
In the above example, the living
1 生体加熱針、2 針管、2a 穴部、3 空芯部、4 発熱部、5 生体適合材料 1 living body heating needle, 2 needle tube, 2a hole part, 3 air core part, 4 heat generating part, 5 biocompatible material
本発明に係る生体加熱針は、生体内の患部に穿刺して、該患部以外に誘導加熱による影響を与えない程度の低周波数の交流磁場で該患部を加熱するものであり、交流磁場で発熱する強磁性金属からなる発熱部を、発熱部の発熱を抑える磁気遮蔽性及び生体適合性を有する針管の空芯部の全部又は一部に一端部より充填又は挿入し、針管の空芯部と連続した端部の穴部を針管とは別の生体適合材料により閉塞し、強磁性金属が充填又は挿入された空芯部を密閉してなるものである。なお、ここでの強磁性金属は、フェリ磁性を有するフェライトを除く狭義の強磁性金属である。 Biological heated needle according to the present invention is to puncture the affected area of the body, in an alternating magnetic field of low frequency of the order of magnitude not to affect by the induction heating other than the patient part is intended to heat the affected part, the heat generation in an alternating magnetic field a heating unit made of a ferromagnetic metal, filled or inserted from one end to all or part of the air-core portion of the needle tube having a magnetic shielding property and biocompatibility to suppress heat generation of the heat generating portion, and the air-core portion of the needle tube The hole at the continuous end is closed with a biocompatible material different from the needle tube, and the air core filled with or inserted with the ferromagnetic metal is sealed . In addition, the ferromagnetic metal here is a ferromagnetic metal in a narrow sense except for ferrite having ferrimagnetism.
ここで、針管としては、例えば通常使用されている注射針を用いることができるが、注射針を用いるとき、薬液を生体内に注入される刃先や針基の穴は、針管とは別の生体適合材料で閉塞される。 Here, as the needle tube, for example, a commonly used injection needle can be used. However, when the injection needle is used, the blade tip and the hole of the needle base into which the drug solution is injected into the living body are different from the needle tube. Blocked with compatible material.
本発明によれば、交流磁場で発熱する発熱部となる強磁性金属を針管内の空芯部に設け、針管の穴部を針管とは別の生体適合材料により閉塞したので、強磁性金属が生体と直接接することが無くなり、体液等によってイオン化すると言った問題点を解決することができる。また、針管の磁気遮蔽効果によって、強磁性金属の発熱を抑え、全体の発熱温度を、生体の焼灼に適した温度とすることができる。また、本発明は、針管を用い、空芯部と連続した端部の穴部を針管とは別の生体適合材料で閉塞するという簡易な方法により形成することができる。さらに、本発明は、発熱部を針管の空芯部の全部又は一部に、一端部より充填又は挿入するので、針管における発熱位置を容易に調整することができる。 According to the present invention, the ferromagnetic metal serving as the heat generating portion that generates heat by the alternating magnetic field is provided in the air core portion in the needle tube, and the hole portion of the needle tube is closed with a biocompatible material different from the needle tube. There is no direct contact with the living body, and the problem that it is ionized by body fluids or the like can be solved. In addition, the magnetic shielding effect of the needle tube suppresses the heat generation of the ferromagnetic metal, and the overall heat generation temperature can be set to a temperature suitable for ablation of a living body. Further, the present invention can be formed by a simple method of using a needle tube and closing a hole at an end continuous with the air core portion with a biocompatible material different from the needle tube. Furthermore, according to the present invention, since the heat generating part is filled or inserted into the whole or a part of the air core part of the needle tube from one end, the heat generating position in the needle tube can be easily adjusted.
本発明に係る生体加熱針は、生体内の患部に穿刺して、該患部以外に誘導加熱による影響を小さくする100kHz〜1MHz程度の低周波数の交流磁場で該患部を加熱するものであり、交流磁場で発熱する強磁性金属からなる発熱部を、発熱部の発熱を抑える磁気遮蔽性及び生体適合性を有する針管の空芯部の全部又は一部に一端部より充填又は挿入し、針管の空芯部と連続した端部の穴部を針管とは別の生体適合材料により閉塞し、強磁性金属が充填又は挿入された空芯部を密閉してなるものである。なお、ここでの強磁性金属は、フェリ磁性を有するフェライトを除く狭義の強磁性金属である。 The living body heating needle according to the present invention punctures the affected part in the living body and heats the affected part with a low frequency alternating magnetic field of about 100 kHz to 1 MHz other than the affected part to reduce the influence of induction heating. A heat generating part made of a ferromagnetic metal that generates heat in a magnetic field is filled or inserted from one end into all or part of the air core part of the magnetic tube and biocompatibility that suppresses heat generation of the heat generating part. The hole at the end continuous with the core is closed with a biocompatible material different from the needle tube, and the air core filled with or inserted with the ferromagnetic metal is sealed. In addition, the ferromagnetic metal here is a ferromagnetic metal in a narrow sense except for ferrite having ferrimagnetism.
本発明によれば、交流磁場で発熱する発熱部となる強磁性金属を針管内の空芯部に設け、針管の穴部を針管とは別の生体適合材料により閉塞したので、強磁性金属が生体と直接接することが無くなり、体液等によってイオン化すると言った問題点を解決することができる。また、針管の磁気遮蔽効果によって、強磁性金属の発熱を抑え、全体の発熱温度を、生体の焼灼に適した温度とすることができる。 According to the present invention, the ferromagnetic metal serving as the heat generating portion that generates heat by the alternating magnetic field is provided in the air core portion in the needle tube, and the hole portion of the needle tube is closed with a biocompatible material different from the needle tube. There is no direct contact with the living body, and it is possible to solve the problem of ionization by body fluids or the like. Further, the magnetic shielding effect of the needle tube suppresses the heat generation of the ferromagnetic metal, and the entire heat generation temperature can be set to a temperature suitable for ablation of a living body.
Claims (4)
交流磁場で発熱する強磁性金属でなる発熱部を、生体適合性を有する針管の空芯部の全部又は一部に充填してなることを特徴とする生体加熱針。 In the living body heating needle that punctures the affected part in the living body and heats the affected part with an alternating magnetic field,
A living body heating needle characterized by filling a heat generating part made of a ferromagnetic metal that generates heat by an alternating magnetic field into all or part of an air core part of a biocompatible needle tube.
請求項1乃至請求項3の何れか1項記載の生体加熱針を複数本基台部に立設してなることを特徴とする治療器具。 In a therapeutic instrument that heats the affected part by heating the affected part in the living body with an alternating magnetic field,
A treatment instrument comprising a plurality of living body heating needles according to any one of claims 1 to 3 erected on a base portion.
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