JP2008200404A - 生体加熱針及び治療器具 - Google Patents

Abstract

【課題】簡単な構成で、磁力線に対する発熱特性の異方性の問題を解決する。
【解決手段】生体内の患部に穿刺して、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患部を加熱する生体加熱針１において、交流磁場で発熱する強磁性金属からなる発熱部４と、管本体部２ａと管本体部２ａの針基側に突部２ｂが形成された生体適合性と交流磁場に対する遮蔽効果を有する針管２とを備える。針管２の内部には、管本体部２ａと突部２ｂとに連続した空芯部３が形成されており、空芯部３には、強磁性金属が挿入又は充填されて発熱部４が設けられている。突部２ｂ内にも強磁性金属を設けることで磁力線に対する角度に関係なく磁力線を集中させ、発熱温度を一定に近づけることができる。
【選択図】図１

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。

本件出願人の発明者は、特願２００６−０７４９１３号において、生体内の患部に穿刺して交流磁場で患部を加熱する生体加熱針において、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生体加熱針を提案している。この生体加熱針によれば、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、針管の交流磁場に対する遮蔽効果によって、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。

ところで、強磁性金属に交流磁場を印加した場合には、磁力線に対する発熱特性の異方性の問題がある。すなわち、図１６に示すように、磁性球体Ｍ_１を一様の磁場に入れたとき、磁力線Ｈは、磁性球体に吸い付けられる特性を有し、この特性は、磁性球体Ｍ_１が直線状のとき強く現れる。したがって、図１７に示すように、直線状の磁性体Ｍ_２を一様の磁場に入れた場合、磁力線Ｈは、その向きと直線状の磁性体Ｍ_２の向きが一致しているとき、直線状の磁性体の一端部に集中し、他端部より放射され、発熱も大きくなる。一方、図１８に示すように、磁力線Ｈの向きと直線状の磁性体Ｍ_２の向きが垂直なとき、磁力線Ｈが直線状の磁性体Ｍ_２に集中せず、発熱が小さくなる。

上述した生体加熱針は、図１７及び図１８に示す直線状の磁性体Ｍ_２に相当するから、磁力線の向きとの関係で発熱温度にばらつきが発生してしまう。この生体加熱針は、癌等の患部に穿刺して用いるものであるが、患部に対して、同じ向きに揃えて生体加熱針を穿刺することは熟練を要する。

特許文献１には、上記生体加熱針と類似の生体加熱針が記載されている。この特許文献１の生体加熱針では、磁力線に対する発熱特性の異方性の問題を、３つのコイルを用いて解決するようにしている。しかしながら、特許文献１の方式では、コイルの数が増えてしまい、磁場発生装置の構成が複雑となり、また、大型化してしまう。

特開平０２−７９７２号公報

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、簡単な構成で、磁力線に対する発熱特性の異方性の問題を解決することができ、更に、患部へ穿刺する際の取り扱いを容易に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。

本発明に係る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生体加熱針は、上記交流磁場で発熱する強磁性金属からなる発熱部と、管本体部と該管本体部の針基側に突部が形成された針管とを備える。

そして、上記針管の内部には、上記管本体部と上記突部とに連続した空芯部が形成されており、上記空芯部には、上記強磁性金属が挿入又は充填されて上記発熱部が設けられている。

なお、ここで用いられる強磁性金属は、鉄、コバルト、ニッケルやこれらを主成分とする合金と言った狭義の強磁性体の他に、フェリ磁性を有するフェライトを含む広義の強磁性金属である。

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、交流磁場に対する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、空芯部が管本体部と突部とに連続して形成され、この空芯部に強磁性金属が挿入又は充填されている。すなわち、針基側に突部を有する針管の内部全体に亘って強磁性金属が挿入又は充填されている。したがって、強磁性金属の形状が直線状より球状に近づき、この部分で磁束を集中させることができ、結果として、直線状の場合よりも、磁力線の向きに伴う発熱の温度差を小さくすることができる。

ここで、針管としては、例えばステンレス管やチタン管を用いることができる。更に、強磁性金属が挿入又は充填された後の端部の孔部は、密閉されることになるが、例えば、生体適合材料で形成された蓋体によって閉塞される。

なお、針基側の突部は、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。更に、この突部の針先側の面は、患部に接する面でもあるから、患部の表皮や上皮の焼灼も行うことができる。

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。

更に、本発明に係る生体加熱針は、基台部に、突部の針先側の面が基台部より露出するように、複数本、立設されることで、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、患部に複数本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。

本発明によれば、針基側に突部を有する針管の内部全体に亘って強磁性金属が挿入又は充填されていることから、強磁性金属の形状が直線状より球状に近づき、この部分で磁束を集中させることができ、直線状の場合よりも、磁力線の向きに伴う発熱の温度差を小さくすることができる。したがって、磁力線の向きを気にすること無く、患部へ本発明に係る生体加熱針を穿刺すれば良いことから、取り扱いを容易にすることができる。

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に、強磁性金属でなる発熱部４が設けられている。

ここで、針管２は、生体に穿刺されるものであるから、生体適合性を有し、更に、発熱部４の発熱を抑える交流磁場に対する遮蔽性を有する金属、例えばチタン管やステンレス管が用いられる。そして、針管２の空芯部３には、広義の強磁性金属の粉体又は細線が充填又は挿入され、交流磁場内で発熱する発熱部４となっている。具体的に、発熱部４となる金属には、鉄、コバルト、ニッケル、これら金属の合金、炭素綱等の狭義の強磁性金属やＭＦｅ_２Ｏ_４（但し、Ｍは、Ｍｇ、Ｎｉ、Ｆｅ、Ｃｕから選択された少なくとも一の金属である。）と言ったフェライト材料が用いられる。ここで、狭義の強磁性金属を用いるときには、安価で加工が容易で、生体不適合の金属の割合の少ない炭素綱（ＳＳ４００）等が特に好ましく、フェライト材料を用いるときには、生体適合性のあるＭｇフェライト、Ｍｇ−Ｃａフェライト、マグネタイト等が特に好ましい。

ここで、針管２は、針先となる一端が先鋭に形成された管本体部２ａの針基側に突部２ｂが形成されており、発熱部４が形成される空芯部３は、管本体部２ａと突部２ｂとに連続して、すなわち針管２の内部全体に亘って形成されている。具体的に、この突部２ｂは、管本体部２ａと中心軸を一致させ、管本体部２ａより直径を大きくし管本体部２ａに対して突出して略円柱状に形成されている。そして、発熱部４となる強磁性金属は、針管２の内部全体に亘って形成された空芯部３に挿入又は充填されている。なお、突部２ｂは、管本体部２ａの針基側に放射状に形成された複数の突片で形成しても良い。

また、針管２の少なくとも針先部分、例えば先鋭部分には、針先部分での焼灼を行わないようにするため、空芯部３を設けず発熱部４とならないようにしている。患部１０ｂに穿刺した際に患部１０ｂを突き抜けた針先が、針先が接する患部１０ｂ以外の正常部分までも焼灼してしまうことを防止するためである。この針先側の強磁性金属を挿入又は充填しない部分の長さは、針管２の全体の長さや患部１０ｂの大きさとのバランスで決められるものであるから、針先の先鋭部分より長くなっていても良い。なお、針先部分においても焼灼を行う場合には、針先部分にも空芯部３を設け、強磁性金属によって発熱するようにしても良い。

また、図１の更なる具体例となる生体加熱針１は、図２（Ａ）及び図２（Ｂ）に示すように、針基側に、空芯部３と連続する孔部５が形成されている。発熱部４となる強磁性金属は、この孔部５より空芯部３内に挿入又は充填され、孔部５は、蓋体６により閉塞され、強磁性金属が挿入又は充填された空芯部３を密閉するようにしている。

ここで、蓋体６は、生体適合性金属や生体適合性樹脂で形成されている。この蓋体６は、例えば、蓋本体部６ａの一方の面に、孔部５に圧入される環状の周壁６ｂが形成されている。この蓋体６は、孔部５に周壁６ｂを、蓋本体部６ａが孔部５の端部に圧接されるまで、圧入することによって、強磁性金属が挿入又は充填された空隙部３を密閉する。このような蓋体６は、針管２が生体適合性金属で形成されるとき、具体的に、チタンやステンレスで形成される。そして、生体適合性金属で形成するときには、空芯部３内の強磁性金属に与える影響を、針管２と蓋体６とで同じにするため、針管２の金属と材料を揃えた方が好ましい。すなわち、針管２をチタン管で形成したときには、蓋体６もチタンで形成する。

また、蓋体６を生体適合性樹脂で形成するときには、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で形成することができる。

針管２の針基側に形成される突部２ｂは、患部１０ｂに対し穿刺する際、穿刺の深さの目安としたり、取り出し時のワイヤを引っ掛けるための操作部、更に、刺さりすぎを防止するためのストッパとして用いることができる。更に、この突部２ｂの針先側の面２ｃは、患部１０ｂに接する面でもあるから、患部１０ｂの表皮や上皮、すなわち体腔表面を含めた表層の癌（例えば、膀胱癌や子宮頸癌）の焼灼も行うことができる。

なお、図２の生体加熱針１の実際の寸法の一例を説明すると、図２（Ａ）に示すように、生体加熱針１の針先から突部２ｂの針先側の面２ｃまでの長さＬ_１は、１０ｍｍであり、突部２ｂの針先側の面２ｃから針基端部までの長さＬ_２は、５．５ｍｍであり、針先の直径Ｄ_１は、１．４ｍｍであり、突部２ｂが形成された針基の直径Ｄ_２は、３ｍｍであり、蓋本体部６ａの厚さＴは、０．１ｍｍである。なお、蓋体６と発熱部４となる強磁性金属との間には、隙間が形成されている。また、図２（Ｂ）に示すように、空芯部３に挿入又は充填された発熱部４、すなわち空芯部３の寸法は、針先側の先端から突部２ｂに対応した部分までの長さＬ_３が７．８ｍｍであり、突部２ｂの長さＬ_４が１．５ｍｍであり、突部２ｂに対応した部分から針基側端部までの長さＬ_５が１．８ｍｍであり、針先側の直径Ｄ_３が１．２ｍｍであり、突部２ｂに対応する部分の直径Ｄ_４が２．５ｍｍであり、針基側端部の直径Ｄ_５が２ｍｍとなっている。

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３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。

本発明が適用された生体加熱針１は、針先から癌等の患部１０ｂに穿刺されて用いられる。この加熱装置１１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、図１及び図２中矢印で示すように熱が流れることで、加熱された針管２と接する患部１０ｂを焼灼する。この際、生体加熱針１は、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、穿刺された部分が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。

また、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℃程度に加熱することができる。

加えて、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。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交流磁場に対する遮蔽効果のある針管２で覆うことによって、針管２の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、患部１０ｂ以外の部分までも焼灼してしまうことを防止するようにしている。

更に、生体加熱針１の針管２は、突部２ｂが形成され、突部２ｂの内部にも強磁性金属が充填されていることから、強磁性金属の形状が直線状より球状に近づき、この突部２ｂの部分で磁力線を集中させることができるようになり、この結果、直線状の場合よりも、磁力線の向きに伴う発熱の温度差を小さくすることができる。

具体的に、図４に示すように、生体加熱針１が誘導コイル１２で発生される磁界における磁力線Ｈの向きに沿うとき、磁力線Ｈは、突部２ｂに集中し、針先の他に突部２ｂの端面からも放射される。これに対して、図５に示すように、生体加熱針１が誘導コイル１２で発生される磁界における磁力線Ｈの向きと直交するとき、磁力線Ｈは、突部２ｂに集中し、突部２ｂを径方向に透過し、反対側より放射されることになる。これにより、この生体加熱針１は、図４の場合と図５のときとで発熱温度の差を小さくすることができ、患部１０ｂへの穿刺方向を磁力線Ｈの向きとに関係なく決めることができる。

更に、生体加熱針１は、臓器等の種々の患部１０ｂの焼灼に用いることが可能であるが、特に、突部２ｂの針先側の面２ｃが患部１０ｂに当接されたときには、患部１０ｂの表皮や上皮も焼灼することができる。例えば、子宮頸部に発生した子宮頸癌は、多くが、腺細胞から発生する腺癌又は腺上皮細胞と扁平上皮細胞の両方から発生する腺扁平上皮癌である。したがって、図６に示すように、予め、生体加熱針１を突部２ｂの針先側の面２ｃが子宮１３の子宮頸部１４に当接するまで穿刺し、この後、例えば、膣１５内に挿入された棒状の誘導コイル１２で磁界を印加することによって、穿刺された管本体部２ａの周囲１４ａの他、針先側の面２ｃが当接した上皮１４ｂも焼灼することができる。なお、表皮や上皮といった表層の焼灼を行わないときには、表層から針先側の面２ｃを離間させれば良い。また、針管２の少なくとも針先部分は、患部１０ｂを貫通しても、発熱部４となっていないことから、正常な部分を焼灼してしまうことを防止することができる。

図７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、突部２ｂの針先側の面２ｃが基台部２１より露出するように立設した治療器具２０である。このような治療器具２０によれば、広範な患部１０ｂを、一度に焼灼することができる。なお、基台部２１に立設される生体加熱針１の本数は、患部１０ｂの大きさによって適宜決定される。

なお、基台部２１を用いなくても、患部１０ｂに対して複数本の生体加熱針１を穿刺しすることによって、広い範囲を焼灼することができ、更に、複数本の生体加熱針１に囲まれた内側の領域では、各生体加熱針１の加熱範囲が重なることによって、重なった部分の加熱を速めることができる。

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。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。

これに対して、本発明が適用された生体加熱針１は、磁気変態点（キュリー温度）を磁性金属である鉄に多数の異種金属元素を加えて低くし、キュリー温度より高い領域を利用して焼灼するものではなく、キュリー温度に関係なく、強磁性金属の周囲の針管２の交流磁場に対する遮蔽効果と、印加する交流磁場の周波数によって、発熱温度を制御するものであり、この研究の複合型発熱体より容易に強磁性金属を選択し、容易に製造できるものである。

次に、本発明の前提となる突部２ｂが設けられていない生体加熱針で行った加熱実験を説明する。

ここで、図８は、針管にチタン管を用い、発熱部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。なお、このときの生体加熱針の姿勢は、磁力線に対して０°である。

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９は、図８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。

図９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８に示すように、チタン管の交流磁場に対する遮蔽効果で熱損失をし、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。

また、図１０も本発明の前提となる突部２ｂが設けられていない生体加熱針で行った加熱実験であり、針管にチタン管を用い、発熱部に、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、このときの生体加熱針の姿勢は、磁力線に対して０°である。

また、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。

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１１は、図１０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。

図１１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過ぎることが分かる。スーパーインバー合金細線をチタン管で被覆すると、図１０に示すように、チタン管の交流磁場に対する遮蔽効果で熱損失をし、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。

また、図１２も本発明の前提となる突部２ｂが設けられていない生体加熱針で行った加熱実験であり、針管にステンレス管（ＳＵＳ３０４）を用い、発熱部に、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、ステンレスの針管に発熱部として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。なお、このときの生体加熱針の姿勢は、磁力線に対して０°である。

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（線Ａ）と、ステンレス管の交流磁場に対する遮蔽効果で熱損失をし、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。

図８乃至図１２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、本発明の前提となる生体加熱針は、交流磁場によって発熱した強磁性金属が熱源となり、針管で、交流磁場に対する遮蔽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、患部の焼灼に適当な温度に達することが分かる。

ところで、本発明の適用された生体加熱針１は、管本体部２ａと突部２ｂとに連続して形成された空芯部３に強磁性金属を挿入又は充填することで、磁力線の向きに伴う発熱の温度差を小さくする、すなわち磁力線に対する発熱特性の異方性の問題を解決するものである。そこで、ここでは、本発明に係る生体加熱針１の効果確認として次のような実験を行った。

先ず、本発明が適用された生体加熱針１は、上記図２に示した大きさのものを使用し、針管２に、チタン管（９９．５％）を用い、更に、蓋体６にもチタンを使用した。また、強磁性金属としては、炭素綱（ＳＳ４００）を使用した。

そして、このような生体加熱針１を３本、平行に且つ正三角形（一辺：６ｍｍ）を描くように、油粘土に穿刺し、外部の誘導コイルから３４０ｋＨｚ・３．８ｋＡ／ｍの磁場を印加した。このときの正三角形の中心（表面からの深さ３ｍｍ）の温度を光ファイバ温度計により測定した。この正三角形の中心は、３本の生体加熱針１のそれぞれが発熱することによって加熱された領域が重複する箇所であり、温度が最も高くなる箇所である。磁力線と生体加熱針１とのなす角は、０°、４５°、９０°の３通りである。この結果を図１３に示す。

なお、磁力線と生体加熱針１とのなす角は、次のように測定した。この実験に使用した誘導コイル１２は、直径が８ｍｍの銅パイプをポリプロピレン製の筒（外径１８０ｍｍ、高さ５０ｍｍ）に５回巻いたもので、この誘導コイル１２の中心軸を磁力線の方向とし、この中心軸に対する生体加熱針１の角度を分度器で測定したものである。

また、図１４に示すように、比較例として用いた生体加熱針３１は、針管２と同様、チタン管で針管３２を形成し、空芯部３３に、炭素綱（Ｓ４００を）を挿入し、発熱部３４とした。また、針基には、突部３５を形成した。但し、この突部３５内には、空芯部３３を形成していない。また、ここで用いた生体加熱針３１は、発熱部３４を、長さＬ_１１が１２ｍｍとなるように針基から形成し、長さＬ_１２（４ｍｍ）だけ針先に空芯部３３を残し、針基に長さＬ_１３が６ｍｍの突部３５を形成した。また、針管３２の内径、すなわち空芯部３３の直径Ｄ_１１を１．２ｍｍとし、針管３２の外径Ｄ_１２を１．４ｍｍとした。そして、このような生体加熱針３１を３本、平行に且つ正三角形（一辺：６ｍｍ）を描くように、油粘度に穿刺し、外部の誘導コイルから３４０ｋＨｚ・３．８ｋＡ／ｍの磁場を印加した。このときの正三角形の中心（深さ３ｍｍ）の温度を光ファイバ温度計により測定した。磁力線と生体加熱針１とのなす角は、０°、４５°、９０°の３通りである。この結果を図１５に示す。

本発明が適用された生体加熱針１の結果と比較例の生体加熱針３１の結果を比較すると、図１３に示す本発明が適用された生体加熱針１の方が、図１５に示す比較例の生体加熱針３１より、磁力線と生体加熱針１とのなす角に伴う温度変化が小さいことを確認することができる。すなわち、図１３に示す本発明が適用された生体加熱針１では、５分間での温度差を１０℃以内に抑えることができる。

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１及び治療器具２０が用いられる患部１０ｂは、これらの腫瘍に限定されるものではない。また、本発明の生体加熱針及び治療器具は、人体の他に、種々の動物にも用いることができる。更に、本発明が適用された生体加熱針１は、患部１０ｂの大きさ、形状等に応じて長さ、太さが決定され、更に、湾曲されたものであっても良い。

本発明を適用した生体加熱針を示す断面図図である。 本発明を適用した生体加熱針の更なる具体例であり、（Ａ）は、生体加熱針の断面図、（Ｂ）は空芯部内に挿入又は充填された発熱部の断面図である。 本発明を適用した生体加熱針を用いて治療を行う際に用いられる加熱装置を示す図である。 本発明を適用した生体加熱針が磁力線に沿うように配置された場合を模式的に示す図である。 本発明を適用した生体加熱針が磁力線と直交するように配置された場合を模式的に示す図である。 本発明を適用した生体加熱針が子宮頸部に穿刺された状態を示す要部断面図である。 本発明を適用した治療器具の斜視図である。 針管にチタン管を用い、発熱部に、強磁性金属であるＦｅ細線を挿入した生体加熱針の加熱実験結果を示す図である。 図８で使用したＦｅ細線のみの加熱実験結果を示す図である。 針管にチタン管を用い、発熱部に、強磁性金属であるスーパーインバー合金細線を挿入した生体加熱針の加熱実験結果を示す図である。 図１０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を示す図である。 針管にステンレス管を用い、発熱部に、Ｆｅ細線を挿入し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）を示す図である。 本発明を適用した生体加熱針が磁力線に対して０°、４５°、９０°の３通りに配置されたときの５分間の温度変化特性を示す図である。 本発明の比較例として用いられた生体加熱針の断面図である。 本発明の比較例として用いられた生体加熱針が磁力線に対して０°、４５°、９０°の３通りに配置されたときの５分間の温度変化特性を示す図である。 磁性球体を一様の磁場に入れたときの磁力線と磁性球体との関係を示す図である。 直線状の磁性体を磁力線と沿うように一様の磁場に入れたときの磁力線と磁性球体との関係を示す図である。 直線状の磁性体を磁力線と直交するように一様の磁場に入れたときの磁力線と磁性球体との関係を示す図である。

符号の説明

１ 生体加熱針、２ 針管、２ａ 管本体部、２ｂ 突部、２ｃ 針先側の面、３ 空芯部、４ 発熱部、５ 孔部、６ 蓋体、６ａ 蓋本体部、６ｂ 周壁、１０ａ 生体、１１ 加熱装置、１２ 誘導コイル、１３ 子宮、１４ 子宮頸部、１４ａ 周囲、１４ｂ 上皮、１５ 膣、２０ 治療器具、２１ 基台部、３１ 生体加熱針、３２ 針管、３３ 空芯部、３４ 発熱部、３５ 突部

Claims (4)

1. 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生体加熱針において、
   上記交流磁場で発熱する強磁性金属からなる発熱部と、
   管本体部と該管本体部の針基側に突部が形成された生体適合性と上記交流磁場に対する遮蔽効果を有する針管とを備え、
   上記針管の内部には、上記管本体部と上記突部とに連続した空芯部が形成されており、
   上記空芯部には、上記強磁性金属が挿入又は充填されて上記発熱部が設けられていることを特徴とする生体加熱針。
2. 上記管本体部は、針先又は針基の少なくとも一方に、上記空間部と連続する孔部が形成されており、
   上記孔部は、生体適合材料により形成された蓋体により閉塞され、上記強磁性金属が挿入又は充填された上記空芯部が密閉されるようにしたことを特徴とする請求項１記載の生体加熱針。
3. 上記針管は、ステンレス又はチタンにより形成されていることを特徴とする請求項１又は請求項２の内何れか１項記載の生体加熱針。
4. 生体内の患部に穿刺した生体加熱針を該患部以外の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発熱させ、患部を加熱する治療器具において、
   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、上記突部の針先側の面が該基台部より露出するように立設してなることを特徴とする治療器具。

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