JP2019170448A - Heating device - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、加熱デバイスに関し、より詳しくは、がん細胞等の病変部の焼灼に好適に用いられる加熱デバイスに関する。 The present invention relates to a heating device, and more particularly to a heating device suitably used for cauterization of a lesion such as cancer cells.
従来の加熱デバイスとして、特許文献１に開示されているように、カテーテルを案内するガイドワイヤの先端部にヒータを内蔵して病変部を加熱する構成が知られている。ガイドワイヤは、ヒータの近傍に温度検出素子を備えており、加熱される病変部近傍の温度を測定してヒータの温度調節を行うことにより、病変部の加熱温度が制御される。 As a conventional heating device, as disclosed in Patent Document 1, a configuration in which a lesion is heated by incorporating a heater at a distal end portion of a guide wire for guiding a catheter is known. The guide wire includes a temperature detection element in the vicinity of the heater, and the heating temperature of the lesioned part is controlled by measuring the temperature near the lesioned part to be heated and adjusting the temperature of the heater.
また、ガイドワイヤ等が生体内に挿入されると、ＭＲＩ検査においてアーチファクト（虚像）を生じるおそれがあることから、この対策が従来から検討されている（例えば、特許文献２および３）。 Further, when a guide wire or the like is inserted into a living body, an artifact (virtual image) may be generated in the MRI examination, and this countermeasure has been studied conventionally (for example, Patent Documents 2 and 3).
内視鏡やカテーテル等の生体内に挿入される医療器具は、体内の種々の部位に使用できるように近年細径化が図られており、これに挿入される加熱デバイスも細径化が求められている。具体的には、内視鏡用生検針（１９Ｇ）の内径が０．６９ｍｍであるため、これに挿入される加熱デバイスの外径を０．６８ｍｍ以下とすることにより、広範な治療（例えば膵胆管がんの治療）に使用することができる。 In recent years, medical instruments inserted into living bodies such as endoscopes and catheters have been reduced in diameter so that they can be used in various parts of the body, and a heating device inserted therein is also required to be reduced in diameter. It has been. Specifically, since the inner diameter of the endoscopic biopsy needle (19G) is 0.69 mm, a wide range of treatments (for example, pancreas) can be achieved by setting the outer diameter of the heating device inserted therein to 0.68 mm or less. Can be used for bile duct cancer treatment).
このように、加熱デバイスを細径化することは、病変部のみを的確に焼灼できる点でも望ましい一方、加熱が局所的に行われることで、生体組織の加熱部位の温度を正確に測定することが困難になる。上記特許文献１の加熱デバイスは、内蔵されたヒータによって周囲のガイドワイヤが広範囲に加熱されるため、病変部のみを局所的に加熱することが困難であるだけでなく、生体組織の加熱範囲が広がることで正確な測温も困難になるという問題があった。 As described above, it is desirable to reduce the diameter of the heating device in that it can accurately cauterize only the lesioned part. On the other hand, the heating is performed locally to accurately measure the temperature of the heated part of the living tissue. Becomes difficult. In the heating device of Patent Document 1, since the surrounding guide wire is heated in a wide range by the built-in heater, it is not only difficult to locally heat only the lesioned part, but also the heating range of the living tissue is There was a problem that accurate temperature measurement became difficult by spreading.
そこで、本発明は、生体組織を局所的に加熱して温度測定を高精度に行うことができる加熱デバイスの提供を目的とする。 Then, this invention aims at provision of the heating device which can heat a biological tissue locally and can perform temperature measurement with high precision.
本発明の前記目的は、円筒状に形成された外部導体と、先端側が前記外部導体から突出するように前記外部導体に挿入された内部導体とを備え、前記外部導体は、絶縁体により被覆され、先端側が前記絶縁体から露出して外部電極が形成されており、前記内部導体は、絶縁体により被覆され、前記外部導体から突出する部分の先端側が前記絶縁体から露出して内部電極が形成されており、前記外部電極と前記内部電極との間に高周波電流を印加することにより生体組織を加熱するように構成された、外径の最大径が０．６８ｍｍ以下の加熱デバイスであって、先端側に測温部が設けられ前記外部導体に挿入された温度検出素子を更に備え、前記測温部は、前記外部導体から突出して前記外部電極と前記内部電極との間に配置されている加熱デバイスにより達成される。 The object of the present invention includes an outer conductor formed in a cylindrical shape, and an inner conductor inserted into the outer conductor so that a tip side protrudes from the outer conductor, and the outer conductor is covered with an insulator. The tip side is exposed from the insulator to form an external electrode, the internal conductor is covered with the insulator, and the tip side of the portion protruding from the external conductor is exposed from the insulator to form the internal electrode A heating device configured to heat a living tissue by applying a high-frequency current between the external electrode and the internal electrode, and having a maximum outer diameter of 0.68 mm or less, A temperature measuring part is provided on the front end side and further includes a temperature detecting element inserted into the outer conductor, and the temperature measuring part protrudes from the outer conductor and is disposed between the outer electrode and the inner electrode. Heating It is achieved by the chair.
この加熱デバイスにおいて、前記測温部は、前記外部導体の先端から膨出して前記内部導体の全周を取り囲むように形成された封止樹脂により被覆されていることが好ましい。 In this heating device, it is preferable that the temperature measuring unit is covered with a sealing resin formed so as to bulge from the tip of the outer conductor and surround the entire circumference of the inner conductor.
前記前記封止樹脂は、生体適合性を有する耐熱性樹脂からなることが好ましい。 The sealing resin is preferably made of a heat resistant resin having biocompatibility.
前記外部導体は、帯磁率が１．０×１０−５〜１．０×１０−２である常磁性体材料から形成されることが好ましい。 The outer conductor is preferably formed from a paramagnetic material having a magnetic susceptibility of 1.0 × 10 −5 to 1.0 × 10 −2 .
前記外部導体の先端部の外周面には、深さが１０〜５０μｍの微細孔が多数形成されていることが好ましい。 It is preferable that a large number of fine holes having a depth of 10 to 50 μm are formed on the outer peripheral surface of the front end portion of the outer conductor.
本発明によれば、生体組織を局所的に加熱して温度測定を高精度に行うことができる加熱デバイスを提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the heating device which can heat a biological tissue locally and can perform temperature measurement with high precision can be provided.
以下、本発明の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。図１は、本発明の一実施形態に係る加熱デバイスの概略構成図であり、加熱デバイスの断面を模式的に示している。図１に示すように、加熱デバイス１は、円筒状に形成された外部導体２と、外部導体２に挿入された内部導体３および温度検出素子４とを備えている。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a heating device according to an embodiment of the present invention, and schematically shows a cross section of the heating device. As shown in FIG. 1, the heating device 1 includes an outer conductor 2 formed in a cylindrical shape, an inner conductor 3 inserted into the outer conductor 2, and a temperature detection element 4.
外部導体２は、挿入される内視鏡やカテーテルの変形に追従できるように可撓性を有すると共に、柔軟性や靭性に優れることが好ましく、例えば、チタン、チタン合金、コバルト、ニッケル、タングステン、オーステナイト系ステンレス等の生体適合性を有する金属材料を挙げることができる。 The outer conductor 2 has flexibility so that it can follow the deformation of the inserted endoscope or catheter, and preferably has excellent flexibility and toughness. For example, titanium, titanium alloy, cobalt, nickel, tungsten, Examples thereof include biocompatible metal materials such as austenitic stainless steel.
外部導体２の外周面は、絶縁体２１により被覆されている。絶縁体２１は、フッ素系樹脂、オレフィン系樹脂、ポリスチレン系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリウレタン系樹脂、ポリイミド系樹脂、ＡＢＳ樹脂、パラキシリレン系ポリマーなどの電気絶縁性が高く、生体適合性や耐熱性にも優れる材料から形成することができ、例えば、ポリアミド樹脂とＡＢＳ樹脂とのポリマーアロイを好ましく用いることができる。絶縁体２１は、厚みを極薄にするため、コーティングにより形成することが好ましい。外部導体の先端側（使用時の患者側）には、絶縁体２１により覆われずに全周が露出する外部電極２２が形成されている。 The outer peripheral surface of the outer conductor 2 is covered with an insulator 21. The insulator 21 has high electrical insulation properties such as fluorine resin, olefin resin, polystyrene resin, polyester resin, polyurethane resin, polyimide resin, ABS resin, paraxylylene polymer, and is biocompatible and heat resistant. For example, a polymer alloy of polyamide resin and ABS resin can be preferably used. The insulator 21 is preferably formed by coating in order to make the thickness extremely thin. On the distal end side (patient side in use) of the external conductor, an external electrode 22 that is not covered with the insulator 21 and is exposed on the entire circumference is formed.
内部導体３は、線状に形成されており、絶縁体３１により被覆されている。内部導体３および絶縁体３１は、それぞれ外部導体２および絶縁体２１と同様の材料により形成することができる。内部導体３および絶縁体３１の先端側は、外部導体２から突出するように配置されており、内部導体３が外部導体２から突出する部分の先端側が絶縁体３１により覆われずに全周が露出して、内部電極３２が形成されている。内部電極３２は、球状加工が施されており、使用時における血管壁等の損傷防止が図られている。外部電極２２および内部電極３２の長さは、特に限定されるものではないが、例えば、２００〜２０００μｍである。 The inner conductor 3 is formed in a linear shape and is covered with an insulator 31. The inner conductor 3 and the insulator 31 can be formed of the same material as the outer conductor 2 and the insulator 21, respectively. The leading end sides of the inner conductor 3 and the insulator 31 are arranged so as to protrude from the outer conductor 2, and the entire end of the inner conductor 3 protruding from the outer conductor 2 is not covered with the insulator 31. An internal electrode 32 is formed so as to be exposed. The internal electrode 32 is spherically processed to prevent damage to the blood vessel wall and the like during use. Although the length of the external electrode 22 and the internal electrode 32 is not specifically limited, For example, it is 200-2000 micrometers.
温度検出素子４は、例えば、熱電対、測温抵抗体、光ファイバー温度計等からなり、先端側に測温部４１が設けられている。測温部４１は、外部導体２から突出しており、外部電極２２と内部電極３２との間に配置されている。温度検出素子４は、測温部４１の全体が、外部電極２２の先端と内部電極３２の基端との間に配置されていることがより好ましい。外部電極２２の先端から内部電極３２の基端までの距離Ｌ１は、特に限定されないが、例えば２〜５ｍｍ程度である。 The temperature detection element 4 includes, for example, a thermocouple, a resistance temperature detector, an optical fiber thermometer, and the like, and a temperature measurement unit 41 is provided on the tip side. The temperature measuring unit 41 protrudes from the external conductor 2 and is disposed between the external electrode 22 and the internal electrode 32. In the temperature detection element 4, it is more preferable that the entire temperature measuring unit 41 is disposed between the distal end of the external electrode 22 and the proximal end of the internal electrode 32. Although the distance L1 from the front-end | tip of the external electrode 22 to the base end of the internal electrode 32 is not specifically limited, For example, it is about 2-5 mm.
測温部４１は、封止樹脂４２により被覆されて、外部電極２２および内部電極３２に対する位置が固定されている。封止樹脂４２は、外部導体２の先端から半球状に膨出して内部導体３の全周を取り囲むように形成されている。封止樹脂４２は、電気絶縁性、生体適合性および耐熱性に優れる材料からなることが好ましく、絶縁体２１，３１と同様の材料を例示することができる。 The temperature measuring unit 41 is covered with the sealing resin 42 and the position with respect to the external electrode 22 and the internal electrode 32 is fixed. The sealing resin 42 is formed so as to swell in a hemispherical shape from the tip of the outer conductor 2 and surround the entire circumference of the inner conductor 3. The sealing resin 42 is preferably made of a material that is excellent in electrical insulation, biocompatibility, and heat resistance, and the same material as the insulators 21 and 31 can be exemplified.
上記の構成を備える加熱ヒータ１は、外径の最大径（すなわち、外部導体２が絶縁体２１により被覆された部分の径）が、０．６８ｍｍ以下となるように形成される。加熱ヒータ１の外径（最大径）の下限値は特に存在せず、実用可能な範囲で定めれば良いが、例えば０．３ｍｍである。 The heater 1 having the above-described configuration is formed so that the maximum outer diameter (that is, the diameter of the portion where the outer conductor 2 is covered with the insulator 21) is 0.68 mm or less. The lower limit value of the outer diameter (maximum diameter) of the heater 1 does not exist in particular and may be determined within a practical range, for example, 0.3 mm.
この加熱ヒータ１は、外部電極２２および内部電極３２の基端側を高周波電源（ＲＦ電源）５にリード線５１，５２を介して接続して、外部電極２２および内部電極３２を生体組織に押し当てた状態で作動させることにより、外部電極２２と内部電極３２との間に高周波電流（ＲＦ電流）を印加して、生体組織を局部的にラジオ波（ＲＦ）焼灼することができる。測温部４１は、外部電極２２と内部電極３２との間に配置されているので、焼灼される生体組織の温度を的確に検出することができる。高周波電流による温度検出素子４の誤作動を防止するために、高周波カットフィルタ等を用いてもよい。 The heater 1 connects the base end side of the external electrode 22 and the internal electrode 32 to a high frequency power source (RF power source) 5 via lead wires 51 and 52, and pushes the external electrode 22 and the internal electrode 32 to the living tissue. By operating in the applied state, a high-frequency current (RF current) is applied between the external electrode 22 and the internal electrode 32, and the living tissue can be locally subjected to radio wave (RF) ablation. Since the temperature measuring unit 41 is disposed between the external electrode 22 and the internal electrode 32, the temperature of the living tissue to be cauterized can be accurately detected. In order to prevent the malfunction of the temperature detection element 4 due to the high frequency current, a high frequency cut filter or the like may be used.
加熱ヒータ１の外部電極２２と内部電極３２との距離Ｌ１を３ｍｍに設定し、実際に鶏肉に穿刺して１０Ｗのラジオ波を１０秒間通電したところ、鶏肉温度は２４℃から６４℃に上昇し、長さ方向（穿刺方向）３ｍｍ、周囲１．５ｍｍの範囲で焼灼が行われたことを確認した。 When the distance L1 between the external electrode 22 and the internal electrode 32 of the heater 1 is set to 3 mm, and the chicken is actually punctured and energized with a 10 W radio wave for 10 seconds, the chicken temperature rises from 24 ° C. to 64 ° C. It was confirmed that cauterization was performed in a length direction (puncture direction) of 3 mm and a circumference of 1.5 mm.
ラジオ波焼灼術は、肝臓がん等を死滅させるために行なわれる治療で2004年4月には、日本でも保険適用手術として認められ、肝細胞がんに対する標準的な治療として位置づけられている。ラジオ波とはＡＭラジオなどの周波数に近い周波数約４５０キロヘルツの高周波のことで、他の医療機器(電気メスなど)に使用される高周波と同じである。腫瘍の中にラジオ波電流を流すことにより、発生させた熱によって病変を固め、細胞を死滅させることが可能であり、電極を超音波診断装置で観察しながら皮膚から肝臓内に挿入する方法(経皮的ラジオ波焼灼術)の他、腹腔鏡下、胸腔鏡下、あるいは開腹下にて電極を挿入する方法を用いることができる。加熱ヒータ１は、外径を細くすることにより使用箇所の制約が少なくなり、内視鏡またはカテーテル等を用いて、先端部を目的とする部位まで容易且つ確実に進めることができ、経皮的焼灼による低侵襲治療により、患者の生活の質（ＱＯＬ）向上を実現することができる。 Radiofrequency ablation is a treatment performed to kill liver cancer and the like. In April 2004, it was approved as an insurance operation in Japan and is positioned as a standard treatment for hepatocellular carcinoma. A radio wave is a high frequency of about 450 kilohertz that is close to the frequency of an AM radio or the like, and is the same as the high frequency used in other medical devices (such as an electric knife). It is possible to solidify the lesion by the generated heat by passing a radio wave current through the tumor, and to kill the cells, and to insert the electrode from the skin into the liver while observing with an ultrasonic diagnostic device ( In addition to percutaneous radiofrequency ablation, a method of inserting an electrode under laparoscope, thoracoscope, or open abdomen can be used. The heater 1 has less restrictions on the location of use by reducing the outer diameter, and the tip can be easily and reliably advanced to the target site using an endoscope or a catheter. Improvement of the patient's quality of life (QOL) can be realized by minimally invasive treatment with cauterization.
加熱ヒータ１は、超音波、ＣＴ、ＭＲＩ等による画像診断において使用することで、加熱ヒータ１の先端部近傍の位置を確認しながら治療を行うことができ、ＩＶＲ（Interventional Radiology）治療の範囲を拡大することができる。 The heater 1 can be used for image diagnosis by ultrasound, CT, MRI, etc., so that treatment can be performed while confirming the position near the tip of the heater 1, and the range of IVR (Interventional Radiology) treatment is Can be enlarged.
超音波診断によるＩＶＲ治療においては、照射した超音波の反射波を確実に検出して画像での視認性を向上させるために、図２に示すように、絶縁体により被覆された外部導体の先端部２３の外周面に、多数の微細孔２４を均一に形成することが好ましい。微細孔２４が形成される先端部２３の長さＬ２は、加熱ヒータ１の位置を検出可能であれば特に制限されないが、例えば、１〜２０ｍｍである。微細孔２４の最表面からの深さは、１０〜５０μｍであることが好ましく、レーザ顕微鏡により測定することができる。微細孔２４は、例えば、荒らし加工、ディンプル加工、ブラスト加工等により形成することができ、あるいは、スパイラル状やジグザグ状の溝加工を施すこともできる。 In the IVR treatment by the ultrasonic diagnosis, in order to improve the visibility in the image by reliably detecting the reflected wave of the irradiated ultrasonic wave, as shown in FIG. 2, the tip of the outer conductor covered with the insulator It is preferable to uniformly form a large number of fine holes 24 on the outer peripheral surface of the portion 23. The length L2 of the tip portion 23 where the microhole 24 is formed is not particularly limited as long as the position of the heater 1 can be detected, but is, for example, 1 to 20 mm. The depth from the outermost surface of the fine hole 24 is preferably 10 to 50 μm, and can be measured with a laser microscope. The fine holes 24 can be formed by, for example, roughing, dimple processing, blasting, or the like, or spiral or zigzag groove processing can be performed.
ＣＴ診断によるＩＶＲ治療においては、内部導体３を画像上で視認可能とするため、内部導体３がＸ線不透過の金属材料により形成されることが好ましく、例えば、タングステンが好適である。 In the IVR treatment by CT diagnosis, in order to make the inner conductor 3 visible on the image, the inner conductor 3 is preferably formed of a radio-opaque metal material, for example, tungsten is preferable.
ＭＲＩ診断によるＩＶＲ治療においては、外部導体２の材料として強磁性材料を使用すると、アーチファクト（虚像）の発生によって、ＭＲＩ画像における加熱ヒータ１を正確に特定することが困難になると共に、周辺組織の撮像の妨げにもなる。更に、強磁性材料は、ＭＲＩ装置の静磁場によって強力に引き付けられるおそれがあり、ＭＲＩ装置内への持ち込みが困難である。したがって、外部導体２の材料としては、常磁性材料を使用することが好ましい。 In the IVR treatment by MRI diagnosis, when a ferromagnetic material is used as the material of the outer conductor 2, it is difficult to accurately identify the heater 1 in the MRI image due to the generation of artifacts, and the surrounding tissue It also interferes with imaging. Furthermore, the ferromagnetic material may be strongly attracted by the static magnetic field of the MRI apparatus, and is difficult to bring into the MRI apparatus. Therefore, it is preferable to use a paramagnetic material as the material of the outer conductor 2.
加熱ヒータ１は、外径が０．６８ｍｍ以下と細いため、帯磁率が低すぎるとＭＲＩ画像における視認性が低下し、加熱ヒータ１の位置を確認し難くなる。したがって、外部導体２は、常温における帯磁率が１．０×１０−５〜１．０×１０−２である材料により形成することが好ましく、より好ましくは１．０×１０−４〜２．０×１０−４である。帯磁率とは、磁気分極の起こり易さを示す物性値であり、振動試料型磁力計（ＶＳＭ）（例えば、Lake Shore社製の「ＡＧＭ２９００／ＶＳＭ３９００」）を用いて測定することができる。具体的な材料としては、後述する実施例に示すように、ニッケルチタン合金（帯磁率：１．９×１０−４）が好適である。 Since the outer diameter of the heater 1 is as thin as 0.68 mm or less, if the magnetic susceptibility is too low, the visibility in the MRI image is lowered and it is difficult to confirm the position of the heater 1. Therefore, the outer conductor 2 is preferably formed of a material having a magnetic susceptibility of 1.0 × 10 −5 to 1.0 × 10 −2 at room temperature, more preferably 1.0 × 10 −4 to 2. It is 0x10-4 . The magnetic susceptibility is a physical property value indicating how easily magnetic polarization occurs, and can be measured using a vibrating sample magnetometer (VSM) (for example, “AGM2900 / VSM3900” manufactured by Lake Shore). As a specific material, a nickel titanium alloy (magnetic susceptibility: 1.9 × 10 −4 ) is preferable as shown in Examples described later.
外部導体２に挿入される内部導体３等も、外部導体と同様の常磁性材料により形成することができる。なお、温度検出素子４やリード線５１，５２については、反磁性材料を使用することもできる。 The inner conductor 3 and the like inserted into the outer conductor 2 can also be formed of the same paramagnetic material as the outer conductor. For the temperature detection element 4 and the lead wires 51 and 52, a diamagnetic material can also be used.
１．５ＴのＭＲＩ装置を用いて、３種類の外部導体２のサンプル（サンプル１〜３）を撮像した画像を図３および図４に示す。各サンプルの外径、内径、長さ、帯磁率および材料は、表１に示すとおりである。 3 and 4 show images obtained by imaging three types of samples (samples 1 to 3) of the external conductor 2 using a 1.5T MRI apparatus. Table 1 shows the outer diameter, inner diameter, length, magnetic susceptibility and material of each sample.
図３および図４における矢示方向Ｍは、ＭＲＩ装置の磁気方向を示している。サンプル２の外部導体は、帯磁率が１．０×１０−１のＳＵＳ３０４により形成されているため、図３では両端に大きなアーチファクトが生じ、図４では実際の外径よりもはるかに大きな外径（約３５倍）になっており、焼灼治療を施す部位での位置特定が困難になることが推測される。一方、帯磁率が１．９×１０−４のＮｉ−Ｔｉにより形成されたサンプル１および３の外部導体は、図３では実際の外径の約０．８倍、図４では実際の外径の約６倍で示されており、治療部位の視認性に問題がなく、位置の特定も容易と考えられる。 The arrow direction M in FIGS. 3 and 4 indicates the magnetic direction of the MRI apparatus. Since the outer conductor of the sample 2 is formed of SUS304 having a magnetic susceptibility of 1.0 × 10 −1 , large artifacts are generated at both ends in FIG. 3, and the outer diameter is much larger than the actual outer diameter in FIG. (About 35 times), and it is estimated that it is difficult to specify the position at the site where the ablation treatment is performed. On the other hand, the outer conductors of Samples 1 and 3 formed of Ni-Ti having a magnetic susceptibility of 1.9 × 10 −4 are about 0.8 times the actual outer diameter in FIG. 3, and the actual outer diameter in FIG. It is considered that there is no problem in the visibility of the treatment site and the position can be easily identified.
このように、加熱デバイス１を、超音波装置、ＣＴおよびＭＲＩによるＩＶＲ治療が可能な構成にすることで、経鼻内視鏡検査に利用できる他、鼠蹊部から血管内カテーテルを使用して深部臓器まで挿入する等、対象部位から十分離れた場所からアプローチ可能となる。これにより、従来は全身麻酔を必要とする外科手術に対し、局所麻酔下で行うことができるため、身体に与える負担が少なく全身状態の厳しい患者に施行することが可能となり、入院期間の短縮に効果を上げることができ、低侵襲性で、迅速かつ正確に病気の治療が可能となる。 As described above, the heating device 1 can be used for transnasal endoscopy by configuring the IVR treatment using an ultrasonic device, CT, and MRI, as well as using the intravascular catheter from the buttocks. It is possible to approach from a location sufficiently away from the target site, such as by inserting the organ. As a result, conventional surgical procedures that require general anesthesia can be performed under local anesthesia, so it can be performed on patients with less severe physical conditions and reduced hospitalization. The effect can be improved, and the disease can be treated quickly and accurately with minimal invasiveness.
１ 加熱デバイス
２ 外部導体
２１ 絶縁体
２２ 外部電極
３ 内部導体
３１ 絶縁体
３２ 内部電極
４ 温度検出素子
５ 高周波電源
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Heating device 2 External conductor 21 Insulator 22 External electrode 3 Internal conductor 31 Insulator 32 Internal electrode 4 Temperature detection element 5 High frequency power supply
Claims (5)
前記外部導体は、絶縁体により被覆され、先端側が前記絶縁体から露出して外部電極が形成されており、
前記内部導体は、絶縁体により被覆され、前記外部導体から突出する部分の先端側が前記絶縁体から露出して内部電極が形成されており、
前記外部電極と前記内部電極との間に高周波電流を印加することにより生体組織を加熱するように構成された、外径の最大径が０．６８ｍｍ以下の加熱デバイスであって、
先端側に測温部が設けられ前記外部導体に挿入された温度検出素子を更に備え、
前記測温部は、前記外部導体から突出して前記外部電極と前記内部電極との間に配置されている加熱デバイス。 An outer conductor formed in a cylindrical shape, and an inner conductor inserted into the outer conductor such that a tip side protrudes from the outer conductor,
The outer conductor is covered with an insulator, and a tip side is exposed from the insulator to form an external electrode,
The inner conductor is covered with an insulator, and a tip side of a portion protruding from the outer conductor is exposed from the insulator to form an inner electrode,
A heating device configured to heat a living tissue by applying a high-frequency current between the external electrode and the internal electrode, and having a maximum outer diameter of 0.68 mm or less,
A temperature measuring part is provided on the distal end side, further comprising a temperature detecting element inserted into the outer conductor,
The temperature measuring unit projects from the outer conductor and is disposed between the outer electrode and the inner electrode.
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