(57)【要約】【課題】物理的強度を十分に確保しつつ患部を焼灼するのに十分な発熱特性を得ることができ生体加熱針を提供する。【解決手段】生体内の患部に穿刺して交流磁場で加熱し、患部１０ｂを焼灼する生体加熱針１において、ＭｇＦｅ２Ｏ４、ＮｉＦｅ２Ｏ４、ＦｅＦｅ２Ｏ４、ＣｕＦｅ２Ｏ４の内何れかを用いた発熱部２の周囲を、生体適合性があるチタン管、ステンレス管等で覆い金属被覆部３とする。生体加熱針１は、発熱部２が交流磁場で発熱する他、金属被覆部３に渦電流が発生することで、金属被覆部３も発熱し、全体として発熱特性の向上を図っている。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
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、
上記交流磁場で発熱するフェライト材料で形成された発熱部の周囲に、生体適合性のある金属材料で形成された金属被覆部を設けたことを特徴とする生体加熱針。
【請求項２】
上記フェライト材料は、ＭＦｅ２Ｏ４（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。）であることを特徴とする請求項１記載の生体加熱針。
【請求項３】
上記金属被覆部は、チタン、チタン合金、鉄を主成分とする合金の何れかであることを特徴とする請求項１又は２記載の生体加熱針。
【請求項４】
該生体加熱針の端部は、生体適合材料によって閉塞されていることを特徴とする請求項１乃至請求項３の内何れか１項記載の生体加熱針。
【請求項５】
生体内の患部に穿刺した生体加熱針を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立設してなることを特徴とする治療器具。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、交流磁場で発熱するフェライト材料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。
【背景技術】
【０００２】
本件出願人は、特許文献１に示すように、ＭｇＦｅ２Ｏ４の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。
【０００３】
ところで、このフェライト材料を用いて、患部の焼灼範囲を厳密に制御するには、フェライト材料を針状にした生体加熱針を、患部に直接穿刺することが好ましい。しかしながら、フェライト材料は、粉体であり、針状にするには、粉体のフェライト材料を成形により製造する必要がある。しかしながら、この生体加熱針は、成形体であり脆弱なため、十分に物理的な強度を確保することが困難である。また、フェライト材料は、生体適合性に乏しく、生体組織と直接、触れないようにする必要がある。
【０００４】
また、金属としては、チタンやステンレスといった生体適合性に優れた金属がある。しかしながら、チタンやステンレスは、交流磁場中における昇温特性が不十分であり、これらの金属を単独で用いて生体加熱針を形成したとしても、患部の焼灼をすることは困難である。
【０００５】
【特許文献１】国際公開第２００４／０１６３１６号パンフレット
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
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、物理的強度を十分に確保しつつ患部を焼灼するのに十分な発熱特性を得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。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
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、上記交流磁場で発熱するフェライト材料で形成された発熱部の周囲に生体適合性のある金属材料で形成された金属被覆部を設けてなるものである。
【０００８】
ここで、フェライト材料で形成された中心部の発熱部は、交流磁場を収束させて発熱する。また、金属被覆部は、発熱部の周囲に設けられることで、脆弱なフェライト材料で形成された発熱部の強度を補強すると共に、発熱部に収束された交流磁場によって渦電流が発生し、発熱部と共に全体の発熱特性の向上に寄与する。
【０００９】
なお、発熱部のフェライト材料としては、高透磁率の材料、例えばＭＦｅ２Ｏ４（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。）を用いることができる。
【００１０】
また、金属被覆部としては、チタン、チタン合金、鉄を主成分とする合金（例えば、ＳＵＳ３０４、ＳＵＳ３０４Ｌ、ＳＵＳ３１６、ＳＵＳ３１６Ｌ）等が好ましい。これらの金属材料は、比較的電気抵抗が高く、すなわち電気伝導率が低く、磁場（磁束）の浸透深さも深くなる。したがって、金属被覆部を、使用に必要な強度を確保するのに必要な厚さに形成することができる。また、これらの金属材料は、電気抵抗が高いため、発熱部によって収束された磁場（磁束）によって発生した渦電流によって、金属被覆部を発熱することができる。
【００１１】
なお、比較例として、金と銅を金属被覆部に用いたときを説明する。金や銅は、電気抵抗が低く、すなわち電気伝導率が高く、磁場（磁束）の浸透深さが浅いため、金属被覆部を薄く形成する必要があり、物理的強度等の面で金属被覆部として十分に機能しない。更に、金は、物性的に柔らかいため、物理的強度の面で金属被覆部に不向きであり、銅は、錆びやすく生体適合性の観点から補強部の材料としては不向きである。
【００１２】
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。
【００１３】
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。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、交流磁場で発熱するフェライト材料で形成された発熱部の周囲に生体適合性のある金属材料で形成された金属被覆部を設けたので、この金属被覆部によって、発熱部を補強することができ、全体として使用に十分耐え得る物理的強度を確保することができる。また、発熱部に収束された交流磁場によって、金属被覆部に渦電流が発生し、金属被覆部も発熱する。したがって、本発明に係る生体加熱針では、発熱部に加え金属被覆部も発熱するので、全体として発熱特性の向上を図ることができ、患部の焼灼に十分な温度を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
以下、本発明を適用した生体加熱針ついて図面を参照して説明する。
【００１６】
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、中心部に、高透磁率のフェライト材料で発熱部２が設けられ、この発熱部２の周囲に、発熱部２を補強する金属被覆部３が設けられている。
【００１７】
ここで、発熱部２は、ＭＦｅ２Ｏ４（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。）といった高透磁率のフェライト材料で形成されている。また、金属被覆部３は、生体適合性のある金属材料で形成され、脆弱な発熱部２を補強する。この金属被覆部３は、金属材料で形成されることによって、発熱部２に収束された磁場（磁束）によって渦電流が発生し、発熱部２の発熱と共に自らも発熱し、全体としての発熱効率を向上させている。
【００１８】
ここで、金属被覆部３は、生体適合性を有することに加え、更に、比較的電気抵抗の高いチタン管やステンレス管を用いることが好ましい。比較的電気抵抗の高いチタン管やステンレス管は、同時に、電気伝導率が低く、磁場（磁束）の浸透深さが深い。したがって、金属被覆部３は、チタン管やステンレス管を用いることで、生体加熱針１の物理的強度確保に必要な所定の厚みに形成することができる。また、チタン管やステンレス管は、電気抵抗が高いため、発熱部２によって収束された磁場（磁束）によって発生した渦電流によって、金属被覆部３を発熱することができる。
【００１９】
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。
【００２０】
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を加熱することによって患部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。
【００２１】
ここで、図３は、金属被覆部３となる各種金属管に発熱部２のフェライト材料であるＭｇＦｅ２Ｏ４を充填し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。
【００２２】
・線１０１
金属被覆部３となるスーパーインバー合金管に、発熱部２となる１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を充填したものであり、本発明の比較例である。なお、使用したスーパーインバー合金管の詳細は、次の通りである。
【００２３】
組成：Ｎｉ・・・３１％，Ｃｏ・・・４〜６％，Ｍｎ・・・０．３〜０．４％，Ｃ・・・０．０７％，Ｆｅ・・・残り（Ｂａｌａｎｃｅ）
長さ：２０ｍｍ，重量：２３０．０ｍｇ，外径：２．０ｍｍ，内径：１．６ｍｍ
厚さ０．２ｍｍ
また、使用したスーパーインバー合金管には、１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を、７７．９ｍｇ充填した。
【００２４】
・線１０２
金属被覆部３となるチタン管に、発熱部２となる１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を充填したものであり、本発明の実施例である。なお、使用したチタン管の詳細は、次の通りである。
【００２５】
組成：Ｔｉ・・・９９．５％、残り・・・他の不純物元素
長さ：２０ｍｍ，重量：３６．６ｍｇ，外径：１．４ｍｍ，内径：１．２ｍｍ
厚さ０．１ｍｍ
また、使用したチタン管には、１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を、４８．０ｍｇ充填した。
【００２６】
・線１０３
金属被覆部３となる白金管に、発熱部２となる１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を充填したものであり、本発明の比較例である。なお、使用した白金管の詳細は、次の通りである。
【００２７】
長さ：２０ｍｍ，重量：９２．７ｍｇ，外径：２．０ｍｍ，内径：１．８ｍｍ
厚さ０．１ｍｍ
また、使用した白金管には、１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を、９２．７ｍｇ充填した。
【００２８】
・線１０４
アルミニウム管に１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を充填したものであり、本発明の比較例である。なお、使用したアルミニウム管の詳細は、次の通りである。
【００２９】
長さ：２０ｍｍ，重量：６７．８ｍｇ，外径：２．０ｍｍ，内径：１．６ｍｍ
厚さ０．２ｍｍ
また、使用したアルミニウム管には、１１００℃で焼結したＭｇＦｅ２Ｏ４を、７５．５ｍｇ充填した。
【００３０】
図３の線１０２より、金属被覆部３にチタン管を用いると、癌等治療に必要な温度に生体加熱針を加熱することができることが分かる。なお、図では、水温を示していることから、各生体加熱針そのものの温度より低めの温度を示している。線１０１のスーパーインバー合金管は、発熱特性は良好であるが、コバルトを含有しており、生体適合性の面から不向きであるため、比較例としている。また、線１０３の白金管や線１０４のアルミニウム管を用いたときには、加熱温度が、チタン管より低く、治療に必要な温度に満たないことが分かる。なお、スーパーインバー合金管は、生体適合性の条件を除けば、発熱特性が良く、優れた材料といえる。
【００３１】
なお、図３には図示していないが、ＭｇＦｅ２Ｏ４の粉体をこれまでの充填量とほぼ同じ約１００ｍｇを使用して針状に成形したフェライトを１０ｍｌの水に浸漬し、３７０ｋＨｚ、１４０Ｗの条件で交流磁場を印加したときの水温の温度上昇は１℃程度である。これは、比較例となっている線１０４のアルミニウム管程度の温度上昇である。このことからも、金属被覆部３にチタン管を用いた線１０２に示す生体加熱針は、極めて高い温度まで発熱することが分かる。また、フェライト材料のみの場合は、更に多くのフェライト材料を用いて、焼灼温度まで上げる必要がある。金属被覆部３にチタン管を用いた生体加熱針では、従来より少ないフェライト材料で焼灼温度まで発熱させることができる。
【００３２】
図４は、金属被覆部３として用いられる空芯のスーパーインバー合金管とチタン管の加熱実験結果を示す。すなわち、内部にフェライト材料を充填しない状態の金属管の温度特性である。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。
【００３３】
・線１１１
空芯のスーパーインバー合金管の温度特性を示す。なお、使用したスーパーインバー合金管の詳細は、次の通りである。
【００３４】
組成：Ｎｉ・・・３１％，Ｃｏ・・・４〜６％，Ｍｎ・・・０．３〜０．４％，Ｃ・・・０．０７％，Ｆｅ・・・残り（Ｂａｌａｎｃｅ）
長さ：２０ｍｍ，重量：２２８．９ｍｇ，外径：２．０ｍｍ，内径：１．６ｍｍ
厚さ０．２ｍｍ
【００３５】
・線１１２
本発明に用いる空芯のチタン管の温度特性を示す。なお、使用したチタン管の詳細は、次の通りである。
【００３６】
組成：Ｔｉ・・・９９．５％、残り・・・他の不純物元素
長さ：２０ｍｍ，重量：３７．７ｍｇ，外径：１．４ｍｍ，内径：１．２ｍｍ
厚さ０．１ｍｍ
【００３７】
図４の線１１２より空芯のチタン管は、スーパーインバー合金管に比べ極めて温度が低く、また、初期段階からの温度変化が認められない。しかし、図３の線１０２の特性を見ると、温度上昇が認められる。これは、発熱部２のフェライト材料の発熱に加え、フェライト材料の発熱部２に磁束が収束し、磁束密度が高くなることによって、チタン管にも渦電流が発生し、チタン管そのものも発熱しているためである。なお、スーパーインバー合金管にあっては、単体で、発熱特性が良好であることが確認できる。
【００３８】
図５は、金属被覆部３となるチタン管に、発熱部２となるＭｇＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填し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。また、ここで使用したチタン管は、上記図３の線１０２で用いたチタン管である。
【００３９】
線１２１は、本発明の実施例であり、チタン管にＭｇＦｅ２Ｏ４を、５０．７ｍｇ充填したときの特性を示し、線１２２は、本発明の比較例であり、チタン管にＳｒＦｅ２Ｏ４を５６．８ｍｇ充填したときの特性を示す。
【００４０】
図５の線１２１より、チタン管とＭｇＦｅ２Ｏ４の組み合わせでは、癌等治療に必要な温度に生体加熱針を加熱することができることが分かる。また、ＳｒＦｅ２Ｏ４を用いたときには、温度上昇が発現せず、治療に十分な加熱温度を得ることができないことが分かる。
【００４１】
図６は、金属被覆部３となるチタン管に、発熱部２となるＮｉＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填し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。また、ここで使用したチタン管は、上記図３の線１０２で用いたチタン管である。
【００４２】
線１２３は、本発明の実施例であり、チタン管にＮｉＦｅ２Ｏ４を６７．１ｍｇ充填したときの特性を示し、線１２２は、本発明の比較例であり、図５と同じくチタン管にＳｒＦｅ２Ｏ４を充填したときの特性を示す。
【００４３】
図６の線１２３より、チタン管とＮｉＦｅ２Ｏ４の組み合わせでも、癌等治療に必要な温度に生体加熱針を加熱することができることが分かる。
【００４４】
図７は、金属被覆部３となるチタン管に発熱部２となるＦｅＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填し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。また、ここで使用したチタン管は、上記図３の線１０２で用いたチタン管である。
【００４５】
線１２４は、本発明の実施例であり、チタン管にＦｅＦｅ２Ｏ４を７５．４ｍｇ充填したときの特性を示し、線１２２は、本発明の比較例であり、図５と同じくチタン管にＳｒＦｅ２Ｏ４を充填したときの特性を示す。
【００４６】
図７の線１２４より、チタン管とＦｅＦｅ２Ｏ４の組み合わせでも、癌等治療に必要な温度に生体加熱針を加熱することができることが分かる。
【００４７】
図８は、金属被覆部３となるチタン管に発熱部２となるＣｕＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填し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。また、ここで使用したチタン管は、上記図３の線１０２で用いたチタン管である。
【００４８】
線１２５は、本発明の実施例であり、チタン管にＣｕＦｅ２Ｏ４を７２．８ｍｇ充填したときの特性を示し、線１２２は、本発明の比較例であり、図５と同じくチタン管にＳｒＦｅ２Ｏ４を充填したときの特性を示す。
【００４９】
図８の線１２５より、チタン管とＣｕＦｅ２Ｏ４の組み合わせでも、癌等治療に必要な温度に生体加熱針を加熱することができることが分かる。また、図５乃至図８より、ＭｇＦｅ２Ｏ４、ＮｉＦｅ２Ｏ４、ＦｅＦｅ２Ｏ４、ＣｕＦｅ２Ｏ４は、ほぼ同じ温度特性を有することが分かる。
【００５０】
以上、図３乃至図８の実験結果より、金属被覆部３にチタン管を用い、発熱部２に、フェライト材料として、ＭｇＦｅ２Ｏ４、ＮｉＦｅ２Ｏ４、ＦｅＦｅ２Ｏ４、ＣｕＦｅ２Ｏ４の何れかを用いることによって、治療に必要な適当な温度に加熱が可能であることが確認できる。すなわち、本発明が適用された生体加熱針１では、交流磁界が印加されることで、高透磁率のフェライト材料でなる発熱部２に磁界が収束されることによって発熱部２が発熱し、更に、金属被覆部３に渦電流が発生し、金属被覆部３自身も発熱することによって、全体として発熱効率を高めることができる。
【００５１】
なお、金属被覆部３は、純チタンの他、チタン合金であっても、上述の効果を得ることができる。
【００５２】
また、本発明では、金属被覆部３として、チタン管に代わって鉄を主成分とする合金、例えばステンレス管を用いても同様な効果を得ることができる。図９は、金属被覆部３となるステンレス管に発熱部２となるＭｇＦｅ２Ｏ４を充填し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。また、ここで使用したステンレス管は、次の通りである。
【００５３】
ＳＵＳ３０４（組成：Ｃｒ・・・１８％，Ｎｉ・・・８％）
長さ：２０ｍｍ，重量：５０．２ｍｇ，外径：１．７４ｍｍ，内径：１．６ｍｍ
厚さ：０．０７ｍｍ
線１３１は、ＳＵＳ３０４のステンレス管にＭｇＦｅ２Ｏ４を９５．９ｍｇ充填したときの特性を示す。線１３１より、ステンレス管とＭｇＦｅ２Ｏ４の組み合わせでも、金属被覆部３にチタン管を用いたときと同様又はそれ以上に昇温し、癌等治療に必要な温度に生体加熱針を加熱することができることが分かる。また、線１３２は、フェライト材料を充填していない空芯のステンレス管の特性を示している。線１３２によれば、ステンレス管も、チタン管と同様な温度特性を示していることが分かる（図４の線１１２参照）。したがって、金属被覆部３にステンレス管を用い、内部にフェライト材料を充填した生体加熱針も、チタン管にフェライト材料を充填した生体加熱針と同様な原理で発熱していることが分かる。
【００５４】
なお、ステンレス管としては、ＳＵＳ３０４Ｌ、ＳＵＳ３１６、ＳＵＳ３１６Ｌ等であってもＳＵＳ３０４と同様な効果を得ることができる。
【００５５】
次に、本発明を適用した生体加熱針１の具体的構成について図１０を参照して説明する。図１０（Ａ）に示すように、本発明を適用した生体加熱針１ａは、中空の金属被覆部３ａの内部にフェライト材料を充填して発熱部２を形成し、一端を、フッ素系樹脂（テフロン、登録商標）等の生体適合性材料で形成された先鋭の針部４ａで閉塞し、他端を、同じく生体適合性材料で形成された蓋部５ａで閉塞して設けることができる。なお、生体適合性材料としては、他に、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ても良い。
【００５６】
また、図１０（Ｂ）に示すように、本発明を適用した生体加熱針１ｂは、金属被覆部３ｂの周囲６及び針部４ｂを一体的に生体適合性材料を成形等により覆い、金属被覆部３ｂの他端部を、別体の生体適合性材料で形成された蓋部５ｂで閉塞するようにしても良い。
【００５７】
更に、図１０（Ｃ）に示すように、本発明を適用した生体加熱針１ｃは、金属被覆部３ｃの一端部を斜めに切断し、針部４ｃとし、一端部の開口部を生体適合性材料を充填して蓋体７とし、他端を、生体適合性材料で形成された蓋部５ｃで閉塞するようにしても良い。
【００５８】
更に、図１０（Ｄ）に示すように、本発明を適用した生体加熱針１ｄは、金属被覆部３ｄの一端を絞り加工して針部４ｄとし、金属被覆部３ｄの他端部を、別体の生体適合性材料で形成された蓋部５ｄで閉塞するようにしても良い。
【００５９】
更に、図１０（Ｅ）に示すように、本発明を適用した生体加熱針１ｅは、金属被覆部３ｅの両端部を絞り加工によって閉塞し、一端部を針部４ｅとし，他端部を蓋部５ｅとしても良い。
【００６０】
以上のように、図１０（Ａ）〜図１０（Ｅ）に示した生体加熱針１ａ〜１ｅ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。
【００６１】
図１１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、子宮頸癌の大きさによって適宜決定される。
【００６２】
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。
【図面の簡単な説明】
【００６３】
【図１】本発明を適用した生体加熱針を示す図であり、（Ａ）は、斜視図、（Ｂ）は、断面図である。
【図２】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。
【図３】各種金属管にフェライト材料であるＭｇＦｅ２Ｏ４を充填した生体加熱針の加熱実験結果を示す図である。
【図４】空芯のスーパーインバー合金管とチタン管の加熱実験結果を示す図である。
【図５】チタン管にフェライト材料としてＭｇＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填した生体加熱針の加熱実験結果を示す図である。
【図６】チタン管にフェライト材料としてＮｉＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填した生体加熱針の加熱実験結果を示す図である。
【図７】チタン管にフェライト材料としてＦｅＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填した生体加熱針の加熱実験結果を示す図である。
【図８】チタン管にフェライト材料としてＣｕＦｅ２Ｏ４及びＳｒＦｅ２Ｏ４を充填した生体加熱針の加熱実験結果を示す図である。
【図９】ステンレス管にフェライト材料としてＭｇＦｅ２Ｏ４を充填した生体加熱針の加熱実験結果及び空芯のステンレス管の加熱実験結果を示す図である。
【図１０】生体加熱針の変形例を示す断面図である。
【図１１】本発明を適用した治療器具の斜視図である。
【符号の説明】
【００６４】
１，１ａ〜１ｅ  生体加熱針、２  発熱部、３  金属被覆部、１０ａ  生体、１０ｂ  患部、１１  加熱装置、１２  誘導コイル
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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