JP4002957B2 - 生体加熱針及びこれを用いた治療器具 - Google Patents

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。

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。

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。

国際公開第２００４／０１６３１６号パンフレット 特開昭５５−１６０７２０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、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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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）。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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、（Ｃ）及び（Ｄ）は、変形例の斜視図である。 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。 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３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。 本発明を適用した治療器具の斜視図である。

符号の説明

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

Claims (6)

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を、上記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、
   上記針管の空芯部と連続した端部の穴部を上記針管とは別の生体適合材料により閉塞し、上記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ことを特徴とする生体加熱針。
2. 上記発熱部は、鉄を含む合金からなることを特徴とする請求項１記載の生体加熱針。
3. 上記発熱部は、鉄、コバルト、ニッケルのうちいずれか１つの単一元素からなる強磁性金属により形成されることを特徴とする請求項１記載の生体加熱針。
4. 上記針管は、ステンレス又はチタンにより形成されることを特徴とする請求項１乃至請求項３の何れか１項記載の生体加熱針。
5. 上記針管には、針基側に突部が設けられていることを特徴とする請求項１乃至請求項４の何れか１項記載の生体加熱針。
6. 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小さくする１００ｋＨｚ〜１ＭＨｚ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５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。

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