JP4076019B2 - 生体組織処理用電極棒 - Google Patents
生体組織処理用電極棒 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4076019B2 JP4076019B2 JP2003065691A JP2003065691A JP4076019B2 JP 4076019 B2 JP4076019 B2 JP 4076019B2 JP 2003065691 A JP2003065691 A JP 2003065691A JP 2003065691 A JP2003065691 A JP 2003065691A JP 4076019 B2 JP4076019 B2 JP 4076019B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- biological tissue
- heat
- core wire
- electromagnetic radiation
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
- A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
- A61B18/14—Probes or electrodes therefor
- A61B18/1402—Probes for open surgery
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
- A61B2018/00053—Mechanical features of the instrument of device
- A61B2018/00059—Material properties
- A61B2018/00071—Electrical conductivity
- A61B2018/00083—Electrical conductivity low, i.e. electrically insulating
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Plasma & Fusion (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Surgical Instruments (AREA)
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、電磁波放射電極の先端部表面から放射した近傍電磁界中の電磁エネルギーの作用の下で、当該近傍電磁界中の生体組織に対し、気化，切開，切除，凝固および止血等の処理を行うことができるようにした、生体組織処理装置に関し、特に、その電磁波放射電極を備えた生体組織処理用電極棒に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、電磁波電極を有する生体組織処理装置では、図８に示すように、高帯域のラジオ周波数、例えば８ＭＨｚ〜６０ＭＨｚの周波数の高周波電流を発生する高周波電源部１を備え、この高周波電源部１から供給される高周波電流は、インピーダンスのマッチングを行うマッチングユニット３および高周波電流ケーブル11を介して電磁波放射電極５へ送られるようになっている。
【０００３】
高周波電流ケーブル11は、芯線２と同芯線２を絶縁材を介して同軸状に取り囲むシールドチューブ６とを有し、芯線２の基端側が、マッチングユニット３を介して高周波電源部１の一方の電極の端子７ａに接続されるとともに、シールドチューブ６の基端側が、マッチングユニット３および導線７を介して高周波電源部１の他方の電極の端子７ｂに接続されている。そして、電磁波放射電極５が、芯線２の先端部においてソケット11ａを介し着脱可能の芯線２ａの先端に設けられている。
なお、図８において、符号８は生体組織を示し、９は生体組織の局部を示し、10は電磁波放射部を示している。
【０００４】
ところで、電磁波放射電極５および芯線２ａを有する従来の生体組織処理用電極棒は、図９および図１０に示すようにステンレス鋼製の電極５に接続された小径の可撓性金属芯線２ａから大径の剛性金属棒状芯線２ｂにわたって耐熱性コーティング層12を施されているが、その使用時に超高温（約２００°Ｃ）となる電極５に対しては、絶縁層12の先端12ａが焼損を避けるため数ｍｍ程度離隔するように配設されている。このため従来の電極棒では電極５の近傍において露出した芯線２ａが存在するようになり、この露出部分も使用時には高温の表面を有するので、生体組織における処理目的の部位以外にも上記芯線の露出部分が接触して焼灼作用を行うおそれがあり、その使用に熟練を要するという不具合がある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで本発明は、電極に接続された芯線について、同電極の根元部分まで十分に熱絶縁を施せるようにすることにより、外科手術を適切に行えるようにした生体組織処理用電極棒を提供することを課題とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
前述の課題を解決するため、本発明の生体組織処理用電極棒は、先端に電磁波放射電極を有し所要形状に曲げて使用しうる小径の可撓性金属芯線の外周に、耐熱性の非金属短管が同短管の先端で上記電磁波放射電極の根元部分を覆うようにして緩やかに装着されるとともに、同短管の上記電磁波放射電極から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管を固定する第１の耐熱性コーティング層が上記小径の可撓性金属芯線の外周に施され、上記小径の可撓性金属芯線に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線にも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして第２の耐熱性コーティング層が施されて、同第２の耐熱性コーティング層が前記第１の耐熱性コーティング層と一体に施されたことを特徴としている。
【０００７】
上述の本発明の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【０００８】
そして、上記耐熱性の非金属短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線を覆う第１の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【０００９】
また、上記小径の金属芯線の部分については、第１の耐熱性コーティング層で端部を固定される上記短管の直前位置まで、医師が使いやすいように弯曲させて用いることが可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００１０】
このようにして、使用時には上記電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電極がボール状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。そしてボール状の電極が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００１１】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がニードル状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００１２】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がブレード状に形成されたことを特徴としており、これにより電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００１３】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がリング状に形成されたことを特徴としており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００１４】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極が鎌状に形成されたことを特徴としており、これによりリング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００１５】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されたことを特徴としており、これにより上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００１６】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記小径の可撓性金属芯線の太さが直径０.７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１.１ｍｍに設定されて、上記第１および第２の耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されたことを特徴としている。
【００１７】
上述の寸法および材質を備えた本発明の生体組織処理用電極棒では、上記可撓性金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
【００１８】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性の非金属短管の材質がセラミックであることを特徴としており、これにより電極根元部に接続する金属芯線の表面が適切に熱遮蔽されて、電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００１９】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性の非金属短管の材質がポリイミドであることを特徴としており、ポリイミドの耐熱性により前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により安価に提供できるようになる利点が得られる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施形態について説明すると、図１は本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図、図２は図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図であり、図３は本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図４は本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図５は本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図６は本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図７は本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【００２１】
まず、本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒について説明すると、図１および図２に示すように、先端にステンレス鋼製の球状体（直径１〜２ｍｍ）としてのボール状電磁波放射電極13を有する小径（直径０.７ｍｍ）の可撓性金属芯線14の先端部外周に、電極13の球面状の根元部分を覆うようにして耐熱性非金属短管15（長さ３ｍｍ〜１.１ｍｍ）が緩やかに装着されており同短管15の材質としてはセラミックまたはポリイミドが用いられる。
【００２２】
また、短管15の電極13から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管15を固定する第１の耐熱性コーティング層16が、同短管 15 を可撓性金属芯線 14 へ固定するため、短管 15 の外周から可撓性金属芯線14の外周へわたって施されている。
そして、可撓性金属芯線14に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線14ａにも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして第２の耐熱性コーティング層16ａが第１のコーティング層16と一体に施されている。
なお、耐熱性の各コーティング層16，16ａの材質としては、フッ素系樹脂としての四フッ化エチレン（ポリテトラフルオロエチレン）が用いられる。
【００２３】
上述の本実施形態の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極13に接続される小径の金属芯線14の外周に装着された耐熱性非金属短管15が、芯線14の先端における電磁波電極13の球面状の根元部を覆うので、使用時に超高温となる電極13に直近の芯線14が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより電極13を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【００２４】
そして、耐熱性短管15は小径の芯線14に緩やかに装着されているので、同芯線14が熱膨張により直径を増加しても、短管15の割れを生じることはなく、しかも同短管15は、芯線14の第１の耐熱性コーティング層16で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【００２５】
また、小径の金属芯線14のうち短管 15 で覆われていない部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることが可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００２６】
このようにして、使用時には電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本実施形態の生体組織処理用電極棒は、電極13がボール状に形成されたことにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。またボール状電極13が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われるので、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００２７】
また、本発明の第２実施形態では、図３に示すように、電磁波放射電極13ａがニードル状に形成されており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極13ａの生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００２８】
さらに、本発明の第３実施形態では、図４に示すように、電磁波放射電極13ｂがブレード状に形成されており、これにより電極13ｂの生体組織に対する接触面積が著しく広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００２９】
また、本発明の第４実施形態では、図５に示すように、電磁波放射電極13ｃがリング状に形成されており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極13ｃの生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００３０】
さらに、本発明の第５実施形態では、図６に示すように、電磁波放射電極13ｄが鎌状に形成されており、これによりリング状電極13ｃの場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極13ｄの先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００３１】
また、本発明の第６実施形態では、図７に示すように、電磁波放射電極13ｅがナイフ型に形成されており、これにより前述の図３に示したニードル状電極13ａの特性と図４に示したブレード状電極13ｂの特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００３２】
なお、図３〜７に示した各実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極13ａ，13ｂ，・・・13ｅ以外の構造部分については、図１および図２に示した第１実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極13以外の構造部分と全く同様に構成される。
【００３３】
このようにして、本発明の各実施形態の生体組織処理用電極棒においては、小径の金属芯線14の太さが直径０.７ｍｍに設定され、耐熱性非金属短管15の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１.１ｍｍに設定されて、耐熱性コーティング層16，16ａが四フッ化エチレンにより形成されているので、使い勝手がよくなり、頭蓋骨の内部の奥深い部位での手術などに好適のものとなる。
【００３４】
また、本発明の実施形態では、耐熱性非金属短管15の材質がセラミックとされるので、これにより電極13，13ａ〜13ｅの根元部に接続する金属芯線14の表面を適切に熱遮蔽して電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００３５】
さらに、本発明の実施形態の生体組織処理用電極棒において、耐熱性非金属短管15の材質をポリイミドにすると、セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により作りやすくなるので、コストダウンをもたらす利点が得られるようになる。
【００３６】
【発明の効果】
以上詳述したように、本発明の生体組織処理用電極棒によれば次のような効果が得られる。
(1) 電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。そして、上記耐熱性短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線の第１の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。また、上記小径の金属芯線のうち上記短管で覆われていない同短管直前の位置までの部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることが可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
(2) 上記電磁波放射電極がボール状に形成されることにより、生体組織の蒸散に適切に使用することができ、特にボール状電極が広い面積で生体組織に接触して、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
(3) 上記電磁波放射電極がニードル状に形成されることにより、生体組織の切開に適切に使用することができ、特にニードル状電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
(4) 上記電磁波放射電極がブレード状に形成されると、電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
(5) 上記電磁波放射電極がリング状に形成されると、出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
(6) 上記電磁波放射電極が鎌型に形成されると、リング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
(7) 上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されると、上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。(8) 上記小径の金属芯線の太さが直径０.７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１.１ｍｍに設定されて、上記耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されていると、上記金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
(9) 上記耐熱性非金属短管の材質をセラミックにすると、上記電磁波放射電極の根元部に接続する金属芯線の表面を適切に熱遮蔽することが可能になり、これにより電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
(10) 上記耐熱性非金属短管の材質をポリイミドにすると、前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、セラミックよりもすぐれた工作性により製品のコストダウンをもたらす利点が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図である。
【図２】 図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【図３】 本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図４】 本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図５】 本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図６】 本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図７】 本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図８】 従来の生体組織処理装置の概略構成を示す説明図である。
【図９】 従来の生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図１０】 図９の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【符号の説明】
１ 高周波電源部
２ 芯線
２ａ 小径の金属芯線
３ マッチングユニット
４ プローブ
５ 電磁波放射電極
６ シールドチューブ
７ 導線
７ａ，７ｂ 端子
８ 生体組織
９ 生体組織の局部
10 電磁波放射部
11 高周波電流ケーブル
12 耐熱性コーティング層
13，13ａ〜13ｅ 電極
14 小径の金属芯線
14ａ 大径の金属芯線
15 短管
16 第１の耐熱性コーティング層
16ａ 第２の耐熱性コーティング層
【発明の属する技術分野】
本発明は、電磁波放射電極の先端部表面から放射した近傍電磁界中の電磁エネルギーの作用の下で、当該近傍電磁界中の生体組織に対し、気化，切開，切除，凝固および止血等の処理を行うことができるようにした、生体組織処理装置に関し、特に、その電磁波放射電極を備えた生体組織処理用電極棒に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、電磁波電極を有する生体組織処理装置では、図８に示すように、高帯域のラジオ周波数、例えば８ＭＨｚ〜６０ＭＨｚの周波数の高周波電流を発生する高周波電源部１を備え、この高周波電源部１から供給される高周波電流は、インピーダンスのマッチングを行うマッチングユニット３および高周波電流ケーブル11を介して電磁波放射電極５へ送られるようになっている。
【０００３】
高周波電流ケーブル11は、芯線２と同芯線２を絶縁材を介して同軸状に取り囲むシールドチューブ６とを有し、芯線２の基端側が、マッチングユニット３を介して高周波電源部１の一方の電極の端子７ａに接続されるとともに、シールドチューブ６の基端側が、マッチングユニット３および導線７を介して高周波電源部１の他方の電極の端子７ｂに接続されている。そして、電磁波放射電極５が、芯線２の先端部においてソケット11ａを介し着脱可能の芯線２ａの先端に設けられている。
なお、図８において、符号８は生体組織を示し、９は生体組織の局部を示し、10は電磁波放射部を示している。
【０００４】
ところで、電磁波放射電極５および芯線２ａを有する従来の生体組織処理用電極棒は、図９および図１０に示すようにステンレス鋼製の電極５に接続された小径の可撓性金属芯線２ａから大径の剛性金属棒状芯線２ｂにわたって耐熱性コーティング層12を施されているが、その使用時に超高温（約２００°Ｃ）となる電極５に対しては、絶縁層12の先端12ａが焼損を避けるため数ｍｍ程度離隔するように配設されている。このため従来の電極棒では電極５の近傍において露出した芯線２ａが存在するようになり、この露出部分も使用時には高温の表面を有するので、生体組織における処理目的の部位以外にも上記芯線の露出部分が接触して焼灼作用を行うおそれがあり、その使用に熟練を要するという不具合がある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
そこで本発明は、電極に接続された芯線について、同電極の根元部分まで十分に熱絶縁を施せるようにすることにより、外科手術を適切に行えるようにした生体組織処理用電極棒を提供することを課題とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
前述の課題を解決するため、本発明の生体組織処理用電極棒は、先端に電磁波放射電極を有し所要形状に曲げて使用しうる小径の可撓性金属芯線の外周に、耐熱性の非金属短管が同短管の先端で上記電磁波放射電極の根元部分を覆うようにして緩やかに装着されるとともに、同短管の上記電磁波放射電極から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管を固定する第１の耐熱性コーティング層が上記小径の可撓性金属芯線の外周に施され、上記小径の可撓性金属芯線に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線にも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして第２の耐熱性コーティング層が施されて、同第２の耐熱性コーティング層が前記第１の耐熱性コーティング層と一体に施されたことを特徴としている。
【０００７】
上述の本発明の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【０００８】
そして、上記耐熱性の非金属短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線を覆う第１の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【０００９】
また、上記小径の金属芯線の部分については、第１の耐熱性コーティング層で端部を固定される上記短管の直前位置まで、医師が使いやすいように弯曲させて用いることが可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００１０】
このようにして、使用時には上記電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電極がボール状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。そしてボール状の電極が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００１１】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がニードル状に形成されたことを特徴としており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００１２】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がブレード状に形成されたことを特徴としており、これにより電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００１３】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がリング状に形成されたことを特徴としており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００１４】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極が鎌状に形成されたことを特徴としており、これによりリング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００１５】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されたことを特徴としており、これにより上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００１６】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、上記小径の可撓性金属芯線の太さが直径０.７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１.１ｍｍに設定されて、上記第１および第２の耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されたことを特徴としている。
【００１７】
上述の寸法および材質を備えた本発明の生体組織処理用電極棒では、上記可撓性金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
【００１８】
また、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性の非金属短管の材質がセラミックであることを特徴としており、これにより電極根元部に接続する金属芯線の表面が適切に熱遮蔽されて、電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００１９】
さらに、本発明の生体組織処理用電極棒は、前記耐熱性の非金属短管の材質がポリイミドであることを特徴としており、ポリイミドの耐熱性により前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により安価に提供できるようになる利点が得られる。
【００２０】
【発明の実施の形態】
以下、図面により本発明の実施形態について説明すると、図１は本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図、図２は図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図であり、図３は本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図４は本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図５は本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図６は本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図、図７は本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【００２１】
まず、本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒について説明すると、図１および図２に示すように、先端にステンレス鋼製の球状体（直径１〜２ｍｍ）としてのボール状電磁波放射電極13を有する小径（直径０.７ｍｍ）の可撓性金属芯線14の先端部外周に、電極13の球面状の根元部分を覆うようにして耐熱性非金属短管15（長さ３ｍｍ〜１.１ｍｍ）が緩やかに装着されており同短管15の材質としてはセラミックまたはポリイミドが用いられる。
【００２２】
また、短管15の電極13から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管15を固定する第１の耐熱性コーティング層16が、同短管 15 を可撓性金属芯線 14 へ固定するため、短管 15 の外周から可撓性金属芯線14の外周へわたって施されている。
そして、可撓性金属芯線14に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線14ａにも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして第２の耐熱性コーティング層16ａが第１のコーティング層16と一体に施されている。
なお、耐熱性の各コーティング層16，16ａの材質としては、フッ素系樹脂としての四フッ化エチレン（ポリテトラフルオロエチレン）が用いられる。
【００２３】
上述の本実施形態の生体組織処理用電極棒では、電磁波放射電極13に接続される小径の金属芯線14の外周に装着された耐熱性非金属短管15が、芯線14の先端における電磁波電極13の球面状の根元部を覆うので、使用時に超高温となる電極13に直近の芯線14が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより電極13を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。
【００２４】
そして、耐熱性短管15は小径の芯線14に緩やかに装着されているので、同芯線14が熱膨張により直径を増加しても、短管15の割れを生じることはなく、しかも同短管15は、芯線14の第１の耐熱性コーティング層16で固定されることにより、みだりに動くことはない。
【００２５】
また、小径の金属芯線14のうち短管 15 で覆われていない部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることが可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
【００２６】
このようにして、使用時には電磁波放射電極による生体組織の処理が行われるが、本実施形態の生体組織処理用電極棒は、電極13がボール状に形成されたことにより生体組織の蒸散に適切に使用することができる。またボール状電極13が広い面積で生体組織に接触し、徐々に蒸散が行われるので、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
【００２７】
また、本発明の第２実施形態では、図３に示すように、電磁波放射電極13ａがニードル状に形成されており、これにより生体組織の切開に適切に使用することができる。そして、電極13ａの生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
【００２８】
さらに、本発明の第３実施形態では、図４に示すように、電磁波放射電極13ｂがブレード状に形成されており、これにより電極13ｂの生体組織に対する接触面積が著しく広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
【００２９】
また、本発明の第４実施形態では、図５に示すように、電磁波放射電極13ｃがリング状に形成されており、これにより出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極13ｃの生体組織に対する接触面積が少ないので熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
【００３０】
さらに、本発明の第５実施形態では、図６に示すように、電磁波放射電極13ｄが鎌状に形成されており、これによりリング状電極13ｃの場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極13ｄの先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
【００３１】
また、本発明の第６実施形態では、図７に示すように、電磁波放射電極13ｅがナイフ型に形成されており、これにより前述の図３に示したニードル状電極13ａの特性と図４に示したブレード状電極13ｂの特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。
【００３２】
なお、図３〜７に示した各実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極13ａ，13ｂ，・・・13ｅ以外の構造部分については、図１および図２に示した第１実施形態の生体組織処理用電極棒における電磁波放射電極13以外の構造部分と全く同様に構成される。
【００３３】
このようにして、本発明の各実施形態の生体組織処理用電極棒においては、小径の金属芯線14の太さが直径０.７ｍｍに設定され、耐熱性非金属短管15の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１.１ｍｍに設定されて、耐熱性コーティング層16，16ａが四フッ化エチレンにより形成されているので、使い勝手がよくなり、頭蓋骨の内部の奥深い部位での手術などに好適のものとなる。
【００３４】
また、本発明の実施形態では、耐熱性非金属短管15の材質がセラミックとされるので、これにより電極13，13ａ〜13ｅの根元部に接続する金属芯線14の表面を適切に熱遮蔽して電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
【００３５】
さらに、本発明の実施形態の生体組織処理用電極棒において、耐熱性非金属短管15の材質をポリイミドにすると、セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、プラスチック材としてのポリイミドのすぐれた工作性により作りやすくなるので、コストダウンをもたらす利点が得られるようになる。
【００３６】
【発明の効果】
以上詳述したように、本発明の生体組織処理用電極棒によれば次のような効果が得られる。
(1) 電磁波放射電極に接続される小径の金属芯線の外周に装着された耐熱性非金属短管が、上記芯線の先端における電磁波放射電極の根元部を覆うので、使用時に超高温となる上記電極に直近の上記芯線が高温状態で露出するのを防止できるようになり、これにより上記電極を用いた生体組織の切開などの処理が適切に行われるようになる。そして、上記耐熱性短管は上記小径の芯線に緩やかに装着されているので、同芯線が熱膨張により直径を増加しても、上記短管の割れを生じることはなく、しかも同短管は、上記芯線の第１の耐熱性コーティング層で固定されることにより、みだりに動くことはない。また、上記小径の金属芯線のうち上記短管で覆われていない同短管直前の位置までの部分については、医師が使いやすいように弯曲させて用いることが可能であり、これにより生体組織の部位の形状等に応じて適切な処理が可能になる。
(2) 上記電磁波放射電極がボール状に形成されることにより、生体組織の蒸散に適切に使用することができ、特にボール状電極が広い面積で生体組織に接触して、徐々に蒸散が行われることにより、熱伝導による凝固域を大きくできて、止血機能が高くなるという利点が得られる。
(3) 上記電磁波放射電極がニードル状に形成されることにより、生体組織の切開に適切に使用することができ、特にニードル状電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱の拡がりが少なく、シャープに切開できるようになり、神経に近い部分など、熱の拡散を抑えたい部分の蒸散をニードル先端部で行うこともできる。
(4) 上記電磁波放射電極がブレード状に形成されると、電極の生体組織に対する接触面積が広くなるので、熱伝導による凝固を伴った切開に適切に用いることができる。
(5) 上記電磁波放射電極がリング状に形成されると、出血が比較的少ない生体組織を大きく切除する場合に効率よく使用することができる。そして、電極の生体組織に対する接触面積が少ないので、熱凝固をあまり生じないという特性が得られる。
(6) 上記電磁波放射電極が鎌型に形成されると、リング状電極の場合と同様に生体組織を大きく切除できる半面、生体組織との接触面積が広いので多少熱凝固を伴う特性があり、電極先端の弯曲した部分の曲面で蒸散を行える特性も得られる。
(7) 上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されると、上述のニードル状電極の特性とブレード状電極の特性とを合わせたような使い勝手が得られるようになる。(8) 上記小径の金属芯線の太さが直径０.７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１.１ｍｍに設定されて、上記耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されていると、上記金属芯線の適度の太さなどにより、医師が患者の手術の部位に応じ適度に曲げたりして、使いやすい状態への設定が可能になる。
(9) 上記耐熱性非金属短管の材質をセラミックにすると、上記電磁波放射電極の根元部に接続する金属芯線の表面を適切に熱遮蔽することが可能になり、これにより電極自体による生体組織の切開等の処理が的確に行われるようになる。
(10) 上記耐熱性非金属短管の材質をポリイミドにすると、前記セラミックの場合と同様の効果が得られるほか、セラミックよりもすぐれた工作性により製品のコストダウンをもたらす利点が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１実施形態としての生体組織処理用電極棒の側面図である。
【図２】 図１の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【図３】 本発明の第２実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図４】 本発明の第３実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図５】 本発明の第４実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図６】 本発明の第５実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図７】 本発明の第６実施形態としての生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図８】 従来の生体組織処理装置の概略構成を示す説明図である。
【図９】 従来の生体組織処理用電極棒を示す側面図である。
【図１０】 図９の電極棒の先端部を拡大して示す側面図である。
【符号の説明】
１ 高周波電源部
２ 芯線
２ａ 小径の金属芯線
３ マッチングユニット
４ プローブ
５ 電磁波放射電極
６ シールドチューブ
７ 導線
７ａ，７ｂ 端子
８ 生体組織
９ 生体組織の局部
10 電磁波放射部
11 高周波電流ケーブル
12 耐熱性コーティング層
13，13ａ〜13ｅ 電極
14 小径の金属芯線
14ａ 大径の金属芯線
15 短管
16 第１の耐熱性コーティング層
16ａ 第２の耐熱性コーティング層
Claims (10)
- 先端に電磁波放射電極を有し所要形状に曲げて使用しうる小径の可撓性金属芯線の外周に、耐熱性の非金属短管が同短管の先端で上記電磁波放射電極の根元部分を覆うようにして緩やかに装着されるとともに、同短管の上記電磁波放射電極から遠い方の端部外周を覆うようにして同短管を固定する第１の耐熱性コーティング層が上記小径の可撓性金属芯線の外周に施され、上記小径の可撓性金属芯線に一体に接続されたやや大径の剛性金属棒状芯線にも、その基端部のソケット差込み用金属外周面を残すようにして第２の耐熱性コーティング層が施されて、同第２の耐熱性コーティング層が前記第１の耐熱性コーティング層と一体に施されたことを特徴とする、生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がボール状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がニードル状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がブレード状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がリング状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極が鎌状に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記電磁波放射電極がナイフ型に形成されていることを特徴とする、請求項１に記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記小径の可撓性金属芯線の太さが直径０.７ｍｍに設定され、上記耐熱性非金属短管の長さおよび外径がそれぞれ３ｍｍおよび１.１ｍｍに設定されて、上記第１および第２の耐熱性コーティング層が四フッ化エチレンにより形成されていることを特徴とする、請求項１〜７のいずれか１つに記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記耐熱性の非金属短管の材質がセラミックであることを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１つに記載の生体組織処理用電極棒。
- 上記耐熱性の非金属短管の材質がポリイミドであることを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１つに記載の生体組織処理用電極棒。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003065691A JP4076019B2 (ja) | 2003-03-11 | 2003-03-11 | 生体組織処理用電極棒 |
| GB0404082A GB2399291B (en) | 2003-03-11 | 2004-02-24 | Electrode rod for treating biological tissue |
| EP04004259A EP1457162A1 (en) | 2003-03-11 | 2004-02-25 | Electrode rod for treating biological tissue |
| US10/793,284 US7094232B2 (en) | 2003-03-11 | 2004-03-04 | Electrode rod for treating biological tissue |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003065691A JP4076019B2 (ja) | 2003-03-11 | 2003-03-11 | 生体組織処理用電極棒 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2004267644A JP2004267644A (ja) | 2004-09-30 |
| JP4076019B2 true JP4076019B2 (ja) | 2008-04-16 |
Family
ID=32064422
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003065691A Expired - Fee Related JP4076019B2 (ja) | 2003-03-11 | 2003-03-11 | 生体組織処理用電極棒 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7094232B2 (ja) |
| EP (1) | EP1457162A1 (ja) |
| JP (1) | JP4076019B2 (ja) |
| GB (1) | GB2399291B (ja) |
Families Citing this family (50)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US9510900B2 (en) * | 2003-01-21 | 2016-12-06 | Baylis Medical Company Inc. | Electrosurgical device for creating a channel through a region of tissue and methods of use thereof |
| US11234761B2 (en) * | 2006-01-27 | 2022-02-01 | Baylis Medical Company Inc. | Electrosurgical device for creating a channel through a region of tissue and methods of use thereof |
| US20220151681A1 (en) * | 2006-01-27 | 2022-05-19 | Baylis Medical Company Inc. | Electrosurgical Device for Creating a Channel through a Region of Tissue and Methods of Use thereof |
| US20070213754A1 (en) | 2006-03-08 | 2007-09-13 | Olympus Medical Systems Corp. | Incision instrument, incision apparatus, and organ incision method |
| US12161390B2 (en) | 2006-09-29 | 2024-12-10 | Boston Scientific Medical Device Limited | Connector system for electrosurgical device |
| US11666377B2 (en) | 2006-09-29 | 2023-06-06 | Boston Scientific Medical Device Limited | Electrosurgical device |
| WO2008141013A1 (en) * | 2007-05-08 | 2008-11-20 | Allergan, Inc. | S1p3 receptor inhibitors for treating pain |
| DE102007054438A1 (de) | 2007-11-13 | 2009-05-20 | Olympus Winter & Ibe Gmbh | Chirurgische Vaporisationselektrode mit Elektrodenkopf |
| US9821145B2 (en) | 2012-03-23 | 2017-11-21 | Pressure Products Medical Supplies Inc. | Transseptal puncture apparatus and method for using the same |
| BR112014030643A8 (pt) | 2012-05-31 | 2018-05-15 | Baylis Medical Co Inc | aparelho de perfuração por radiofrequência. |
| US11937873B2 (en) | 2013-03-12 | 2024-03-26 | Boston Scientific Medical Device Limited | Electrosurgical device having a lumen |
| EP4052673A1 (en) | 2013-03-12 | 2022-09-07 | Baylis Medical Company Inc. | Medical device for puncturing tissue |
| EP2967714B1 (en) * | 2013-03-14 | 2022-05-11 | Baylis Medical Company Inc. | Electrosurgical device having a lumen |
| EP2968925B1 (en) | 2013-03-14 | 2020-02-19 | Cynosure, LLC | Electrosurgical systems |
| CA3220441A1 (en) | 2013-03-15 | 2015-09-17 | Boston Scientific Medical Device Limited | Electrosurgical device having a distal aperture |
| WO2014145148A2 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Ellman International, Inc. | Surgical instruments and systems with multimodes of treatments and electrosurgical operation |
| CN105682726B (zh) | 2013-08-07 | 2020-01-03 | 贝利斯医疗公司 | 用于穿刺组织的方法和设备 |
| WO2015092768A1 (en) | 2013-12-20 | 2015-06-25 | Baylis Medical Company Inc. | Steerable medical device handle |
| US11324548B2 (en) | 2015-08-21 | 2022-05-10 | Baylis Medical Company Inc. | Transvascular electrosurgical devices and systems and methods of using the same |
| KR102685741B1 (ko) | 2015-09-09 | 2024-07-16 | 보스턴 사이언티픽 메디칼 디바이스 리미티드 | 심외막 접근 시스템 및 방법 |
| CA3010700C (en) | 2016-01-07 | 2024-06-18 | Baylis Medical Company Inc. | Hybrid transseptal dilator and methods of using the same |
| US12376898B2 (en) | 2016-07-01 | 2025-08-05 | Cynosure, Llc | Non-invasive, uniform and non-uniform RF methods and systems related applications |
| EP4144316A1 (en) | 2016-11-01 | 2023-03-08 | Boston Scientific Medical Device Ltd. | Devices for puncturing tissue |
| DE112018001107T5 (de) * | 2017-03-01 | 2019-11-28 | I.C. Medical, Inc. | Ultrapolare teleskopische und nicht-telsekopische elektrochirurgische Stifte mit Argonstrahlfähigkeit und ultrapolarem elektrochirurgischem Klingenaufbau |
| BR112020011128A2 (pt) | 2017-08-10 | 2021-05-04 | Baylis Medical Company Inc. | dispositivo de troca de calor e sensor de temperatura e método de uso |
| CN111601633A (zh) | 2017-12-05 | 2020-08-28 | 韦斯利·罗伯特·佩德森 | 穿中隔导丝穿刺系统 |
| CA3234911A1 (en) | 2018-02-07 | 2019-08-15 | Cynosure, Llc | Methods and apparatus for controlled rf treatments and rf generator system |
| EP3790619A4 (en) | 2018-05-08 | 2022-02-16 | Baylis Medical Company Inc. | COUPLING SYSTEM FOR MEDICAL DEVICES |
| BR112021021876A2 (pt) | 2019-04-29 | 2021-12-28 | Baylis Medical Co Inc | Sistemas, dispositivos e métodos de punção transeptal |
| USD1005484S1 (en) | 2019-07-19 | 2023-11-21 | Cynosure, Llc | Handheld medical instrument and docking base |
| US11759190B2 (en) | 2019-10-18 | 2023-09-19 | Boston Scientific Medical Device Limited | Lock for medical devices, and related systems and methods |
| US11801087B2 (en) | 2019-11-13 | 2023-10-31 | Boston Scientific Medical Device Limited | Apparatus and methods for puncturing tissue |
| US11724070B2 (en) | 2019-12-19 | 2023-08-15 | Boston Scientific Medical Device Limited | Methods for determining a position of a first medical device with respect to a second medical device, and related systems and medical devices |
| US11931098B2 (en) | 2020-02-19 | 2024-03-19 | Boston Scientific Medical Device Limited | System and method for carrying out a medical procedure |
| US11986209B2 (en) | 2020-02-25 | 2024-05-21 | Boston Scientific Medical Device Limited | Methods and devices for creation of communication between aorta and left atrium |
| US12082792B2 (en) | 2020-02-25 | 2024-09-10 | Boston Scientific Medical Device Limited | Systems and methods for creating a puncture between aorta and the left atrium |
| US11819243B2 (en) | 2020-03-19 | 2023-11-21 | Boston Scientific Medical Device Limited | Medical sheath and related systems and methods |
| US11826075B2 (en) | 2020-04-07 | 2023-11-28 | Boston Scientific Medical Device Limited | Elongated medical assembly |
| US12011279B2 (en) | 2020-04-07 | 2024-06-18 | Boston Scientific Medical Device Limited | Electro-anatomic mapping system |
| US12420067B2 (en) | 2020-05-12 | 2025-09-23 | Boston Scientific Medical Device Limited | Guidewire assembly |
| US11938285B2 (en) | 2020-06-17 | 2024-03-26 | Boston Scientific Medical Device Limited | Stop-movement device for elongated medical assembly |
| EP4167890A4 (en) | 2020-06-17 | 2024-07-31 | Boston Scientific Medical Device Limited | ELECTROANATOMIC MAPPING SYSTEM |
| US11937796B2 (en) | 2020-06-18 | 2024-03-26 | Boston Scientific Medical Device Limited | Tissue-spreader assembly |
| US12343042B2 (en) | 2020-07-16 | 2025-07-01 | Boston Scientific Medical Device Limited | Pericardial puncture device and method |
| US12042178B2 (en) | 2020-07-21 | 2024-07-23 | Boston Scientific Medical Device Limited | System of medical devices and method for pericardial puncture |
| US12005202B2 (en) | 2020-08-07 | 2024-06-11 | Boston Scientific Medical Device Limited | Catheter having tissue-engaging device |
| US12396785B2 (en) | 2020-08-12 | 2025-08-26 | Boston Scientific Medical Device Limited | System of medical devices and method for pericardial puncture |
| CA3128527A1 (en) | 2020-09-10 | 2022-03-10 | Baylis Medical Company Inc. | Elongated medical catheter including marker band |
| US11980412B2 (en) | 2020-09-15 | 2024-05-14 | Boston Scientific Medical Device Limited | Elongated medical sheath |
| CN215778585U (zh) * | 2021-08-31 | 2022-02-11 | 江苏邦士医疗科技有限公司 | 一种针形等离子射频电极 |
Family Cites Families (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4517975A (en) * | 1983-06-06 | 1985-05-21 | Garito Jon C | Electrosurgical electrode for matrisectomy |
| JPS6047506U (ja) * | 1983-09-08 | 1985-04-03 | 山田 史朗 | 高周波脱毛装置 |
| DE3412756A1 (de) * | 1984-04-05 | 1985-11-07 | Bueß, Gerd, Dr.med., 5024 Pulheim | Elektrisches arthroskopiemesser |
| US5364393A (en) * | 1990-07-02 | 1994-11-15 | Heart Technology, Inc. | Tissue dissipative recanalization catheter |
| DE69128260T2 (de) * | 1990-07-02 | 1998-10-01 | Boston Scient Corp Northwest T | Katheter zur dissipativen Rekanalisierung von Gewebe |
| US5100402A (en) * | 1990-10-05 | 1992-03-31 | Megadyne Medical Products, Inc. | Electrosurgical laparoscopic cauterization electrode |
| US5195959A (en) * | 1991-05-31 | 1993-03-23 | Paul C. Smith | Electrosurgical device with suction and irrigation |
| US5322503A (en) * | 1991-10-18 | 1994-06-21 | Desai Ashvin H | Endoscopic surgical instrument |
| EP0558039A2 (en) * | 1992-02-28 | 1993-09-01 | Endovascular, Inc. | Electro-ligator and valvulotomy system therefor |
| JP3245815B2 (ja) * | 1997-07-02 | 2002-01-15 | 株式会社日本エム・ディ・エム | 高周波利用生体組織処理装置 |
| GB2327352A (en) * | 1997-07-18 | 1999-01-27 | Gyrus Medical Ltd | Electrosurgical instrument |
| US6162219A (en) * | 1997-10-21 | 2000-12-19 | Akzo Nobel N.V. | Electrode |
| US6562021B1 (en) * | 1997-12-22 | 2003-05-13 | Micrus Corporation | Variable stiffness electrically conductive composite, resistive heating catheter shaft |
| JP3919947B2 (ja) * | 1998-07-09 | 2007-05-30 | アルフレッサファーマ株式会社 | マイクロ波手術用電極装置 |
| EP1189543A1 (en) * | 1999-06-18 | 2002-03-27 | Somnus Medical Technologies, Inc. | Submucosal radiofrequency tonsils ablation device |
| US6447510B1 (en) * | 2000-12-04 | 2002-09-10 | Alan G. Ellman | Microlarynx electrosurgical probe for treating tissue |
| ES2244551T3 (es) * | 2000-12-15 | 2005-12-16 | Sherwood Services Ag | Envolvente de electrodo electroquirurgico. |
| WO2002100255A2 (en) * | 2001-03-30 | 2002-12-19 | Ortho Development Corporation | Electromagnetic field surgical device and method |
| CN100518685C (zh) * | 2001-05-10 | 2009-07-29 | 脉管动力股份有限公司 | 组织消融设备 |
| US6783525B2 (en) * | 2001-12-12 | 2004-08-31 | Megadyne Medical Products, Inc. | Application and utilization of a water-soluble polymer on a surface |
-
2003
- 2003-03-11 JP JP2003065691A patent/JP4076019B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
2004
- 2004-02-24 GB GB0404082A patent/GB2399291B/en not_active Expired - Fee Related
- 2004-02-25 EP EP04004259A patent/EP1457162A1/en not_active Withdrawn
- 2004-03-04 US US10/793,284 patent/US7094232B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| GB2399291A (en) | 2004-09-15 |
| US20040181213A1 (en) | 2004-09-16 |
| JP2004267644A (ja) | 2004-09-30 |
| GB0404082D0 (en) | 2004-03-31 |
| GB2399291B (en) | 2006-02-01 |
| EP1457162A1 (en) | 2004-09-15 |
| US7094232B2 (en) | 2006-08-22 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP4076019B2 (ja) | 生体組織処理用電極棒 | |
| US9713497B2 (en) | System and method for performing an electrosurgical procedure using an ablation device with an integrated imaging device | |
| US8343145B2 (en) | Microwave surface ablation using conical probe | |
| US6346105B1 (en) | Device for treating tissue and methods thereof | |
| US20170042617A1 (en) | Microwave antenna probe having a deployable ground plane | |
| EP2147650B1 (en) | High-frequency treatment instrument | |
| US10531916B2 (en) | Microwave-irradiating instrument | |
| JP2024099688A (ja) | 電気手術器具 | |
| WO2018040620A1 (zh) | 射频消融电极装置 | |
| US10813682B2 (en) | Non-invasive radio-frequency ablation system | |
| KR20070009484A (ko) | 은 성분을 갖는 전기수술용 전극 | |
| US20200000516A1 (en) | Sterile disposable bipolar ablation needle, associated system, and method of use | |
| JP2006068407A (ja) | 内視鏡用高周波処置具 | |
| CN114746041B (zh) | 电外科器械 | |
| JP2020162999A (ja) | 内視鏡用マイクロ波照射器具 | |
| JP2014113176A (ja) | 焼灼子 | |
| CN208799319U (zh) | 一种具有防旋转装置的剥离刀 | |
| AU2013251228B2 (en) | System and method for performing an electrosurgical procedure using an ablation device with an integrated imaging device | |
| KR20230172722A (ko) | 연성 내시경 시술기구의 바이폴라 구조 | |
| JP2003079635A (ja) | 生体組織処理装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20050810 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20050913 |
|
| A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20051026 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20080123 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110208 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120208 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |