(57)【要約】【課題】生体組織の切開等の処置の前後に付着防止ステップを行わなくても生体組織の電極への付着を防止する。【解決手段】表面に、末端がフッ素原子である単分子膜５ｄをコーティングしてなる金属製の電極５を有する高周波治療器を提供する。電極５の表面にコーティングされたフッ素原子を含む単分子膜５ｄによって、生体組織の電極５への付着が防止される。単分子膜５ｄは十分に薄く均一に形成されるので、電極５から生体組織への電力供給を妨げず、効率的に処置することができる。【選択図】図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
表面に、末端がフッ素原子である単分子膜をコーティングしてなる金属製の電極を有する高周波治療器。
【請求項２】
前記単分子膜が、無機酸化物からなる接着層により電極の表面に接着されている請求項１に記載の高周波治療器。
【請求項３】
前記接着層を含めた前記単分子膜の厚さ寸法が３ｎｍ〜２５μｍである請求項２に記載の高周波治療器。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高周波治療器に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
従来、生体組織を挟んだ電極間に高周波電流を供給して生体組織の切開や凝固、吻合、止血等の処置を行う高周波治療器が知られている（例えば、特許文献１参照。）。
この高周波治療器は、電極に生体組織が付着することを防止するために、高周波電流の出力開始の際または出力停止の際に高周波電流を増大させることとしている。
【０００３】
【特許文献１】特許第３８９５５３１号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、生体組織の切開等の処置の都度、その前後に高周波電流を増大させるステップを行わなければならないという不都合がある。
【０００５】
本発明は上述した事情に鑑みてなされたものであって、生体組織の切開等の処置の前後に付着防止ステップを行わなくても生体組織の電極への付着を防止することができる高周波治療器を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記目的を達成するために、本発明は以下の手段を提供する。
本発明は、表面に、末端がフッ素原子である単分子膜をコーティングしてなる金属製の電極を有する高周波治療器を提供する。
本発明によれば、電極の表面にコーティングされたフッ素原子を含む単分子膜によって、生体組織の電極への付着が防止される。単分子膜は十分に薄く均一に形成されるので、電極から生体組織への電力供給を妨げず、効率的に処置することができる。
【０００７】
上記発明においては、前記単分子膜が、無機酸化物からなる接着層により電極の表面に接着されていてもよい。
このようにすることで、種々の金属原子が存在する電極表面が、無機酸化物からなる接着層によって均一に覆われるので、単分子膜のコーティングを均一な厚さでかつ高密度に形成することができる。その結果、電極から生体組織に供給する電力の密度を均一にして、切開や吻合等の処置にムラが発生することを防止することができる。
【０００８】
また、上記発明においては、前記接着層を含めた前記単分子膜の厚さ寸法が３ｎｍ〜２５μｍであることが好ましい。
単分子膜の厚さを３ｎｍ以上とすることにより、電極への生体組織の貼り付きを安定して防止することができる。また、単分子膜の厚さを２５μｍ以下とすることにより、単分子膜が絶縁材とならないようにインピーダンスを低く抑えることができ、電極から生体組織への電力供給を妨げることなく効率的に処置することができる。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、生体組織の切開等の処置の前後に付着防止ステップを行わなくても生体組織の電極への付着を防止することができるという効果を奏する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、本発明の一実施形態に係る高周波治療器について、図１〜図１６を参照して以下に説明する。
本実施形態に係る高周波治療器は、例えば、生体組織接合装置１であって、生体組織として、例えば、図６〜図１１に示されるように、管状の生体組織である腸管２，３を吻合するための装置である。この生体組織接合装置１は、後述する筒状の吻合用部材４を介在させて突き合わせ状態に配置された一対の腸管２，３の接合端部２ａ，３ａを接合する装置である。
【００１１】
本実施形態に係る生体組織接合装置１は、図１および図２に示されるように、２対４個の電極５を備える装置本体６と、該装置本体６が接続される制御ユニット７と、該制御ユニット７に接続されたスイッチ８とを備えている。
【００１２】
装置本体６は、先端に備えた電極５を、開腹部から体内に挿入するための細長いロッド９と、該ロッド９の基端側に配置され、電極５を開閉するためのハンドル１０とを備えている。
電極５は、ロッド９の先端に備えられたアクチュエータ１１（例えば、ＭＳＣ社製ＭＨＳ４−１６Ｄ）によって、相互に近接させる方向に連動して移動させられるようになっている。各電極５は、図２（ｂ）に示されるように、電極５どうしが最も近接させられたときに、各対の相手の電極５との直接的な接触を防止するための絶縁材料からなる突起５ａを有している。
【００１３】
また、電極５は、図３に示されるように、ステンレス等の金属からなる電極ベース５ｂを備え、その表面に、珪素酸化物あるいは金属酸化物（アルミニウム酸化物等）等の無機酸化物からなる接着層５ｃを介して長鎖の末端にフッ素原子が結合されたフッ素化合物の単分子膜５ｄがコーティングされている。単分子膜５ｄの厚さ寸法は、接着層５ｃを含めて３ｎｍ以上２５μｍ以下の範囲に設定されている。
【００１４】
制御ユニット７は、図４に示されるように、接合に先立って電極５間に微弱電圧を加え、流れる電流を検出することにより、接合すべき生体組織の抵抗値を測定する抵抗値測定部１２と、該抵抗値測定部１２により測定された抵抗値に応じて、生体組織内に含有されているコラーゲンおよびエラスチンを溶融させる電圧値を算出する電圧値算出部１３と、該電圧値算出部１３により算出された電圧を電極５間に加える電圧印加部１４と、これらを制御する制御部１５とを備えている。
【００１５】
前記スイッチ８は、例えば、フットスイッチであって、電極５によって生体組織が挟まれて接合の準備が整った状態で押下されることにより、前記制御ユニット７に備えられた制御部１５にトリガ入力を付与するようになっている。制御部１５は、スイッチ８からのトリガが入力されると、上述した抵抗値検出、電圧値算出および電圧の印加の各作業を順次行わせるようになっている。
【００１６】
前記吻合用部材４は、図５に示されるように、筒状部材であって、ポリアニリン、ポリピロール、ポリチオフェンを複合し、あるいはカーボン粒子をドーピングしたポリ乳酸系ポリマーにより構成されている。
吻合用部材４は、ポリ乳酸系ポリマーにより構成されることによって、図６（ａ），（ｂ）に示されるように、外力Ｆにより半径方向に潰されて、その内部開口を閉塞し内面を密着させても破断しない柔軟性を有している。また、吻合用部材４は、ポリ乳酸系ポリマーにより構成されることにより、コラーゲンの熱変性温度より高い温度に加熱されても変性しない耐熱性を有している。
【００１７】
また、吻合用部材４は、ポリ乳酸系ポリマーにより構成されることにより、外力Ｆにより潰れた状態でコラーゲンの熱変性温度より高い温度に加熱された後に外力Ｆを解放すると、閉塞していた内部開口を開通させるように復元することができる弾性を有している。
さらに、吻合用部材４は、ポリアニリン、ポリピロール、ポリチオフェンを複合し、あるいはカーボン粒子をドーピングすることにより、導電性を有している。本実施形態においては、例えば、吻合しようとする生体組織よりも十分に低い抵抗値となるように十分に高い導電性を有している。
【００１８】
このように構成された本実施形態に係る生体組織接合装置１の作用について、以下に説明する。
本実施形態に係る生体組織接合装置１を用いて、生体組織として、例えば、管状の生体組織である腸管２，３を吻合する場合について説明する。
まず、図７に示されるように、吻合すべき一対の腸管２，３の接合端部２ａ，３ａの開口に、本実施形態に係る吻合用部材４を挿入し、図８に示されるように、一対の腸管２，３の接合端部２ａ，３ａを突き合わせた状態とする。
【００１９】
この状態で、図８に示されるように、接合端部２ａ，３ａ近傍の半径方向外方に、本実施形態に係る生体組織接合装置１の装置本体６の先端に配置された２対の電極５を近接させる。このとき、２つの電極５対の中間位置に、一対の腸管２，３の接合端部２ａ，３ａが配置されるようにする。そして、ハンドル１０を操作することによってアクチュエータ１１を作動させる。
【００２０】
アクチュエータ１１は、図２（ａ）および図８に矢印Ａで示されるように、２対４個の電極５を相互に近接させる方向に移動させるので、図９に示されるように、その移動途中で接触した腸管２，３の外面との摩擦力によって、腸管２，３どうしをその接合端部２ａ，３ａに向かう方向に引き寄せる。そして、図１０に示されるように、吻合用部材４の内面が完全に潰れて密着するまで電極５を移動させると、腸管２，３および吻合用部材４が外力Ｆで半径方向に挟み込まれると同時に、電極５と腸管２，３との摩擦力によって、腸管２，３どうしを、その接合端部２ａ，３ａが相互に押し付けられる方向に付勢することができる。
【００２１】
吻合用部材４は、柔軟性を有しているので、図１０に示されるように、外力Ｆによってその内部開口が閉塞され内面が密着するまで潰れることができる。この状態で、制御ユニット７に接続されているフットスイッチ８を押下することにより、図１１および図１２に示されるように、制御部１５の作動によって、最初に抵抗値測定部１２が作動させられて、電極５間に挟まれた腸管２，３の抵抗値が測定され、電圧値算出部１３の作動により、印加される電圧の値が算出される。そして、制御部１５は電圧印加部１４を作動させて、電圧値算出部１３により算出された電圧を電極５間に加える。
【００２２】
吻合用部材４は導電性を有しているので、電極５間には、腸管２，３および吻合用部材４を貫通して電流Ｉが流れ、腸管２，３の抵抗値の大きさと電流Ｉの大きさの２乗との積に比例した発熱量で発熱するようになる。
【００２３】
この場合において、本実施形態に係る吻合用部材４は、腸管２，３の抵抗値よりも十分に小さい抵抗値となるように高い導電性を有しているので、通電により吻合用部材４において発生する熱量は小さく、エネルギが無駄に浪費されることがない。また、吻合用部材４は、コラーゲンの熱変性温度より高い耐熱性を有しているので、コラーゲンが変性する温度まで加熱させられても変性せずにその性質を維持することができる。
【００２４】
そして、腸管２，３における発熱により、コラーゲンの熱変性温度より若干高い温度となるように、電圧値算出部１３により電極５間に加える電圧を調節しておくことにより、腸管２，３内に含有されている細胞外基質であるコラーゲンおよびエラスチンを溶融させて流動し易くすることができる。そして、発熱により流動するコラーゲンは、腸管２，３と吻合用部材４との隙間に浸透するようになる。この現象は、図１２に示されるように、吻合用部材４の全周にわたって発生するので、流動するコラーゲンが吻合用部材４の外周面全周に浸透する。
【００２５】
この場合において、本実施形態に係る生体組織接合装置１によれば、電極５の対どうしを近接させる方向に移動させるので、腸管２，３の接合端部２ａ，３ａが離れることが防止され、より確実に接合することができる。また、電極５の対を相互に近接させることにより、生体組織から溶出してきたコラーゲンやエラスチンを接合端部２ａ，３ａの方向に集めることができ、接合に必要十分なコラーゲンを集めて、安定した接合力を発生させることができ、かつ、接合後の生体組織における柔軟性を維持することができるという利点がある。
【００２６】
この状態から、電極５に加えていた電圧を停止し、図１３に示されるように、電極５に加えていた外力Ｆを解除する。吻合用部材４は弾性を有しているので、外力Ｆが解除されると、半径方向外方に広がるように復元し、閉塞されていた内部開口が開通する。
【００２７】
すなわち、吻合用部材４の外周面においては、腸管２，３と吻合用部材４との間には、コラーゲンが浸透しているので、それが接着剤となって腸管２，３と吻合用部材４とが接着されている。一方、吻合用部材４の内面においては、接着剤となるコラーゲンは存在していないので、密着していた内面どうしは接着されず、外力Ｆが解除されると吻合用部材４の弾性によって離間し、開口するようになる。
【００２８】
これにより、図１４に示されるように、電極５により挟まれていた、腸管２，３の接合端部近傍の領域Ｂと、その半径方向内方に配置されている吻合用部材４とが全周にわたって接着された状態で、一対の腸管２，３の接合端部２ａ，３ａが突き合わせ状態に接合され、一体化させられる。
すなわち、本実施形態に係る生体組織接合装置１によれば、２対の電極５によって所定の外力Ｆにより挟みつつ電圧を加えるだけで、一対の管状の生体組織である腸管２，３を、一度に簡単に吻合することができる。
【００２９】
その結果、縫合による従来の吻合や、周方向に複数回にわたって超音波を加えることによる吻合と比較して、その作業を大幅に簡易化することができるという利点がある。特に、エネルギ治療器を取り回すための空間の少ない内視鏡的手術において、腸管２，３を半径方向に１回挟むだけのスペースを確保すれば足りるので、その吻合作業の繁雑さを大幅に低減することができるという利点がある。
【００３０】
また、吻合用部材４によれば、腸管２，３の内壁にコラーゲンによって接着されるので、摩擦のみによって固定していた従来の吻合用部材と比較して、その吻合状態を安定して維持することができるという利点がある。さらに、吻合用部材４によれば、生体分解性の高いポリ乳酸系ポリマーにより構成されているので、吻合手術後は、経時的に分解されて消滅するようになる。すなわち、吻合された領域Ａが相互に接合して治癒する頃には、本実施形態に係る吻合用部材４が消滅することにより、体内に異物を残さなくて済むという利点もある。
【００３１】
さらに、本実施形態に係る生体組織接合装置１によれば、電極５の表面にフッ素化合物からなる単分子膜５ｄがコーティングされているので、腸管２，３の吻合の際に、腸管２，３が電極５に接着してしまう不都合の発生を防止することができる。
図１５に、接着層５ｃを含めた単分子膜５ｄの厚さ寸法を変えたときの電極５間のインピーダンスの測定結果を示す。測定は、ブタ小腸を電極５間に挟んで電極５間に３５０Ｖの電圧を２０００ｍｓ間で２０回印加し、１回目、１０回目および２０回目のインピーダンスを測定することにより行った。その結果、接着層５ｃを含めた単分子膜５ｄの厚さ寸法が２５μｍ以下の場合にはインピーダンス値には大きな変化がないが、３０μｍ以上の場合にはインピーダンス値が過大となって単分子膜５ｄが絶縁材として機能してしまう。
【００３２】
これに対して、本実施形態においては、接着層５ｃを含めた単分子膜５ｄの厚さ寸法が、２５μｍ以下に設定されているので、単分子膜５ｄが絶縁材とならないようにインピーダンスを低く抑えることができ、電極５から生体組織への電力供給を妨げることなく効率的に処置することができる。
【００３３】
また、図１６に、接着層５ｃを含めた単分子膜５ｄの厚さ寸法を変えたときの、生体組織の電極５への貼り付き耐性の測定結果を示す。測定は、ブタ小腸を電極５間に挟んで電極５間に３５０Ｖの電圧を２０００ｍｓ間連続的に通電する測定を１回として、複数回繰り返したときに、ブタ小腸が電極５に貼り付くまでの回数をカウントすることにより行った。その結果、接着層５ｃを含めた単分子膜５ｄの厚さ寸法が２ｎｍ以下では、比較的少ない回数で貼り付いてしまうのに対し、３ｎｍ以上であれば、３００回以上の測定によっても貼り付きが発生しなかった。
【００３４】
本実施形態においては、接着層５ｃを含めた単分子膜５ｄの厚さ寸法が、３ｎｍ以上に設定されているので、継続的に処置を行っても生体組織が電極５に貼り付いてしまう不都合の発生を防止でき、手術の煩わしさを解消して、簡便にすることができるという利点がある。
【００３５】
なお、本実施形態においては、各対の電極５を相互に近接させる加圧機構と、電極５の対どうしを近接する方向に移動させる電極移動機構と、これらを連動させる連動手段とをアクチュエータ１１により一体的に構成することとし、生体組織接合装置１の先端部分の省スペースを図っているが、これらを別個に設けることにしてもよい。
【００３６】
また、本実施形態に係る生体組織接合装置１により接合する生体組織としては、腸管２，３に限定されるものではなく、他の消化管、血管あるいは尿管等の任意の管状の生体組織や皮膚等の平坦な生体組織に適用することができる。
また、本実施形態の説明においては、筒状の吻合用部材４を介在させた状態で腸管２，３を接合させることとしたが、これに代えて、吻合用部材４の形態に制限はなく、また、吻合用部材４を用いることなく接合させることとしてもよい。
また、本実施形態においては、生体組織を吻合する生体組織接合装置１を例示して説明したが、これに代えて、高周波メス等の他の高周波治療器に適用することにしてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００３７】
【図１】本発明の一実施形態に係る高周波治療器である生体組織接合装置を示す全体構成図である。
【図２】図１の生体組織接合装置の電極対とアクチュエータとを示す斜視図である。
【図３】図１の生体組織接合装置の電極を示す横断面図である。
【図４】図１の生体組織接合装置の制御ユニットを示すブロック図である。
【図５】図１の生体組織接合装置を用いた管状の生体組織の吻合に用いる吻合用部材を示す斜視図である。
【図６】図５の吻合用部材の柔軟性を説明する図であって、（ａ）外力を加える前の形状、（ｂ）外力を加えた後の形状をそれぞれ示す斜視図である。
【図７】図５の吻合用部材を用いた一対の腸管の吻合の手順を示す縦断面図である。
【図８】図７の状態から吻合用部材を腸管の端部開口に挿入し、腸管の接合端部どうしを突き当てた状態を示す縦断面図である。
【図９】図８の状態から腸管および吻合用部材を電極により半径方向に加圧する途中の状態を示す縦断面図である。
【図１０】図９の状態から腸管および吻合用部材を電極により半径方向に加圧した状態を示す縦断面図である。
【図１１】図１０の状態から電極により腸管および吻合用部材に通電した状態を示す縦断面図である。
【図１２】図１１の状態を吻合用部材の軸方向から見た横断面図である。
【図１３】図１２の状態から通電を停止し、加圧を解除した状態を示す横断面図である。
【図１４】図１の生体組織接合装置および図５の吻合用部材を用いて吻合されて一体化された一対の腸管を示す縦断面図である。
【図１５】図１の生体組織接合装置における電極表面の単分子膜の厚さを変えたときのインピーダンス測定結果を示す図表である。
【図１６】図１の生体組織接合装置における電極表面の単分子膜の厚さを変えたときの電極への生体組織の貼り付き耐性の測定結果を示す図表である。
【符号の説明】
【００３８】
１  生体組織接合装置（高周波治療器）
５  電極
５ｃ  接着層
５ｄ  単分子膜
【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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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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