(57)【要約】【課題】高周波医療機器用の電極において、処置時にスパークが発生しても、生体組織の付着防止性能の劣化を低減できるようにする。【解決手段】電極部１は、電極本体１Ａと、電極本体１Ａ上に積層され、少なくとも電極本体１Ａの融点よりも高い融点を有する第１の金属材料を含む中間層１Ｂと、中間層１Ｂ上に積層された導電性付着防止膜１Ｃと、を備える。【選択図】図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
基材と、
前記基材上に積層され、少なくとも前記基材の融点よりも高い融点を有する第１の金属材料を含む中間層と、
前記中間層上に積層された導電性付着防止膜と、
を備える、高周波医療機器用の電極。
【請求項２】
前記第１の金属材料の前記融点は、１９００℃以上である、
請求項１に記載の高周波医療機器用の電極。
【請求項３】
前記基材は、
アルミニウムを主成分とする金属材料、チタンを主成分とする金属材料、およびステンレスからなる群から選ばれた少なくとも１つを含む、
請求項１または２に記載の高周波医療機器用の電極。
【請求項４】
前記第１の金属材料は、
タングステン、モリブデン、タンタル、およびニオブからなる群から選ばれた１つの金属元素を主成分とする、
請求項１〜３のいずれか１項に記載の高周波医療機器用の電極。
【請求項５】
前記導電性付着防止膜は、
シリコーン系樹脂、シリカ、およびフッ素系樹脂のいずれかを主成分とする非金属材料と、
前記非金属材料に分散された導電性物質と、
を含む、
請求項１〜４のいずれか１項に記載の高周波医療機器用の電極。
【請求項６】
前記導電性物質は、カーボンブラックまたは金属粒子である、
請求項５に記載の高周波医療機器用の電極。
【請求項７】
前記導電性付着防止膜は、
金を主成分とする金属材料または白金を主成分とする金属材料からなる金属層を含む、
請求項１〜４のいずれか１項に記載の高周波医療機器用の電極。
【請求項８】
請求項１〜７のいずれか１項に記載の高周波医療機器用の電極を備える、
高周波医療機器。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高周波医療機器用の電極および高周波医療機器に関する。
【背景技術】
【０００２】
高周波医療機器として、生体組織に高周波電圧を印加する装置が知られている。例えば、このような高周波医療機器は、生体組織に高周波電圧を印加することによって、生体組織に処置を施すために用いられる。例えば、高周波医療機器は、生体組織を切開したり、凝固させたり、焼灼したりすることができる。
高周波医療機器は、手術中における処置の繰り返しによって電極表面に生体組織が強固に付着する場合がある。電極表面に生体組織が付着すると、例えば、切開性などの処置性能が低下する。この場合、術者は、高周波医療機器を抜去し、電極表面から固着物を拭き取る必要がある。このような電極表面の拭き取り作業は、手術時間を長びかせる原因となる。これにより、術者および患者の負担が大きくなるおそれがある。
高周波医療機器の電極表面への生体組織の付着防止に関する技術として、電極表面のコーティングが知られている。
このような高周波医療機器の一例として、例えば、特許文献１には、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が記載されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１０−５７６８８号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、上記のような従来技術には、以下のような問題がある。
特許文献１に記載の技術では、電極表面が非導電性の単分子膜でコーティングされている。特許文献１には、単分子膜は充分に薄く均一に形成されているため、電極から生体組織への電力供給の妨げることなく効率的な処置が行えることが記載されている。
しかし、本発明者の検討によれば、処置時に電極と生体組織との間にスパークが生じる場合、スパークにおける放電エネルギーが短時間に電極表面に局所的に作用することで、電極表面の金属が溶融、飛散する場合がある。スパークに起因する電極表面の金属の飛散が発生すると、電極表面の金属とともに付着防止膜も飛散する。この結果、電極基材の金属粗面が電極表面に露出する。このようなスパーク後の電極表面には、生体組織が付着しやすく、しかも生体組織が付着すると剥落しにくい状態になっている。
このため、例えば、特許文献１に記載の高周波治療器などにおける生体組織の付着防止膜を有する電極では、処置時にスパークが生じる場合に付着防止膜が劣化が進むことによって、電極の耐久性が低くなることが懸念される。
【０００５】
本発明は、上記のような問題に鑑みてなされたものであり、処置時にスパークが発生しても、生体組織の付着防止性能の劣化を低減できる高周波医療機器用の電極および高周波医療機器を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
上記の課題を解決するために、本発明の第１の態様の高周波医療機器用の電極は、基材と、前記基材上に積層され、少なくとも前記基材の融点よりも高い融点を有する第１の金属材料を含む中間層と、前記中間層上に積層された導電性付着防止膜と、を備える。
【０００７】
上記高周波医療機器用の電極においては、前記第１の金属材料の前記融点は、１９００℃以上であってもよい。
【０００８】
上記高周波医療機器用の電極においては、前記基材は、アルミニウムを主成分とする金属材料、チタンを主成分とする金属材料、およびステンレスからなる群から選ばれた少なくとも１つを含んでもよい。
【０００９】
上記高周波医療機器用の電極においては、前記中間層に含まれる前記第１の金属材料は、タングステン、モリブデン、タンタル、およびニオブからなる群から選ばれた１つの金属元素を主成分としてもよい。
【００１０】
上記高周波医療機器用の電極においては、前記導電性付着防止膜は、シリコーン系樹脂、シリカ、およびフッ素系樹脂のいずれかを主成分とする非金属材料と、前記非金属材料に分散された導電性物質と、を含んでもよい。
【００１１】
上記高周波医療機器用の電極においては、前記導電性物質は、カーボンブラックまたは金属粒子であってもよい。
【００１２】
上記高周波医療機器用の電極においては、前記導電性付着防止膜は、
金を主成分とする金属材料または白金を主成分とする金属材料からなる金属層を含んでもよい。
【００１３】
本発明の第２の態様の高周波医療機器は、上記高周波医療機器用の電極を備える。
【発明の効果】
【００１４】
本発明の高周波医療機器用の電極および高周波医療機器によれば、処置時にスパークが発生しても、生体組織の付着防止性能の劣化を低減できる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】本発明の実施形態の高周波医療機器の一例を示す模式的な構成図である。
【図２】図１におけるＡ−Ａ断面図である。
【図３】本発明の実施形態の高周波医療機器用の電極の模式的な断面図である。
【図４】比較例の高周波医療機器用の電極の作用を説明する模式的な断面図である。
【図５】切開実施前および切開実施後における比較例の電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。
【図６】本発明の実施形態の高周波医療機器用の電極の作用を説明する模式的な断面図である。
【図７】切開実施前および切開実施後における実施形態の電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。
【図８】本発明の実施形態の変形例の高周波医療機器用の電極の模式的な断面図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下では、本発明の実施形態の高周波医療機器用の電極および高周波医療機器について添付図面を参照して説明する。
図１は、本発明の実施形態の高周波医療機器の一例を示す模式的な構成図である。図２は、図１におけるＡ−Ａ断面図である。図３は、本発明の実施形態の高周波医療機器用の電極の模式的な断面図である。
各図面は模式図のため、形状および寸法は誇張されている（以下の図面も同じ）。
【００１７】
図１に示す本実施形態の高周波ナイフ１０は、本実施形態の高周波医療機器の一例である。高周波ナイフ１０は、高周波電圧を印加することで、生体組織を切開、切除したり、生体組織を凝固（止血）したり、焼灼したりする医療用処置具である。
高周波ナイフ１０は、術者が手で持つための棒状の把持部２と、把持部２の先端から突出された電極部１（高周波医療機器用の電極）とを備える。
【００１８】
電極部１は、被処置体である生体組織に当接させて高周波電圧を印加する。
電極部１は、外縁部において生体組織の切開などに好適な刃部１ｃを有する。電極部１において刃部１ｃで囲まれた側面は、生体組織の凝固などに好適な腹部１ｄを構成している。腹部１ｄは、平坦面または平面に近い緩やかな湾曲面からなる。
ただし、図１、２に示された形状は、電極部１の形状の一例である。例えば、電極部１は、丸棒状、角棒状、円板状、鉤状などであってもよい。
図２に示すように、電極部１は、電極本体１Ａ（基材）と、中間層１Ｂと、導電性付着防止膜１Ｃと、を備える。
【００１９】
図１に示すように、電極本体１Ａの外形状は、突出方向の先端の角部に円弧状部を有する矩形片状とされている。
図２に示すように、突出方向（図示紙面奥から手前に向かう方向）に直交する断面では、電極本体１Ａは外縁に向かって厚さが薄くなっていく扁平形状を有する。特に図示しないが、突出方向の先端（図１における電極部１の左端）における外縁部の断面形状も同様に、外縁に向かって厚さが薄くなっている。
図２に示す例では、電極本体１Ａの外縁部は突出方向に直交する断面内で丸みがつけられている。外縁部の丸みの曲率半径は、高周波ナイフ１０の使用目的に応じた適宜値とされる。図２では、一例として外縁部の丸みの曲率半径が電極本体１Ａの厚さの４分の１程度に描かれている。しかし、外縁部の丸みの曲率半径は、これよりも大きくてもよいし、小さくてもよい。丸みの曲率半径は、鋭いエッジを構成するほど小さくてもよい。
【００２０】
電極本体１Ａの材料としては、導電性を有するとともに加工性の良好な適宜の金属材料が用いられる。本明細書では、特に断らない限り、「金属材料」は、金属または合金を意味する。例えば、「Ｘ（金属元素名）を主成分とする金属材料」は、Ｘの高純度金属またはＸを主成分とする合金を意味する。誤解のおそれがない場合には、簡単のため、「Ｘ」をＸの高純度金属の意味で用いる場合がある。
電極本体１Ａの材質としては、例えば、アルミニウムを主成分とする金属材料、チタンを主成分とする金属材料、ステンレスなどが用いられてもよい。例えば、ステンレス、アルミニウムを主成分とする金属材料、およびチタンを主成分とする金属材料は、加工性に優れるため、複雑な形状を有する電極本体１Ａが容易に製造される。
アルミニウムを主成分とする金属材料、チタンを主成分とする金属材料、およびステンレスは、いずれも融点が１９００℃未満の金属材料である。
例えば、アルミニウム、チタン、およびＳＵＳ３０４の融点は、それぞれ、６６０℃、１８１２℃、１４５０℃である。
電極本体１Ａは、１種類の金属材料が用いられてもよいし、複数種類の金属材料が複合されていてもよい。電極本体１Ａとして、複数種類の金属材料が複合されている場合、電極本体表面１ａを構成する材料として、上述のアルミニウムを主成分とする金属材料、チタンを主成分とする金属材料、およびステンレスのいずれかが用いられることがより好ましい。
【００２１】
図１に示すように、電極本体１Ａは、把持部２に保持された基端部に接続された配線によって高周波電源３に電気的に接続されている。高周波電源３には、被処置体に装着する対極板４が電気的に接続されている。
【００２２】
図２、３に示すように、中間層１Ｂは、電極本体表面１ａ上に積層され、少なくとも把持部２から突出した電極本体１Ａの部位の全体を被覆するように設けられた薄膜である。
中間層１Ｂは、把持部２の内部の電極本体表面１ａも含めて被覆していてもよい。
中間層１Ｂは、単層構造でもよいし、多層構造でもよい。中間層１Ｂは、電極本体１Ａよりも融点が高い金属材料（第１の金属材料）の層状部を含む。中間層１Ｂが多層構造を有する場合、第１の金属材料からなる層状部は、後述する導電性付着防止膜１Ｃと接するように設けられることがより好ましい。
中間層１Ｂは、層厚方向に組成が変化する傾斜層を含んでいてもよい。
図３に示す例では、中間層１Ｂは単層である。
【００２３】
中間層１Ｂに含まれる第１の金属材料の融点は、電極本体１Ａの金属材料の融点に比べて高ければ高いほど、より好ましい。
中間層１Ｂに含まれる第１の金属材料の融点は、１９００℃以上であることがより好ましい。
中間層１Ｂに含まれる第１の金属材料は、タングステン、モリブデン、タンタル、およびニオブからなる群から選ばれた１つの金属元素を主成分とすることがより好ましい。例えば、タングステン、モリブデン、タンタル、およびニオブの融点は、それぞれ、３３８７℃、２６２３℃、２９９０℃、２４１５℃である。
【００２４】
中間層１Ｂの層厚は、特に限定されない。例えば、中間層１Ｂの層厚は、０．５μｍ以上５μｍ以下であってもよい。中間層１Ｂの層厚が０．５μｍ以上５μｍ以下の場合、例えば、スパッタリングによって中間層１Ｂを製造することが容易となる。
【００２５】
図３に模式的に示すように、導電性付着防止膜１Ｃは、中間層１Ｂの上面１ｂに積層するように設けられている。導電性付着防止膜１Ｃは、少なくとも生体組織と当接する領域において、電極部１の最表面を構成している（図２参照）。本実施形態では、導電性付着防止膜１Ｃは、少なくとも把持部２から突出する電極本体１Ａの中間層１Ｂを被覆している。
導電性付着防止膜１Ｃは、ベース材料５（非金属材料）と導電性物質６とを備える。
【００２６】
ベース材料５は、中間層１Ｂの上面１ｂとの密着性が良好であり、生体組織と付着しにくい非金属材料によって構成されている。例えば、ベース材料５は、シリコーン系樹脂、シリカ、およびフッ素系樹脂からなる群のうち少なくとも１つを含むことがより好ましい。
【００２７】
導電性物質６は、ベース材料５に分散して含有されている。
導電性物質６の材質は、導電性付着防止膜１Ｃに電極部１として必要な導電性を付与できれば特に限定されない。
例えば、導電性物質６の材質としては、カーボンブラックなどの炭素系粒子、または金属粒子が用いられてもよい。
カーボンブラックは、導電性および生体適合性に優れるとともに、ベース材料５となる非金属材料に対する分散性に優れる。このため、カーボンブラックは、導電性物質６として特に好適である。
導電性物質６として金属粒子が用いられる場合、電気導電率が高い金属材料が用いられることがより好ましい。
導電性物質６は、ベース材料５から露出して導電性付着防止膜１Ｃの外表面１ｅの一部を構成する可能性がある。このため、導電性物質６は、生体適合性を有し、かつ生体組織が付着しにくい金属材料が用いられることがより好ましい。
導電性物質６に好適な金属材料の例としては、例えば、金、銀、白金、ニッケル、銅などをそれぞれ主成分とする金属材料が挙げられる。
【００２８】
以上説明した電極部１は、例えば、以下のようにして製造されてもよい。
例えば、適宜の金属材料が加工されて電極本体１Ａが製造される。電極本体１Ａの製造方法としては、例えば、プレス加工、切削加工、成形加工などが挙げられる。
この後、電極本体１Ａの電極本体表面１ａに中間層１Ｂが形成される。
中間層１Ｂの形成方法としては、例えば、スパッタリング、蒸着、メッキなどが挙げられる。
この後、中間層１Ｂの上面１ｂに導電性付着防止膜１Ｃが形成される。
導電性付着防止膜１Ｃは、例えば、塗装によって形成されてもよい。この場合、まず、ベース材料５の成分を含む樹脂塗料あるいはセラミック塗料に導電性物質６が混合される。これにより、導電性付着防止膜１Ｃを形成するための塗料が形成される。
この後、この塗料が、適宜の塗装手段によって、中間層１Ｂの上面１ｂに塗装される。塗装手段は、特に限定されない。
塗装手段の例としては、例えば、スプレー塗装、ディップコート、スピンコート、スクリーン印刷、インクジェット法、フレキソ印刷、グラビア印刷、パッド印刷などが挙げられる。スプレー塗装、ディップコートは、塗装対象の形状が複雑であっても容易に塗装できるため、高周波医療機器に導電性付着防止膜１Ｃを形成するための塗装手段として特に好適である。
例えば、中間層１Ｂ上に形成された塗料層は、加熱されるなどして、乾燥される。これにより、導電性付着防止膜１Ｃが形成される。
以上で、電極部１が製造される。
【００２９】
次に、このような構成の高周波ナイフ１０および電極部１の作用について説明する。
図４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、比較例の高周波医療機器用の電極の作用を説明する模式的な断面図である。図５（ａ）、（ｂ）は、ぞれぞれ、切開実施前および切開実施後における比較例の電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。図６（ａ）、（ｂ）、（ｃ）は、本発明の実施形態の高周波医療機器用の電極の作用を説明する模式的な断面図である。図７（ａ）、（ｂ）は、それぞれ、切開実施前および切開実施後における実施形態の電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。
【００３０】
図１に示すように、高周波ナイフ１０を用いた処置は、例えば、患者（図示略）に対極板４を装着し、高周波電源３によって電極部１に高周波電圧を印加した状態で行われる。術者は、電極部１に高周波電圧を印加した状態で、患者の被処置部などの被処置体に電極部１の刃部１ｃまたは腹部１ｄを接触させる。
【００３１】
電極部１と対極板４との間に高周波電圧が印加されると、導電性付着防止膜１Ｃを介して生体組織との間に高周波電流が発生する。高周波電流が生体組織に流れるとジュール熱が発生する。これにより被処置体の生体組織の水分が急速に蒸発し、刃部１ｃからの押圧力によって生体組織が破断される。このため、電極部１が生体組織に対して移動されることによって生体組織の切開、切除が可能となる。
腹部１ｄを被処置体に押し当てた状態で高周波電流が流されると、被処置体の生体組織の水分が急速に蒸発し、腹部１ｄの近傍で生体組織が凝固される。このため、腹部１ｄが被処置体に押し当てられることにより止血や生体組織の焼灼が可能となる。
必要な処置が終了すると、術者は、電極部１を被処置体から離間させる。このとき、生体組織と接触している導電性付着防止膜１Ｃの外表面１ｅにはベース材料５によって生体組織が付着しにくくなっているため、生体組織は容易に剥離する。
【００３２】
しかし、高周波ナイフ１０の使用条件によっては、高周波電流による発熱によって、電極部１が高温にさらされる。特に、高周波電圧の印加によって、電極部１と生体組織との間にスパークが発生すると、電極部１と生体組織との間の微小領域に放電エネルギーが集中して急激な温度上昇が発生するおそれがある。
【００３３】
まず、本実施形態と対比するため、図４（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）に示す比較例の場合について説明する。
図４（ａ）に模式的に示すように、比較例の電極部１０１は、実施形態の電極部１から中間層１Ｂを除いて構成されている。このため、電極部１０１における導電性付着防止膜１Ｃは、電極本体１Ａの電極本体表面１ａ上に積層されている。
導電性付着防止膜１Ｃの外表面１ｅに生体組織Ｔ１が接触した状態で、高周波電圧が印加されると、生体組織Ｔ１と電極部１０１との間にスパークＳ１が発生する場合がある。ただし、図示されたスパークＳ１は模式的に表されており、放電経路、放電範囲を正確に示すことは意図されていない（後述するスパークＳ２の図示も同様）。
例えば、スパークＳ１が発生すると、スパークＳ１によって、電極本体１Ａの電極本体表面１ａと生体組織Ｔ１との間の絶縁破壊が生じて放電が発生する。
【００３４】
スパークＳ１は、微小領域に作用するため、放電エネルギーによって放電経路中の媒体が急激に加熱される。このときの温度が、電極本体１Ａの融点を超えると、電極本体表面１ａから電極本体１Ａの一部が急激に溶融する。溶融した電極本体１Ａの金属材料は飛散したり、蒸発したりする。同様に、導電性付着防止膜１Ｃも溶けたり、蒸発したりする。この結果、導電性付着防止膜１Ｃに貫通し、電極本体１Ａをえぐるような穴部Ｈが形成される。穴部Ｈの穴底には、金属材料が溶融飛散による凹凸面である粗表面１ｆが形成される。
生体組織Ｔ１が移動しやすい場合には、生体組織Ｔ１は、飛散する電極本体１Ａなどによって跳ね飛ばされて外表面１ｅから離れる。しかし、電極部１０１は生体組織に押しつけて用いられるため、図４（ｂ）に模式的に示すように、穴部Ｈには他の生体組織Ｔ２が近づく。この結果、図４（ｃ）に示すように、穴部Ｈに入り込んだ生体組織Ｔ２が穴部Ｈの粗表面１ｆに接触する。
生体組織Ｔ１が移動しにくい場合には、穴部Ｈ上の生体組織Ｔ１が、穴部Ｈに入り込んで穴部Ｈの粗表面１ｆに接触する（図４（ｃ）参照）。
【００３５】
この状態でさらに高周波電圧が印加されると、粗表面１ｆと生体組織Ｔ２（Ｔ１）との間にスパークＳ２が発生したり、通電によるジュール熱が発生したりすることで、生体組織Ｔ２（Ｔ１）の水分が蒸発し、生体組織Ｔ２（Ｔ１）が変性する（図４（ｃ）参照）。
このようにして、図４（ｄ）に模式的に示すように、粗表面１ｆ上に凝固物Ｔ２’（Ｔ１’）が付着する。
粗表面１ｆは、導電性付着防止膜１Ｃに比べると生体組織が固着しやすい金属材料で構成されており、かつ微細な凹凸を有している。このため、凝固物Ｔ２’（Ｔ１’）は、固着強度が高くなる。
このようにして、比較例の電極部１０１は、高周波電圧が印加されるたびに、生体組織の付着が増えていくため、電極部１０１の処置性能が低下していく。
【００３６】
図５（ａ）、（ｂ）に、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ、Scanning Electron Microscope）によって取得された比較例の電極部１０１における電極本体表面１ａの一例の画像（ＳＥＭ画像）が示されている。
図５（ａ）、（ｂ）における電極本体１Ａの材質としては、ＳＵＳ３０４が用いられた。ただし、導電性付着防止膜１Ｃは撮影のために除去されている。
図５（ａ）には、電極部１０１によって切開が行われる前（切開前）の電極本体表面１ａのＳＥＭ画像が示されている。図５（ｂ）には、電極部１０１によって粘膜層の切開が１０回行われた後（切開後）の電極本体表面１ａのＳＥＭ画像が示されている。なお、各ＳＥＭ画像の表示範囲の大きさは、６０μｍ×４５μｍである。
図５（ａ）に示すように、切開前の電極本体表面１ａはほぼ平坦であった。
これに対して、図５（ｂ）に示すように、切開後の電極本体表面１ａには微小な凹凸面が形成されている。この凹凸面は電極本体表面１ａが溶融することによって形成されたと考えられる。
【００３７】
実施形態の電極部１は、電極本体１Ａと導電性付着防止膜１Ｃとの間に、中間層１Ｂが設けられている。中間層１Ｂは、金属材料からなるため良導電体である。
このため、図６（ａ）に模式的に示すように、電極部１と生体組織ｔ１との間には、スパークｓ１が発生する場合、スパークｓ１は中間層１Ｂの上面１ｂと生体組織ｔ１との間で発生する。ただし、図示されたスパークｓ１は模式的に表されており、放電経路、放電範囲を正確に示すことは意図されていない（後述するスパークｓ２の図示も同様）。
このため、スパークｓ１の経路上の導電性付着防止膜１Ｃおよび中間層１Ｂが急激に加熱される。
導電性付着防止膜１Ｃは比較例の場合と同様に溶融して蒸発する。しかし、中間層１Ｂは、電極本体表面１ａよりも融点が高いため、まったく溶融しないか、溶融したとしても比較例に比べて溶融量が少なくなる。
本発明者の検討によれば、中間層１Ｂに融点が１９００℃以上の金属層が含まれていれば、中間層１Ｂの溶融の発生が格段に抑制される。特に、中間層１Ｂが、融点が２４００℃を超えるような金属材料、例えば、タングステン、モリブデン、タンタル、およびニオブからなる群から選ばれた１つの金属元素を主成分とする金属材料を含んでいれば、中間層１Ｂの溶融は防止される。
【００３８】
このため、図６（ｂ）に模式的に示すように、スパークｓ１が発生した部位の導電性付着防止膜１Ｃの蒸発によって、導電性付着防止膜１Ｃの層厚方向に貫通する穴部ｈ１が生じる。しかし、中間層１Ｂの上面１ｂはまったく損傷しないか、一部が溶融したとしても、溶融金属が飛散したり、溶融部に粗面が形成されたりするほどではない。
このように、中間層１Ｂが飛散することがないため、導電性付着防止膜１Ｃが欠損する領域も比較例に比べると狭くなる。
中間層１Ｂに伝わる熱は、中間層１Ｂ内を拡散して、一部が電極本体１Ａにも熱伝導する。しかし、電極本体１Ａの温度上昇は、比較例に比べると少なくなる。万一、電極本体１Ａの一部が溶融したとしても、中間層１Ｂに覆われているため、比較例のように、溶融金属が飛散することはない。
【００３９】
このように本実施形態では、スパークｓ１が生じても、スパークｓ１の周囲の導電性付着防止膜１Ｃが欠損するのみであるため、導電性付着防止膜１Ｃへのダメージも比較例に比べて少ない。例えば、飛散しなかった生体組織ｔ１（二点鎖線参照）が穴部ｈ１上に留まったとしても、導電性付着防止膜１Ｃの欠損部分が少ない場合には、付着防止性能が維持される。万一、生体組織ｔ１が、中間層１Ｂの上面１ｂに触れたとしても、上面１ｂは平坦面であるため、比較例に比べると、生体組織ｔ１の固着が起こりにくくなっている。
【００４０】
このような電極部１は、さらに高周波電圧が印加されると、他の生体組織ｔ２との間にスパークｓ２が発生することも考えられる。この場合、同様にして、スパークｓ２の経路の周囲に穴部ｈ２が形成される（図６（ｃ）参照）。
このように、電極部１は繰り返して使用されることによって、導電性付着防止膜１Ｃは徐々に劣化していくおそれがある。しかし、比較例の場合と比べると、劣化の進行は遅くなる。しかも中間層１Ｂの上面１ｂの露出面積が増えてきても、上面１ｂが平坦であるため比較例に比べて凝固物が剥がれやすくなっている。
【００４１】
図７（ａ）、（ｂ）に、実施形態の電極部１における中間層１Ｂの上面１ｂの一例のＳＥＭ画像が示されている。
図７（ａ）、（ｂ）に示す例では、中間層１Ｂの材質としては、層厚１μｍのタングステンが用いられた。電極本体１Ａの材質としては、比較例と同様のＳＵＳ３０４が用いられた。ただし、導電性付着防止膜１Ｃは撮影のために除去されている。
図７（ａ）には、電極部１によって切開が行われる前（切開前）の上面１ｂのＳＥＭ画像が示されている。図７（ｂ）には、電極部１によって上述の比較例のＳＥＭ画像と同様な条件で切開が行われた後（切開後）の上面１ｂのＳＥＭ画像が示されている。なお、各ＳＥＭ画像の表示範囲の大きさは、６０μｍ×４５μｍである。
図７（ａ）に示すように、切開前の上面１ｂはほぼ平坦であった。
これに対して、図７（ｂ）に示すように、切開後の上面１ｂも切開前と同様に平坦であった。このため、タングステンからなる中間層１Ｂでは、溶融が生じなかったと考えられる。
【００４２】
以上説明したように、本実施形態の高周波ナイフ１０および電極部１は、処置時にスパークが発生しても、生体組織の付着防止性能の劣化を低減できる。このため、高周波ナイフ１０および電極部１の耐用寿命が向上する。
【００４３】
［変形例］
本実施形態の変形例の高周波医療機器用の電極および高周波医療機器について説明する。
図８は、本発明の実施形態の変形例の高周波医療機器用の電極の模式的な断面図である。
【００４４】
図１に示すように、本変形例の高周波ナイフ２０（高周波医療機器）は、上記実施形態における電極部１に代えて電極部２１（高周波医療機器用の電極）を備える。図２に示すように、本変形例における電極部２１は、上記実施形態における電極部１の導電性付着防止膜１Ｃに代えて、導電性付着防止膜２１Ｃ（金属層）を備える。
以下、上記実施形態と異なる点を中心に説明する。
【００４５】
図８に模式的に示すように、導電性付着防止膜２１Ｃは、生体組織が付着しにくい金属材料からなる金属層を含んで構成されている。導電性付着防止膜１Ｃは、単層構造を有していてもよいし、多層構造を有していてもよい。導電性付着防止膜１Ｃが多層構造を有する場合には、外表面２１ｅを構成する金属層に、生体組織が付着しにくい金属材料が用いられる。この場合、外表面２１ｅを構成する金属層と中間層１Ｂとの間の金属層は、外表面２１ｅを構成する金属層と中間層１Ｂとの密着性を向上できる適宜の金属材料が用いられることがより好ましい。
外表面２１ｅを構成する金属層と中間層１Ｂとの密着性を向上できる金属材料としては、例えば、外表面２１ｅを構成する金属層を構成する金属材料と中間層１Ｂを構成する金属材料との合金が用いられてもよい。例えば、例えば、外表面２１ｅを構成する金属層を構成する金属材料と中間層１Ｂを構成する金属材料との組成が漸次または段階的に変化する傾斜層が用いられてもよい。
導電性付着防止膜２１Ｃにおいて少なくとも外表面２１ｅを構成する金属層は、金を主成分とする金属材料または白金を主成分とする金属材料が用いられることがより好ましい。
【００４６】
このような電極部２１は、上記実施形態と同様に、電極本体１Ａ上に中間層１Ｂが積層された後、導電性付着防止膜２１Ｃが成膜される。
導電性付着防止膜２１Ｃの成膜方法としては、例えば、スプレーコーティング、ディップコーティングなどが挙げられる。
【００４７】
本変形例の高周波ナイフ２０によれば、導電性付着防止膜２１Ｃが、金属層で構成される点のみが上記実施形態と異なる。このため、電極部２１の表面は、導電性付着防止膜２１Ｃの作用によって、生体組織が付着しにくくなっている。
さらに、電極部２１の使用中に発生するスパークによって、導電性付着防止膜２１Ｃが溶融しても、導電性付着防止膜２１Ｃと電極本体１Ａとの間には、上記実施形態と同様の中間層１Ｂが設けられている。このため、電極部２１の使用中に発生するスパークによって、導電性付着防止膜２１Ｃが損傷しても、中間層１Ｂによって、スパークによる電極本体１Ａの損傷と露出とが抑制される。
このため、上記実施形態と同様、本変形例の高周波ナイフ２０および電極部２１は、処置時にスパークが発生しても、生体組織の付着防止性能の劣化を低減できる。これにより、高周波ナイフ２０および電極部２１の耐用寿命が向上する。
【００４８】
なお、上記実施形態および変形例の説明では、高周波医療機器用の電極を備える高周波医療機器が、高周波ナイフの場合の例で説明したが、高周波医療機器は高周波ナイフには限定されない。本発明の高周波医療機器用の電極を好適に用いることができる他の高周波医療機器の例としては、例えば、電気メス、高周波ナイフ、高周波ハサミ、スネア等の処置具などが挙げられる。
【実施例】
【００４９】
次に、上述した実施形態および変形例に対応する高周波医療機器用の電極の実施例１〜１８について、比較例１〜５とともに説明する。下記［表１］に、各実施例、各比較例の電極部の構成および評価結果が示されている。
【００５０】
【表１】
2019072332.tif 000003
【００５１】
［実施例１］
実施例１は、上述の実施形態の電極部１に対応する実施例である。
［表１］に示すように、基材である電極本体１Ａの材質としてはステンレスであるＳＵＳ３０４が用いられた。電極本体１Ａの形状は、直径０．８ｍｍの丸棒状とされた。
中間層１Ｂ（［表１］では符号は省略。他の各部材名も同様。）は、層厚１μｍのタングステン（［表１］では「Ｗ」と記載。）が用いられた。
【００５２】
導電性付着防止膜１Ｃの主成分であるベース材料５としては、シリコーン系樹脂（［表１］では、「シリコーン」と表記。）が用いられた。
導電性付着防止膜１Ｃの導電性物質６としては、カーボンブラック（［表１］では、「ＣＢ」と表記。）が用いられた。カーボンブラックの平均粒子径は、２５ｎｍであった。
導電性付着防止膜１Ｃにおける導電性物質６の含有率は、３０ｍａｓｓ％とされた。
導電性付着防止膜１Ｃの膜厚は、２０μｍとされた。
【００５３】
実施例１の電極部１は以下のようにして製造された。
電極本体１Ａが製造された後、電極本体１Ａの電極本体表面１ａにタングステンからなる単層の中間層１Ｂが成膜された。中間層１Ｂは、スパッタリングによって成膜された。中間層１Ｂの層厚は１μｍであった。
ベース材料５および導電性物質６が、硬化時に導電性物質６の含有率が上述の値になるように計量されてから混合された。これにより、導電性付着防止膜１Ｃを形成する塗料が製造された。
塗料は、中間層１Ｂ上にスプレー塗装された。この後、塗膜は、２２０℃で２時間乾燥された。このようにして、中間層１Ｂ上に導電性付着防止膜１Ｃが成膜された。これにより、実施例１の電極部１が製造された。
電極部１は、配線が接続された後、把持部２が取り付けられた。電極部１の配線は、対極板４が接続された高周波電源３と電気的に接続された。このようにして、実施例１の高周波ナイフ１０が製造された。
【００５４】
［実施例２、３］
実施例２、３では、電極本体１Ａの材質が実施例１と異なる。
実施例２の電極本体１Ａとしては、アルミニウム（［表１］では、「Ａｌ」と表記。）が用いられた。実施例３の電極本体１Ａとしては、チタン（［表１］では、「Ｔｉ」と表記。）が用いられた。
実施例２、３の電極部１および高周波ナイフ１０は、電極本体１Ａの材質が異なる以外は、実施例１と同様にして製造された。
【００５５】
［実施例４〜６］
実施例４〜６では、中間層１Ｂの材質が実施例１と異なる。
実施例４の中間層１Ｂとしては、モリブデン（［表１］では、「Ｍｏ」と表記。）が用いられた。実施例５の中間層１Ｂとしては、タンタル（［表１］では、「Ｔａ」と表記。）が用いられた。実施例６の中間層１Ｂとしては、ニオブ（［表１］では、「Ｎｂ」と表記。）が用いられた。
実施例４〜６の電極部１および高周波ナイフ１０は、中間層１Ｂの材質が異なる以外は、実施例１と同様にして製造された。
【００５６】
［実施例７、８］
実施例７は、中間層１Ｂの層厚が０．５μｍとされた点が、実施例１と異なる。
実施例８は、中間層１Ｂの層厚が５μmとされた点が、実施例１と異なる。
実施例７、８の電極部１および高周波ナイフ１０は、中間層１Ｂの層厚が異なる以外は、実施例１と同様にして製造された。
【００５７】
［実施例９、１０］
実施例９、１０は、ベース材料５の材質が実施例１と異なる。
実施例９のベース材料５としては、セラミックスであるシリカが用いられた。実施例１０のベース材料５としては、フッ素系樹脂が用いられた。
各導電性付着防止膜１Ｃを形成する塗料としては、それぞれの成分を含有するシリカ塗料、フッ素塗料に、導電性物質６が混合されて製造された。
実施例９、１０の電極部１および高周波ナイフ１０は、導電性付着防止膜１Ｃのベース材料５を形成するための塗料が異なる以外は、実施例１と同様にして製造された。
【００５８】
［実施例１１、１２］
実施例１１、１２は、上述の変形例の電極部２１に対応する実施例である。実施例１１、１２は、実施例１における導電性付着防止膜１Ｃに代えて導電性付着防止膜２１Ｃを備える。
実施例１１の導電性付着防止膜２１Ｃとしては、金（［表１］では「Ａｕ」と表記）が用いられた。実施例１２の導電性付着防止膜２１Ｃとしては、白金（［表１］では「Ｐｔ」と表記）が用いられた。
各導電性付着防止膜２１Ｃの層厚は、１μｍとされた。
実施例１０、１１の電極部２１および高周波ナイフ２０は、導電性付着防止膜２１Ｃとして、上述の導電性付着防止膜１Ｃの金属層がメッキによって形成された以外は、実施例１と同様にして製造された。
【００５９】
［実施例１３〜１５］
実施例１３〜１５では、導電性物質６の材質が実施例１と異なる。
実施例１３の導電性物質６としては、平均粒子径が２５ｎｍの金粒子（［表１］では、「Ａｕ粒子」と表記。）が用いられた。実施例１４の導電性物質６としては、平均粒子径が４０ｎｍの銀粒子（［表１］では、「Ａｇ粒子」と表記。）が用いられた。実施例１５の導電性物質６としては、平均粒子径が３０ｎｍのニッケル粒子（［表１］では、「Ｎｉ粒子」と表記。）が用いられた。
実施例１３〜１５の電極部１および高周波ナイフ１０は、導電性付着防止膜１Ｃを形成するための塗料に含有される導電性物質６の材質が異なる以外は、実施例１と同様にして製造された。
【００６０】
［実施例１６〜１８］
実施例１６〜１８では、導電性物質６の含有率が実施例１と異なる。
実施例１６〜１８における導電性物質６の含有率は、それぞれ、５ｍａｓｓ％、１０ｍａｓｓ％、２０ｍａｓｓ％とされた。
実施例１６〜１８の電極部１および高周波ナイフ１０は、導電性付着防止膜１Ｃを形成するための塗料に含有される導電性物質６の添加量が異なる以外は、実施例１と同様にして製造された。
【００６１】
［比較例１〜５］
比較例１〜５について、上記の実施例と異なる点を中心に説明する。
比較例１は、上記実施例１において中間層１Ｂが削除された場合の例になっている。
比較例２〜４は、上記実施例１において、中間層１Ｂの材質が変更された例になっている。
比較例２では、タングステンに代えて、金（［表１］では、「Ａｕ」と表記。）が用いられた。金の融点は、１０６４℃である。
比較例３では、タングステンに代えて、窒化チタンアルミニウムケイ素（ＴｉＡｌＳｉＮ）が用いられた。ＴｉＡｌＳｉＮの融点は、１０６４℃である。
比較例４では、タングステンに代えて、窒化クロム（ＣｒＮ）が用いられた。ＣｒＮの融点は、８００℃である。
比較例５は、上記実施例１において導電性物質６が削除された場合の例になっている。比較例５では、付着防止膜は層厚５μｍのシリコーン系樹脂によって構成された。
【００６２】
［評価方法］
実施例１〜１８、比較例１〜５の電極部における生体組織の付着防止性評価が行われた。
付着防止性評価は、切開性能の経時変化の測定が行われた。これは電極への生体組織の付着が発生すると、通電しづらくなり、切開性が低下するためである。
具体的な試験方法としては、後述する所定の切開動作を繰り返された。
被処置体としては豚の胃が用いられた。各実施例、各比較例の電極部を用いて、被処置体の粘膜層および粘膜下層の切開動作が繰り返して行われた。１回の切開動作は、切開モード、出力５０Ｗ、切開距離１０ｍｍの条件で行われた。
このような切開動作は、電極部ごとに５００回ずつ行われた。５００回目の切開では、１０ｍｍ切開するのに要した時間（切開時間）が測定された。
【００６３】
［評価結果］
［表１］に切開時間と、付着防止性評価の判定が記載されている。
切開時間が５秒以内の場合、切開性が良好である。このため、生体組織の付着防止性として、「良い」（ｇｏｏｄ、［表１］には「○」と記載）と評価された。
切開時間が５秒を超える場合、切開性が不良である。このため、生体組織の付着防止性として、「不良」（ｎｏ  ｇｏｏｄ、［表１］には「×」と記載）と評価された。
［表１］に示すように、実施例１〜６、９、１０の各電極部による切開時間は３秒であった。実施例７、８、１１〜１５、１７、１８の各電極部による切開時間は４秒であった。実施例１６の電極部による切開時間は５秒であった。
このため、実施例１〜１８の電極部の付着防止性はいずれも「良い」と評価された。
これに対して、比較例１〜４の電極部による切開時間は、それぞれ、３０秒、２０秒、２０秒、３０秒であった。このため、比較例１〜４の電極部の付着防止性はいずれも「不良」と評価された。
比較例５の電極部の付着防止膜は、導電性を有しなかったため、初期状態でも被処置体を切開できなかった。このため、比較例５は「不良」と評価された。
【００６４】
比較例１は、図４（ａ）、（ｂ）に示す比較例の構成を有していたため、上述したように、電極本体１Ａの溶融が発生した結果、生体組織が固着して切開性が低下したと考えられる。
比較例２〜４の場合、いずれも中間層の材質の融点が基材の材質の融点に比べて低かったため、付着防止膜の損傷および基材の溶融が生じた結果、生体組織が固着して切開性が低下したと考えられる。
【００６５】
以上、本発明の好ましい実施形態、変形例を、各実施例とともに説明したが、本発明はこれらの実施形態、変形例、各実施例に限定されることはない。本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、構成の付加、省略、置換、およびその他の変更が可能である。
また、本発明は前述した説明によって限定されることはなく、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。
【符号の説明】
【００６６】
１、２１  電極部（高周波医療機器用の電極）
１ａ  電極本体表面
１Ａ  電極本体（基材）
１ｂ  上面
１Ｂ  中間層
１Ｃ  導電性付着防止膜
１ｅ、２１ｅ  外表面
１ｆ  粗表面
５  ベース材料（非金属材料）
６  導電性物質
１０、２０  高周波ナイフ（高周波医療機器）
２１Ｃ  導電性付着防止膜（金属層）
【図１】
2019072332.tif 000004
【図２】
2019072332.tif 000005
【図３】
2019072332.tif 000006
【図４】
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【図５】
2019072332.tif 000008
【図６】
2019072332.tif 000009
【図７】
2019072332.tif 000010
【図８】
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