(57)【要約】本願は、治療用針電極に関し、特に腫瘍に対する経皮的な直流療法用の電極に関し、この電極は、画像生成処理によって視覚化するのに適しており、白金及び/又は絶縁金属の被覆が設けられている。また本願は、本発明による針電極の製造方法に関する。【特許請求の範囲】
【請求項１】
治療用の、特に皮膚を通しての腫瘍に対する直流電気療法用の針電極であって、画像生成処理によって視覚化可能であるものにおいて、
前記針電極が、白金及び/又は絶縁ポリマーからなる被覆を施されていることを特徴とする針電極。
【請求項２】
前記針電極が白金で被覆されているチタン製の本体を有することを特徴とする請求項１の針電極。
【請求項３】
前記白金被覆がPVDによる被覆であることを特徴とする請求項２の針電極。
【請求項４】
前記白金被覆の厚みが、0.1μm〜3.0μmの範囲にあり、好ましい厚みがおおよそ1.0μmであることを特徴とする請求項２又は３の針電極。
【請求項５】
前記チタン製の本体の直径が、0.1mm〜1.0mmの範囲にあり、好ましくは0.5mm〜0.8mmの範囲にあることを特徴とする請求項２〜４の何れか１項の針電極。
【請求項６】
前記針電極が、針先端領域を除いて、電気的非導電性の絶縁ポリマーによって被覆されていることを特徴とする請求項１〜５の何れか１項の針電極。
【請求項７】
前記ポリマーがパリレンN、パリレンD又は好ましくはパリレンCからなることを特徴とする請求項６の針電極。
【請求項８】
絶縁被覆がポリテトラフルオロエチレン（PTFE）からなることを特徴とする請求項６の針電極。
【請求項９】
前記ポリマー層の厚みが、0.001mm〜0.09mmの範囲にあり、好ましくは0.025mm〜0.05mmの範囲にあることを特徴とする請求項６〜８の何れか１項の針電極。
【請求項１０】
前記針電極が電気化学療法用のカニューレとして設計されていることを特徴とする請求項１〜９の何れか１項の針電極。
【請求項１１】
前記本体が医療用鋼材から形成されていることを特徴とする請求項１〜１０の何れか１項の針電極。
【請求項１２】
前記針電極の長さが3cm〜20cmの範囲にあり、好ましくは6cm〜14cmの範囲にあることを特徴とする請求項１の針電極。
【請求項１３】
電気療法用の、特に皮膚を通しての腫瘍に対する直流電気療法用の針電極を製造する方法であって、
チタン製の針電極がPVD工程を利用して白金で被覆されていることを特徴とする方法。
【請求項１４】
前記PVD工程が、
-真空容器内で白金の金属を気化し、イオン化する工程、
-任意に、反応ガスを付加する工程、
-電流を適用する工程、
-前記チタン製の本体上に形成されるイオンを加速し、その本体上に白金を付着させる工程、
からなることを特徴とする請求項１３の方法。
【請求項１５】
前記電極が、前記電極の先端の領域を除いて、非導電性ポリマーで付加的に被覆されていることを特徴とする請求項１３又は１４の方法。
【請求項１６】
前記ポリマーがパリレンN、好ましくはパリレンD、より好ましくはパリレンCからなることを特徴とする請求項１５の方法。
【請求項１７】
前記非導電性ポリマーが、Gorhamの付着工程を利用して適用されていることを特徴とする請求項１５又は１６の方法。
【請求項１８】
前記絶縁被覆が噴霧操作により適用されていることを特徴とする請求項１５の方法。
【請求項１９】
前記被覆に利用される材料がポリテトラフルオロエチレン（PTFE）であることを特徴とする請求項１８の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は治療用の針電極に関する。特に本発明は、画像生成処理によって視覚化するのに適している腫瘍に対する経皮的な直流療法用の電極に関する。さらに本発明は、本発明の針電極の製造方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
今日、初期の腫瘍、皮膚腫瘍又は癌の処置に対して種々の治療が利用されている。本発明では、次の治療法、すなわち腫瘍の外科的除去、寒冷療法、発熱療法、化学療法、アルコールによる除去、経皮的ラジオ波焼灼療法又は電気化学療法に言及する。
【０００３】
電気化学的腫瘍治療法（ECT）は直流電気療法としても知られている。この方法は、機能的な理由又は審美的な理由から手術することができず、放射線療法によってもはや処置することができず、又は化学療法に対して耐性が示されている腫瘍を処置するために第一に利用されている。電気化学的腫瘍治療法（ECT）又は直流電気療法は、皮膚癌、リンパ節癌又は分離した器官の癌のような腫瘍組織の適所に電極を配置し、腫瘍組織を介して直流電流を流すことからなる。腫瘍組織を破壊又は壊死（完全に死滅）させるだけの、十分に高い総量の電流が流される。
【０００４】
電極に直流電流が印加されると、種々の化学的電気的変化によって、腫瘍組織のpH値及び電荷が変化する。したがって腫瘍の領域内に形成された電場が、荷電粒子を生じ、電場内で移動する。
【０００５】
負の荷電粒子（アニオン）は正に帯電している電極（陽極）に向かって移動し、一方正の荷電粒子（カチオン）は陰極（負の電極）に向かって移動する。電荷分離又は分離作用として知られているこの過程で、タンパク質のようなより大きな荷電粒子もこれらの電荷分離によって分離される。腫瘍細胞の破壊における重要な要素は、細胞膜で行われ、細胞膜の代謝機能（電解質ポンプ、養分ポンプなど）を著しく阻害する分極変化である。したがって生存過程で重要かつ必須の、癌細胞に固有の平衡が中断されて、癌細胞は死にいたる。
【０００６】
この処置方法は、腫瘍組織の電気抵抗が健康な組織の電気抵抗よりも著しく低いため、腫瘍学においてますます利用されてきている。本質的に電流は有害な組織に集中し、悪性の（有害な）組織を選択的に破壊することが可能となる。破壊された腫瘍組織は、例えば細胞を破壊する働きが増強されることによって、自然の過程により分解され、排除され、傷跡の組織と入れ替わる。
【０００７】
この電気化学療法の拡張された形態では化学療法と組み合わされる。腫瘍組織に対する直流電流の破壊効果は、腫瘍にマイトマイシン、アドリブラチン、エピルビシン及びシスプラチンのような細胞増殖抑制剤を付加的に導入することによって増強することができる。これらの細胞増殖抑制剤は、大部分、電場内で陽極から腫瘍組織を介して陰極へ移動する陽イオン物質である。このようにして、細胞増殖抑制剤が、選択的にかつ集中した形態で、腫瘍組織内に導入されかつ腫瘍組織内に分配され、それによって細胞増殖抑制剤の最適な効果がもたらされる。電気療法を伴わない体系的な化学療法又は局部細胞増殖抑制剤灌流法では、物質の導入が常に制御可能というわけではなく、したがって健康な組織もまた破壊されることがある。
【０００８】
さらなる効果は、電場によって細胞膜の電位に起こる変化である。この変化によって、細胞が開放され、それによって細胞増殖抑制剤の吸収が、他の場合によるよりも一層効果的となる。陽極によって生じる電場における酸性の状態は、細胞増殖抑制剤の増強された働きをもたらす。結局事実上の係数は数倍よりも大きくなる。
【０００９】
この理由から、細い針として設計されている電極、又は組み合わされた電気療法/化学療法用のカニューレとして設計されている電極が、電気療法処置に対して利用される。従来の針又はカニューレは、銅又は、銅と合金化されたあるいは合金化されていないステンレス鋼から製造されている。これらの針の主な欠点は、実際に、銅合金が電気化学分解（電食）にさらされるということにある。銅が存在している場合、形成される銅イオンは高濃度で器官に対して毒性を示す。さらに針/カニューレの導電性及び耐久性を低下させる。したがって電場は最適なやり方で形成されず、これは処置条件に不利な影響を与える。導入された細胞増殖抑制剤と銅イオンの間の相互作用のために、腫瘍組織と健康な組織に対する負の効果は、完全に除外することができない。
【００１０】
血管領域内の挿入管の電気腐食の分離/付着によって、電極として使用される針、特にステンレス鋼から製造されている針もまた重要である。このような電極は、主に首/背中の領域に適用され、しばしば痛みと、醜い表面の火傷や傷をもたらす。
【００１１】
さらに針電極及びカニューレとしての材料を選択する場合、一方で物理特性（導電性、耐久性、強度）を考慮し、他方で拒否反応及び組織の炎症（適合性）の危険性を考慮することが重要である。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
以上の要件を考慮して、本発明は、電気抵抗及び、電場が形成されることによって誘導される状態に対して高い抵抗性のみならず幅広い適合性（生体適合性）及び細胞増殖抑制剤に対して不活性物質である針電極を提供することを目的としている。さらにそのような針電極は、適用された部位に、表面の目立つ火傷及び/又は傷をいくらかも残してはならない。本発明は、上記特性を有する針電極を製造する方法を提供することも望ましい。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
上記課題を解決するために、本発明は、最初に言及した形式の針電極に基づき、白金及び/又は絶縁ポリマー層で被覆されている電極、特にチタン製の本体を白金で被覆した針電極を提案する。
【００１４】
医学界では、人体器官との生体適合性及び卓越した耐衝撃特性と耐衝突特性のために、チタンが、骨用の釘、人工器官、注射針などの製造に利用されている。さらにチタンは、その物理特性、すなわち非常に良好な導電性を有するために、針電極又はカニューレ用の理想的な材料である。しかしながらその腐食及び孔食電位のために、チタン又はチタン合金は電極材料としてまれにしか使用されていない。
【００１５】
耐腐食性を改善するために、所与のチタン製の本体/物体に不動態化酸化被覆を設けることができる。しかしながらこの解決法は、電気療法を満足するものではない。
【００１６】
この理由のため、本発明ではチタン製の本体を白金で被覆することを提案する。白金は、電気化学的腐食をわずかしか示さない貴金属の族に分類される。白金の電極は、良好な電気導電性を有し、高い耐久性を示すために、良好な電極として知られている。チタン製の本体に白金被覆を適用することによって、針電極の耐腐食性及び耐孔食性を高めることができ、同時にその高い電気導電性は影響されずに維持される。高価な白金を使用して、100％の白金からなる針電極を製造することは、結果的に高い処置コストを導くため、経済的に見て賢明な方法とは言えない。さらに白金が非常に柔軟な材料であるために、電極本体として白金又は白金合金を使用することは除外されなければならない。強度は、人体に導入される針電極に対して主要な要件である。
【００１７】
これまでの研究は、チタン製の本体を貴金属で被覆することが非常に困難な工程であることを示している。貴金属層は、チタン製の本体に対してまれにしか恒久的に付着されない。これらの被覆層は、非常に短い時間のうちに剥がれ又は消滅する傾向がある。電気療法に対して、チタン製の本体は、恒久的に又は少なくとも処置の行われている期間、白金層と密着していることが必要である。この要件はPVD工程によって達成される。
【００１８】
この理由のため、適切な被覆は、PVD工程（物理蒸着法）を利用して適用されている白金被覆である。3つの異なる技術が存在する。好適な実施形態では、白金が真空容器内で蒸発され、イオン化及び加速されて、チタン製の本体に付着される。適用されるイオンは強く加速されるために、薄い白金層がチタン製の本体に比較的長持ちするように付着する。
【００１９】
原子化/希ガスプラズマ技術、イオンビームスパッター技術、又はプラズマアシストメタライジング又はイオン打ち込みのような技術の組み合わせのような他の技術を、同様に、白金を被覆するために利用することができる（文献：Roempp, Chemie Lexikon, Thieme Verlag, 9. erweiterte und neubearbeitete Auflage）。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２０】
耐腐食性及び、針電極に対する白金層の十分に長持ちする付着を保証するために、白金層の厚みは0.1μm〜3.0μmの範囲であり、好ましい厚みはおおよそ1.0μmである。チタン製の本体の直径は、0.1mm〜1.0mmの範囲であり、好ましくは0.5mm〜0.8mmの範囲である。驚くべきことに、針電極の耐腐食性は、白金層の厚みに対するチタン製の本体の直径の比に依存することが見出された。この比は、0.00075に対して1〜0.0025に対して1（白金層に対してチタン製の本体の直径）の範囲にある。細いチタン製の本体は、耐腐食性を保証するために、関連した関係でより厚い層を設けられることが好ましい。
【００２１】
0.00125に対して1の比が特に適する。
【００２２】
本発明の針電極は、画像生成システムによって、特に磁気（共鳴）トモグラフ、コンピュータートモグラフ及び超音波透視法によって視覚化するのに適している。処置の間、腫瘍及び針電極の視覚化は必要不可欠なものである。針電極は、皮膚及び身体の組織を介して腫瘍内に導かれる。腫瘍組織と腫瘍ではない組織の間の境界は、健康な細胞が破壊されることのないように、さらに針の正確な位置を見ることができるように明確に視覚化されなくてはならない。
【００２３】
針電極の好適な長さは、皮膚癌及び柔らかな組織の腫瘍どちらも処置できるように、3cm〜20cmの範囲であり、より望ましくは6cm〜14cmの範囲である。
【００２４】
本発明のさらに好適な実施形態では、針電極、特に白金で被覆されたチタン製の針電極が非導電性の絶縁ポリマー層で被覆されている。皮膚癌よりもさらに深い腫瘍の場合には、針電極が皮膚を通して導かれ、腫瘍内に案内されることに注目する。皮膚を通して導かれる長さは腫瘍の位置に依存する。普通、健康な細胞が、針電極の導かれる箇所に沿って位置している。電圧が印加されると、この領域にある健康な細胞が刺激される。
【００２５】
絶縁されている針電極は、針電極の導かれる箇所に沿って位置している健康な組織を傷つけない。電圧は、専ら腫瘍に適用され、このことは、破壊効果を有する電場が腫瘍にのみ形成されることを意味する。この理由のため、絶縁層は、先端、又は針電極の端部の画定される長さが被覆されないように設計されている。この画定される長さは、針電極を腫瘍内にどのくらい突き刺すかに依存している。これは腫瘍の寸法に依存する。概して本発明では、針先端までの画定される長さは針先端領域として画定される。電極が白金被覆及び絶縁被覆を設けられていると、白金被覆は針先端領域に限定され、白金被覆と絶縁被覆の重なり合う量は所望のように決められる。
【００２６】
従来のステンレス鋼製の針/カニューレには絶縁層が設けられておらず、しばしば導入する箇所において火傷跡を残す。
【００２７】
この理由のために、本発明の絶縁層は、電気的処置又は電気化学的処置、例えば特に血管内での又は血管動脈瘤の血管内処置において利用されるような閉塞コイルの電解質の分離で使用される他の医療用装置としても使用される。この目的に対する好ましい電極は、絶縁被覆を有する医療用鋼材からなるステンレス鋼製の電極であるが、白金で被覆されているチタン製の電極もまた利用することができる。
【００２８】
被覆の厚みは、材料及び利用される処置に依存するが、良好な付着が保証され、また電極が被覆された領域において安全に絶縁されているようでなければならない。
【００２９】
使用されるポリマーは、パリレンNであるが、好ましくはパリレンD、より好ましくはパリレンCである。これらのポリマーは、卓越した絶縁特性を有し、理想的な障壁プラスチックである。モノマーが、CVD（化学蒸着法）工程を利用して、針の上で重合され、付着される。CVD法はGorhamの工程に基づく。
【００３０】
本発明のさらなる実施形態では、PTFE（ポリテトラフルオロエチレン）の絶縁被覆が利用される。この形式の被覆は噴霧操作により適用されることが好ましい。
【００３１】
ポリマー層の厚みは、0.01mm〜0.09mmの範囲にあり、好ましくは0.025mm〜0.05mmの範囲である。
【００３２】
この絶縁被覆の利点は、乾燥状態での摩擦を低減することができ、電気的絶縁性に優れ、非常に薄い透明層とすることができることにある。
【００３３】
本発明によれば、針電極は、電気化学療法用のカニューレとして設計することができる。電気化学療法は、直流電気療法と化学療法を組み合わせたものである。
【００３４】
さらに本発明は、電気療法で利用される、特に皮膚を通しての腫瘍に対する直流電気療法に対して利用される本発明による針電極の製造方法に関し、この方法では、針電極のチタン製の本体にPVD工程を利用して白金を被覆する。
【００３５】
特にPVD工程は、
-真空容器内で白金の金属を気化し、イオン化し
-任意に、反応ガスを付加し
-電流を適用し
-チタン製の本体上に形成されるイオンを加速し、その本体上に白金を付着させる
各工程からなる。
【００３６】
この工程は、理想的なやり方で、チタン製の本体を白金により被覆することを可能とする。反応ガスを付加することによって、実際の層の材料を形成することを補助し、この材料は相当の距離離れて配置されているチタン製の本体に付着する。
【００３７】
Gorhamによって開示されたような付着工程を利用して、非導電性ポリマーが針に適用される。被覆を付着する目的のために、ポリマーであるパリレンが気相から凝結される（Gorhamの工程）。第一に固体のジパラキシリレン二量体をおおよそ150℃で蒸発させる。おおよそ680℃で、この二量体は2つのメチレン-メチレン結合で分断され、これにより安定なp-キシレン単量体の形成がもたらされる。次にこの単量体が、蒸着容器内のチタン製の本体上で室温において重合する。
【００３８】
本発明のさらなる実施形態では、PTFE（ポリテトラフルオロエチレン）の絶縁被覆が利用される。この形式の被覆は噴霧操作により適用されることが好ましい。
【００３９】
以下に本発明の詳細を実験及び図に基づいて説明する。
【実施例１】
【００４０】
異なる被覆を有する針電極の耐腐食性及び耐孔食性に関する試験
種々の金及び白金で被覆されているチタン製のECT針の耐腐食性及び耐孔食性を、豚の肝臓にそれぞれ同じ間隔で2つの針を導入し、それらの電極に直流電流を適用することによって試験した。異なる通電時間の試験を実施した。
【００４１】
【表１】
2004533884.tif 000002
【００４２】
結果
試験は、金の被覆ではなく、白金の被覆（2及び3）を施したものが腐食及び孔食による影響をほとんど受けないことを示した。金の被覆を施したものは、短時間の後でさえも表面構造に変化を示した。
【００４３】
同様の白金で被覆されているチタン製の本体（直径0.5mm）の場合には、20分後にわずかな分解が発生した。これは、層の厚みを増したことにより、実際上対処された。
【国際公開パンフレット】
2004533884.tif 000003
2004533884.tif 000004
2004533884.tif 000005
2004533884.tif 000006
2004533884.tif 000007
2004533884.tif 000008
2004533884.tif 000009
2004533884.tif 000010
2004533884.tif 000011
2004533884.tif 000012
2004533884.tif 000013
2004533884.tif 000014
2004533884.tif 000015
2004533884.tif 000016
【国際調査報告】
2004533884.tif 000017
2004533884.tif 000018
2004533884.tif 000019
2004533884.tif 000020
2004533884.tif 000021
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