[go: up one dir, main page]

WO2019078089A1 - 高周波医療機器用の電極および高周波医療機器 - Google Patents

高周波医療機器用の電極および高周波医療機器 Download PDF

Info

Publication number
WO2019078089A1
WO2019078089A1 PCT/JP2018/037968 JP2018037968W WO2019078089A1 WO 2019078089 A1 WO2019078089 A1 WO 2019078089A1 JP 2018037968 W JP2018037968 W JP 2018037968W WO 2019078089 A1 WO2019078089 A1 WO 2019078089A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
electrode
high frequency
medical device
covering layer
frequency medical
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.)
Ceased
Application number
PCT/JP2018/037968
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
広明 葛西
由 村野
義幸 小川
卓矢 藤原
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Olympus Corp
Original Assignee
Olympus Corp
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Olympus Corp filed Critical Olympus Corp
Publication of WO2019078089A1 publication Critical patent/WO2019078089A1/ja
Priority to US16/811,608 priority Critical patent/US20200205880A1/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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
    • 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
    • A61B2018/00077—Electrical conductivity high, i.e. electrically conducting
    • 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
    • A61B2018/00107—Coatings on the energy applicator
    • A61B2018/0013—Coatings on the energy applicator non-sticking
    • 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
    • A61B2018/00107—Coatings on the energy applicator
    • A61B2018/00136—Coatings on the energy applicator with polymer
    • 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
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00589—Coagulation
    • 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
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00595—Cauterization
    • 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
    • A61B2018/00571—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body for achieving a particular surgical effect
    • A61B2018/00601—Cutting
    • 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
    • A61B2018/1405—Electrodes having a specific shape
    • A61B2018/1407—Loop
    • A61B2018/141—Snare
    • 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
    • A61B2018/1405—Electrodes having a specific shape
    • A61B2018/1412—Blade
    • 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
    • A61B18/1442—Probes having pivoting end effectors, e.g. forceps
    • A61B2018/146—Scissors

Definitions

  • the present invention relates to an electrode for a high frequency medical device and a high frequency medical device.
  • Priority is claimed on Japanese Patent Application No. 2017-203665, filed Oct. 20, 2017, the content of which is incorporated herein by reference.
  • An apparatus for applying a high frequency voltage to a living tissue is known as a high frequency medical device.
  • Such high frequency medical devices are used to treat living tissue by applying a high frequency voltage to living tissue.
  • high frequency medical devices can dissect, coagulate or cauterize biological tissue.
  • an electrode for a high frequency medical device in order to prevent biological tissue from adhering to the electrode surface, a technique of coating a non-adhesive substance on the electrode surface may be used.
  • the non-adhesive substance has electrical insulation, there is a problem that the high frequency characteristics as the electrode deteriorate and the dissection property deteriorates.
  • Patent Document 1 discloses a conductive electrode having an edge portion with a width of 0.2 mm or less for the purpose of obtaining good dissection even when the electrode surface is covered with a non-adhesive substance. It has been proposed to use a surgical electrode member.
  • the prior art as described above has the following problems.
  • the electrosurgical electrode member of Patent Document 1 since the conductive electrode has an edge portion with a width of 0.2 mm or less, the current density in the vicinity of the edge portion is increased. For this reason, according to the electrosurgical electrode member of Patent Document 1, even if the conductive electrode is coated with a non-adhesive substance which is an insulator, it can be cut.
  • the electrode member for electrosurgery of Patent Document 1 since the high frequency energy is concentrated on the non-adhesive substance in the vicinity of the edge, deterioration of the non-adhesive substance and peeling of the non-adhesive substance from the electrode surface are likely to occur. . For this reason, there is a problem that the useful life of the electrosurgical electrode member is shortened even if the incision property is improved.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide an electrode for a high frequency medical device and a high frequency medical device capable of maintaining good treatment performance for a long time.
  • an electrode for a high frequency medical device comprises a substrate, and at least one of a fluorocarbon resin and a silicon compound laminated on the substrate, and having volume resistance And a covering layer having a rate of 1.0 ⁇ 10 0 ⁇ ⁇ cm or more and 1.0 ⁇ 10 13 ⁇ ⁇ cm or less and a layer thickness of 1 ⁇ m or more and 30 ⁇ m or less.
  • the covering layer may contain carbon particles.
  • the thickness of the covering layer may be 5 ⁇ m or more and 30 ⁇ m or less.
  • a high frequency medical device includes an electrode for the high frequency medical device.
  • the electrode for a high frequency medical device and the high frequency medical device of the present invention good treatment performance can be maintained for a long time.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. It is a typical sectional view of an electrode for high frequency medical equipment of an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a schematic configuration view showing an example of a high frequency medical device according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG.
  • FIG. 3 is a schematic cross-sectional view of an electrode for a high frequency medical device according to an embodiment of the present invention.
  • the high frequency knife 10 of this embodiment shown in FIG. 1 is an example of the high frequency medical device of this embodiment.
  • the high frequency knife 10 is a medical treatment tool that incises and cuts out a living tissue, coagulates (hemostasis) the living tissue, and cauters by applying a high frequency voltage.
  • the high frequency knife 10 includes a rod-like grip 2 for an operator to hold by hand, and an electrode 1 (an electrode for a high frequency medical device) protruding from the tip of the grip 2.
  • the gripping portion 2 and the electrode portion 1 are electrically insulated from each other.
  • the electrode unit 1 abuts on a living tissue as a treatment object to apply a high frequency voltage.
  • the electrode unit 1 includes an electrode body 1A (base material) and a covering layer 1B.
  • the electrode body 1A is formed of a conductive good metal material. If the material of the electrode main body 1A is a metal material excellent in processability, a complicated electrode shape can be easily formed. Examples of metal materials suitable for the electrode body 1A include stainless steel, aluminum, an aluminum alloy, titanium, a titanium alloy and the like.
  • an appropriate shape which is easy to fix to the grip portion 2 is used in the electrode main body 1A.
  • the shape of the protruding portion 1 a protruding from the grip portion 2 in the electrode main body 1 A is an appropriate shape corresponding to the treatment application of the electrode portion 1.
  • the shape of the protruding portion 1a may be plate-like, round bar-like, square bar-like, disk-like, or bowl-like.
  • a sharp edge portion means a rounded edge portion having a radius of curvature of 0.1 mm or less in a cross section perpendicular to the edge, or a width of 0.2 mm in a cross section perpendicular to the edge It means the following V-shaped edge part.
  • a sharp needle-like portion means a needle-like portion having a curvature radius of 0.1 mm or less at the tip curved surface, or a needle-like portion having a tip surface having a diameter of 0.2 mm or less.
  • the shape of the protrusion 1a of the electrode body 1A shown in FIGS. 1 and 2 is a rectangular plate.
  • the length x width x thickness of the protrusion 1a is L x W x T (where T ⁇ W ⁇ L).
  • the thickness T be less than 0.2 mm and the curvature radius R be greater than 0.1 mm.
  • the electrode body 1 ⁇ / b> A is electrically connected to the high frequency power supply 3 by a wire connected to the fixed end 1 b in the grip 2.
  • the high frequency power supply 3 is electrically connected to a return electrode plate 4 mounted on the treatment subject.
  • the covering layer 1B is formed of a thin film which is laminated on the electrode body surface 1c of the electrode body 1A and covers at least the whole of the projecting portion 1a.
  • the cover layer 1B is configured to include at least one of a fluorocarbon resin and a silicon compound for the purpose of suppressing adhesion of a living tissue.
  • the covering layer 1B is configured to have a volume resistivity of 1.0 ⁇ 10 0 ⁇ ⁇ cm or more and 1.0 ⁇ 10 13 ⁇ ⁇ cm or less and a layer thickness of 1 ⁇ m or more and 30 ⁇ m or less.
  • the layer thickness of the covering layer 1B is more preferably 5 ⁇ m or more and 30 ⁇ m or less.
  • PTFE polytetrafluoroethylene
  • PFA tetrafluoroethylene-perfluoroalkylvinylether copolymer
  • FEP tetrafluoroethylene-hexafluoropropylene copolymer
  • ETFE tetrafluoroethylene-ethylene copolymer
  • PCTFE polychlorotrifluoroethylene
  • KH-100 trade name; manufactured by Kawasu Laboratory Co., Ltd.
  • the silicon compound contained in the covering layer 1B at least one material selected from the group consisting of silicone resin, silicone rubber, silica having a methyl group modified on the surface, silicone resin, and silicone rubber is used. It may be done.
  • silicone resin KR-251 (trade name; manufactured by Shin-Etsu Chemical Co., Ltd.) may be used.
  • the covering layer 1B may be composed of only the at least one of the fluorocarbon resin and the silicon compound.
  • the covering layer 1B may contain a conductive additive for adjusting the electrical resistance in order to realize the above-described volume resistivity.
  • the covering layer 1B is made of a base material 5 containing at least one of a fluorocarbon resin and a silicon compound, and a conductive filler 6 dispersed in the base material 5 (conductive additive) And may be provided.
  • the content rate of the conductive filler 6 is adjusted according to the electrical resistance of the base material 5 so that the above-mentioned volume resistivity is obtained as the covering layer 1B.
  • the covering layer 1B may be formed of a mixture (for example, KH-100 described above) provided by mixing an uncured material serving as the base material 5 and the conductive filler 6 in advance.
  • the covering layer 1B may be formed by a material obtained by further adding another conductive filler 6 to a mixture provided by mixing an uncured material serving as the base material 5 and the conductive filler 6 in advance. .
  • Carbon-based fillers are in the form of particles (powdery) like conductive carbon black, PAN-based, pitch-based carbon fibers, fibers like carbon nanotubes (CNT), flakes (plates) like graphite, graphene plates Or the like.
  • Metallic fillers include powders such as Au (gold), Ag (silver), Ni (nickel), Cu (copper), Zn (zinc), Al (aluminum), SUS (stainless steel), etc., Ag, Ni, Cu, It may be in the form of flakes such as Zn and Al, or in the form of fibers such as Cu and SUS.
  • the metal film-based filler may be constituted by coating a particulate (powdery) or fibrous mica, a glass bead, a glass fiber, a base filler such as calcium carbonate, titanium oxide or the like with Ni, Al or the like.
  • the metal-based filler has the advantage of being able to reduce the amount of addition because it is more conductive than the carbon-based filler.
  • the metal covering filler has an advantage that the color can be adjusted by selecting the color of the base filler.
  • flake graphite is used as a carbon filler
  • conductivity is improved due to the development of crystallinity.
  • fibrous carbon is used as the carbon filler, since it is in the form of fibers, the strength can be improved by entanglement with each other.
  • the electrode unit 1 described above may be manufactured, for example, as follows.
  • an appropriate metal material is processed to manufacture the electrode body 1A.
  • Examples of the method of manufacturing the electrode main body 1A include pressing, cutting, and forming.
  • the covering layer 1B is formed on the electrode body surface 1c of the electrode body 1A.
  • the cover layer 1B may be formed, for example, by painting.
  • the conductive filler 6 is first mixed with the paint containing the components of the base material 5.
  • the addition amount of the conductive filler 6 is an amount determined so as to obtain the necessary volume resistivity at the time of curing of the paint.
  • the necessary addition amount of the conductive filler 6 can be determined in advance by experiments and the like.
  • a coating material for forming the coating layer 1B is prepared.
  • the coating material is applied to the surface 1c of the electrode main body by an appropriate coating means.
  • the coating means is not particularly limited.
  • the coating means include, for example, spray coating, dip coating, spin coating, screen printing, inkjet method, flexographic printing, gravure printing, pad printing, hot stamping and the like. Since spray coating and dip coating can be easily applied even if the shape of the object to be applied is complicated, they are particularly suitable as a coating means for forming the coating layer 1B on a high frequency medical device.
  • the paint layer formed on the covering layer 1B is dried by heating or the like. Thereby, the covering layer 1B is formed. Above, the electrode part 1 is manufactured.
  • the treatment using the high frequency knife 10 is performed, for example, in a state where the counter electrode 4 is attached to a patient (not shown) and the high frequency power is applied to the electrode unit 1 by the high frequency power supply 3.
  • the operator brings the electrode unit 1 into contact with a treatment target such as a treatment target of a patient while applying a high frequency voltage to the electrode unit 1.
  • a treatment target such as a treatment target of a patient
  • a high frequency voltage for example, in order to make an incision in a living tissue, one of the two end portions in the width direction of the electrode unit 1 whose tip is rounded may be in contact with the living tissue.
  • any of the flat portions formed in the thickness direction of the electrode unit 1 may be in contact with the living tissue.
  • hemostasis and cauterization of a living tissue can be performed by pressing the electrode unit 1 against the treatment object.
  • the operator separates the electrode unit 1 from the treatment object.
  • the covering material 1B in contact with the living tissue is difficult to adhere to the living tissue by the base material 5, the living tissue is easily peeled off.
  • the non-adhesive substance used to coat the electrode of Patent Document 1 described above is an insulator.
  • the volume resistivity of the non-adhesive substance used for coating such an electrode is about 1.0 ⁇ 10 14 ⁇ ⁇ cm to 1.0 ⁇ 10 15 ⁇ ⁇ cm or larger than this range.
  • the high frequency characteristics of the electrode coated with such an insulator are degraded. For this reason, an electrode coated with an insulator has a reduced treatment performance such as an incision as compared to a metal electrode not having a coating.
  • the present inventor has found that the treatment performance of the electrode having a coating is important for the contribution of spark from the discharge, and reached the present invention.
  • the study of the present inventor in living tissue in contact with the conductive electrode surface, evaporation of water and denaturation of protein by Joule heat cause an insulating layer derived from living tissue to be formed on the electrode surface.
  • a minute arc discharge is generated from the electrode surface through the insulating layer. It is believed that the energy of the arc discharge promotes the degeneration, breakage and the like of the living tissue to facilitate the treatment such as the incision.
  • the inventor damages the coating by generating a minute arc discharge in a wide area of the electrode surface instead of concentrating the current density on the edge as in the technique described in Patent Document 1. It came to think that good treatment performance could be obtained without.
  • the coating layer 1B has a volume resistivity of 1.0 ⁇ 10 0 ⁇ ⁇ cm or more and 1.0 ⁇ 10 13 ⁇ ⁇ cm or less, and a layer thickness of 1 ⁇ m or more. It has been found that such a minute arc discharge is easily generated if the thickness is 30 ⁇ m or less. According to the covering layer 1B of the present embodiment, when the volume resistivity and the layer thickness satisfy the above-mentioned ranges, the electrical insulation is relaxed and the withstand voltage is lowered. Therefore, even if the electric field density is low, arc discharge from the electrode unit 1 is likely to occur.
  • Such arcing easily occurs even if no sharp edge portion is formed on the electrode body surface 1c, and therefore, occurs in a wide range on the electrode body surface 1c.
  • the living tissue in contact with the covering layer 1B receives discharge energy concentrated in the discharge path of the arc discharge together with Joule heat generation by the high frequency current.
  • concentration of the discharge energy causes large heat generation locally. Therefore, the living tissue is microscopically denatured and broken over a wide range.
  • the electrode unit 1 of the present embodiment since degeneration and breakage of the living tissue progress over the entire contact region between the electrode unit 1 and the living tissue, the treatment can be performed smoothly.
  • the sharpness is improved and the dissection can be advanced easily and quickly.
  • the load received by the covering layer 1B by the discharge energy is dispersed over the entire contact area with the living tissue, so that the deterioration of the covering layer 1B is suppressed. That is, the damage to the molecular structure of the base material 5 is reduced, and the deterioration of the anti-adhesion performance of the living tissue is suppressed. Furthermore, since the damage at the interface between the base material 5 and the electrode body surface 1c is reduced, peeling of the covering layer 1B is suppressed. In this manner, the electrode unit 1 and the high frequency knife 10 of the present embodiment can maintain good treatment performance for a long time. For this reason, the service life of the high frequency knife 10 and the electrode part 1 improves.
  • the high frequency medical device provided with the electrode for the high frequency medical device has been described as an example of the high frequency knife, the high frequency medical device is not limited to the high frequency knife.
  • treatment tools such as a high frequency scissors type knife, an electric scalpel, a snare, etc. are mentioned, for example.
  • the example in which the electrode main body 1A is a rectangular plate having a constant thickness and the end in the width direction is rounded is described.
  • the plate-like shape suitable for the electrode main body 1A is not limited to the plate-like shape having a constant thickness.
  • the electrode body 1A may be in the form of a plate whose thickness gradually decreases toward the outer edge.
  • the shape of the tip of the outer edge it is more preferable not to be the above-mentioned sharp edge.
  • Examples 1 to 4 of an electrode for a high frequency medical device corresponding to the above-described embodiment will be described together with Comparative Examples 1 to 5.
  • the structure and evaluation result of the electrode part of each Example and each comparative example are shown by following [Table 1].
  • Example 1 is an example corresponding to the electrode unit 1 of the above-described embodiment.
  • SUS304 which is stainless steel was used as a material of the electrode main body 1A which is a base material.
  • the protrusion 1a of the electrode main body 1A was formed in a rectangular plate shape as shown in FIGS.
  • # 1 A fluorine resin was used as the base material 5 of the covering layer 1B (the reference numerals are omitted in [Table 1]. The same applies to the other members).
  • a cured product of a fluorocarbon resin paint KH-100 (trade name; manufactured by Kawashima Laboratory Co., Ltd.) was used.
  • KH-100 contains carbon black which constitutes a part of the conductive filler 6.
  • Denka Black (trademark) (trade name; manufactured by Denka Co., Ltd.) was further added as the conductive filler 6 of the covering layer 1B.
  • Denka Black (registered trademark) is a kind of carbon black, acetylene black.
  • the content of Denka Black (registered trademark) in the covering layer 1B was 0.01 mass% so that the volume resistivity of the covering layer 1B was 1.0 ⁇ 10 0 ⁇ ⁇ cm.
  • the layer thickness of the covering layer 1B was 30 ⁇ m.
  • the electrode unit 1 of Example 1 was manufactured as follows.
  • the paint serving as the base material 5 and the conductive filler 6 were mixed after curing so that the content of the conductive filler 6 would be the above-mentioned value.
  • the coating material which forms the coating layer 1B was manufactured.
  • the coating material was spray-coated on the electrode body surface 1c of the electrode body 1A after the electrode body 1A was manufactured. After this, the coating was cured by heating at 380 ° C. for 1 hour. Thus, the covering layer 1B was formed on the electrode body 1A.
  • the electrode part 1 of Example 1 was manufactured.
  • the gripping unit 2 was attached.
  • the wiring of the electrode unit 1 was electrically connected to the high frequency power supply 3 to which the counter electrode plate 4 was connected.
  • the high frequency knife 10 of Example 1 was manufactured.
  • Example 2 was configured in the same manner as Example 1 except that the layer thickness of the covering layer 1B was 1 ⁇ m.
  • the electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Example 2 were manufactured in the same manner as Example 1 except that the layer thickness of the covering layer 1B was 1 ⁇ m.
  • the third embodiment is different from the first embodiment in the material of the base material 5 and the content of the conductive filler 6 added to the base material 5.
  • a silicone resin containing a silicon compound was used as the base material 5.
  • a cured product of silicone resin KR-251 (trade name; manufactured by Shin-Etsu Chemical Co., Ltd.) was used as the base material 5. Since KR-251 does not contain the material to be the conductive filler 6, the same conductive filler 6 as added to KH-100 in Example 1 was added.
  • the content of the conductive filler 6 in the coating layer 1B was set to 8 mass% so that the volume resistivity of the coating layer 1B was 1.0 ⁇ 10 13 ⁇ ⁇ cm.
  • Example 3 The electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Example 3 were manufactured in the same manner as Example 1 except that the material of the base material 5 and the addition amount of the conductive filler 6 were different.
  • Example 4 was configured in the same manner as Example 3 except that the layer thickness of the covering layer 1B was 1 ⁇ m.
  • the electrode part 1 and the high frequency knife 10 of Example 4 were manufactured similarly to Example 3 except the layer thickness of coating layer 1B having been 1 micrometer.
  • Comparative Examples 1 to 5 Comparative Examples 1 and 2 were configured in the same manner as Example 1 except that the thickness of the coating layer was 40 ⁇ m and 0.5 ⁇ m, respectively.
  • Comparative Example 3 is an example in which the volume resistivity and the layer thickness are changed using the same material as Example 1. In Comparative Example 3, when the content of the conductive filler 6 was 0.1 mass%, the volume resistivity of the coating layer was 1.0 ⁇ 10 ⁇ 1 ⁇ ⁇ cm. In Comparative Example 3, the layer thickness of the coating layer was 20 ⁇ m.
  • the comparative example 4 is an example (the content rate of the electroconductive filler 6 0 mass%) in which a coating layer consists only of the base material 5 used in Example 2.
  • FIG. 1 Comparative Examples 1 to 5 were configured in the same manner as Example 1 except that the thickness of the coating layer was 40 ⁇ m and 0.5 ⁇ m, respectively.
  • Comparative Example 3 is an example in which the volume resistivity and the layer thickness are changed using the same material as Example 1. In Comparative Example 3, when the content
  • the covering layer of Comparative Example 4 was formed by forming the base material 5 used in Example 2 on the electrode body surface 1 c so as to have a layer thickness of 20 ⁇ m. For this reason, the volume resistivity of the coating layer of Comparative Example 4 was 1.0 ⁇ 10 15 ⁇ ⁇ cm. In Comparative Example 5, the electrode portion was constituted only by the electrode main body 1A.
  • Comparative Examples 1 and 4 the incision was not possible from the first time. In Comparative Examples 1 and 4, no spark was generated. In Comparative Example 1, it is considered that the electrical resistance of the coating layer was too high because the layer thickness of the coating layer was too thick. Since the comparative example 4 does not contain a conductive filler, it is thought that the electrical resistance of the coating layer became high too much because the volume resistivity itself was too large. Thus, in Comparative Examples 1 and 4, the electrical resistance of the coating layer was too high to cause the generation of a spark, which is considered to be incisable.
  • Comparative Examples 2 and 3 a spark was generated and the incision could be made 100 times or more, but the incision property was inferior to each Example, and therefore, it was evaluated as "defective". Specifically, after applying the high frequency voltage, a delay of about 0.5 seconds has occurred until spark can be generated and dissection can be started.
  • the high-frequency knife of Comparative Examples 2 and 3 had such an incision characteristic, but if this delay can be eliminated, the operator can faithfully reflect the timing that the operator wants to make an incision and smoother surgery can be realized. it is conceivable that. It is considered that Comparative Example 2 has too low a layer thickness of the coating layer, and Comparative Example 3 has too low a volume resistivity so that the electric resistance is too low.
  • Comparative Example 5 was evaluated as “defective” because it became impossible to dissect in the third time. Further, the first and second incisions were also significantly inferior to the respective examples in the incision. Specifically, since the electrode portion of Comparative Example 5 does not include the covering layer on the surface, the biological tissue adheres to the surface at the third incision, and the incision becomes impossible. At the first and second dissections, as in Comparative Examples 2 and 3, it took a long time to start the dissection, so the dissection was inferior.
  • each example since the covering layer 1B was properly formed, a good dissection property as the electrode portion 1 could be maintained for a long time.
  • each comparative example did not have a proper coating layer, so either a good dissection could not be obtained or a good dissection could not be maintained for a long time.
  • the present invention is widely applicable to electrodes for high frequency medical devices and high frequency medical devices, and can maintain good treatment performance for a long time.
  • Electrode part (electrode for high frequency medical equipment) 1A electrode body (base material) 1B Coating layer 5 Base material 6 Conductive filler 10 High frequency knife (High frequency medical device)

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)

Abstract

高周波医療機器用の電極において、電極部（１）は、電極本体（１Ａ）と、電極本体（１Ａ）上に積層され、フッ素樹脂およびケイ素化合物の少なくとも一方を含み、体積抵抗率が１．０×１００Ω・ｃｍ以上１．０×１０１３Ω・ｃｍ以下、かつ層厚が１μｍ以上３０μｍ以下の被覆層（１Ｂ）と、を備える。

Description

高周波医療機器用の電極および高周波医療機器
　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。
　本願は、２０１７年１０月２０日に、日本に出願された特願２０１７－２０３６６５号に基づき優先権を主張し、その内容をここに援用する。
　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。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。
　高周波医療機器用の電極において、電極表面に生体組織が付着することを防止するために、電極表面に非粘着性物質をコーティングする技術が用いられる場合がある。
　しかし、非粘着物質は電気絶縁性を有するため、電極としての高周波特性が低下して、切開性が悪化するという問題がある。
　このため、特許文献１には、電極表面が非粘着物質によって被覆されていても良好な切開性が得られるようにする目的で、幅０．２ｍｍ以下のエッジ部を有する伝導性電極を備える電気外科用電極部材を用いることが提案されている。
特表２００１－５１８３４４号公報
　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の電気外科用電極部材では、伝導性電極が幅０．２ｍｍ以下のエッジ部を有するため、エッジ部の近傍における電流密度が高まる。このため、特許文献１の電気外科用電極部材によれば、伝導性電極が絶縁体である非粘着物質に被覆されていても切開できる。
　しかし、特許文献１の電気外科用電極部材では、エッジ部の近傍の非粘着物質に高周波エネルギーが集中するため、非粘着物質の劣化と、非粘着物質の電極表面からの剥離と、が起こりやすい。このため、切開性が向上しても、電気外科用電極部材の耐用寿命は短くなってしまうという問題がある。
　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、良好な処置性能を長期間維持することが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。
　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、フッ素樹脂およびケイ素化合物の少なくとも一方を含み、体積抵抗率が１．０×１００Ω・ｃｍ以上１．０×１０１３Ω・ｃｍ以下、かつ層厚が１μｍ以上３０μｍ以下の被覆層と、を備える。
　上記高周波医療機器用の電極においては、前記被覆層は、カーボン粒子を含有してもよい。
　上記高周波医療機器用の電極においては、前記被覆層の層厚は、５μｍ以上３０μｍ以下であってもよい。
　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。
　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、良好な処置性能を長期間維持することができる。
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１におけるＡ－Ａ断面図である。 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。
　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。
　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。把持部２と電極部１とは互いに電気的に絶縁されている。
　電極部１は、被処置体である生体組織に当接して高周波電圧を印加する。
　電極部１は、電極本体１Ａ（基材）と、被覆層１Ｂと、を備える。
　電極本体１Ａは、導電性な良好な金属材料によって形成される。電極本体１Ａの材質が加工性に優れる金属材料であると、複雑な電極形状が容易に形成できる。
　電極本体１Ａに好適な金属材料の例として、ステンレス、アルミニウム、アルミニウム合金、チタン、チタン合金などが挙げられる。
　電極本体１Ａにおいて、把持部２に覆われている固定端部１ｂの形状は、把持部２に固定しやすい適宜形状が用いられる。
　電極本体１Ａにおいて把持部２から突出している突出部１ａの形状は、電極部１の処置用途に応じた適宜の形状が用いられる。例えば、突出部１ａの形状は、板状、丸棒状、角棒状、円板状、鉤状などであってもよい。
　ただし、後述するように、電極本体１Ａの場合、使用時に後述する被覆層１Ｂを介して生体組織と接触する部位に鋭いエッジ部を設けなくても、良好な処置性能が得られる。このため、例えば、切開を目的とする場合であっても、電極本体１Ａに鋭いエッジ部が設けられる必要はない。ここで、「鋭いエッジ部」とは、エッジに直交する断面においてエッジ先端が曲率半径０．１ｍｍ以下の丸みを帯びているエッジ部、またはエッジに直交する断面においてエッジ先端の幅が０．２ｍｍ以下の略Ｖ字型のエッジ部を意味する。
　同様に、電極本体１Ａにおいて、鋭い針状部が設けられる必要もない。ここで、「鋭い針状部」とは、先端曲面の曲率半径が０．１ｍｍ以下の針状部、または先端面が直径０．２ｍｍ以下の大きさを有する針状部を意味する。
　一例として、図１、２に示された電極本体１Ａの突出部１ａの形状は、矩形板状である。突出部１ａの長さ×幅×厚さは、Ｌ×Ｗ×Ｔ（ただし、Ｔ＜Ｗ＜Ｌ）とされている。ただし、図２に示すように、突出部１ａにおける短手幅方向（図示上下方向）の両側面は、曲率半径Ｒ（ただし、Ｒ＝Ｔ／２）に丸められた湾曲面になっている。
　電極本体１Ａにおいて、厚さＴは０．２ｍｍ未満、曲率半径Ｒは０．１ｍｍを超える大きさであることがより好ましい。
　図１に示すように、電極本体１Ａは、把持部２内の固定端部１ｂ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。
　図１、２に示すように、被覆層１Ｂは、電極本体１Ａの電極本体表面１ｃ上に積層され、少なくとも突出部１ａの全体を被覆する薄膜で構成されている。
　被覆層１Ｂは、生体組織の付着を抑制することを目的として、フッ素樹脂およびケイ素化合物の少なくとも一方を含んで構成される。
　さらに、被覆層１Ｂは、体積抵抗率が１．０×１００Ω・ｃｍ以上１．０×１０１３Ω・ｃｍ以下、かつ層厚が１μｍ以上３０μｍ以下となるように構成される。
　被覆層１Ｂの層厚は、５μｍ以上３０μｍ以下であることがより好ましい。
　例えば、被覆層１Ｂに含まれるフッ素樹脂としては、ＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）、ＰＦＡ（テトラフルオロエチレン・パーフルオロアルキルビニルエーテル共重合体）、ＦＥＰ（テトラフルオロエチレン・ヘキサフルオロプロピレン共重合体）、ＥＴＦＥ（テトラフルオロエチレン・エチレン共重合体）、およびＰＣＴＦＥ（ポリクロロトリフルオロエチレン）からなる群から選ばれた１種類以上の材料が用いられてもよい。　例えば、被覆層１Ｂに含まれるフッ素樹脂としては、ＫＨ－１００（商品名；（株）川邑研究所製）が用いられてもよい。
　例えば、被覆層１Ｂに含まれるケイ素化合物としては、シリコーンレジン、シリコーンゴム、ならびに表面にメチル基が修飾されたシリカ、シリコーンレジン、およびシリコーンゴムからなる群から選ばれた１種類以上の材料が用いられてもよい。
　例えば、被覆層１Ｂに含まれるケイ素化合物としては、シリコーンレジン　ＫＲ－２５１（商品名；信越化学工業（株）製）が用いられてもよい。
　フッ素樹脂およびケイ素化合物の少なくとも一方によって、上述の体積抵抗率が実現される場合には、被覆層１Ｂは、フッ素樹脂およびケイ素化合物の少なくとも一方だけで構成されてもよい。
　ただし、被覆層１Ｂには、上述の体積抵抗率を実現するために、電気抵抗を調整する導電性の添加物が含まれてもよい。
　例えば、図３に模式的に示すように、被覆層１Ｂは、フッ素樹脂およびケイ素化合物の少なくとも一方を含むベース材料５と、ベース材料５に分散された導電性フィラー６（導電性の添加物）と、を備えてもよい。
　導電性フィラー６の含有率は、ベース材料５の電気抵抗に応じて、被覆層１Ｂとして、上述の体積抵抗率が得られるように調整される。
　例えば、被覆層１Ｂは、予めベース材料５となる未硬化材料と導電性フィラー６とが混合されて提供された混合物（例えば、上述のＫＨ－１００）によって形成されてもよい。例えば、被覆層１Ｂは、予めベース材料５となる未硬化材料と導電性フィラー６とが混合されて提供された混合物に、さらに他の導電性フィラー６が追加された材料によって形成されてもよい。
　例えば、導電性フィラー６の例としては、カーボン系フィラー、金属系フィラー、金属皮膜系フィラーなどが挙げられる。
　カーボン系フィラーは、導電性カーボンブラックのような粒子状（粉末状）、ＰＡＮ系、ピッチ系カーボンファイバー、カーボンナノチューブ（ＣＮＴ）のような繊維状、グラファイト、グラフェンプレートのようなフレーク（プレート）状などであってもよい。　金属系フィラーは、Ａｕ（金）、Ａｇ（銀）、Ｎｉ（ニッケル）、Ｃｕ（銅）、Ｚｎ（亜鉛）、Ａｌ（アルミニウム）、ＳＵＳ（ステンレス）などの粉末状、Ａｇ、Ｎｉ、Ｃｕ、Ｚｎ、Ａｌなどのフレーク状、Ｃｕ、ＳＵＳなどの繊維状であってもよい。
　金属皮膜系フィラーは、粒子状（粉末状）あるいは繊維状のマイカ、ガラスビーズ、ガラス繊維、炭酸カルシウム、酸化チタン等のベースフィラーにＮｉやＡｌなどが被覆されて構成されてもよい。
　金属系フィラーは、カーボン系よりも導電性に優れるため添加量を少なくできるというメリットがある。金属皮覆系フィラーは、ベースフィラーの色を選択することで調色できるというメリットがある。
　特に、カーボンフィラーとしてフレーク状グラファイトが用いられると、結晶性が発達していることにより導電性が良くなる。さらにカーボンフィラーとして繊維状カーボンが用いられると、繊維状であるため互いに絡み合うことで強度を向上させることもできる。
　以上に説明した電極部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１ｃに被覆層１Ｂが形成される。
　被覆層１Ｂ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の成分を含む塗料に導電性フィラー６が混合される。導電性フィラー６の添加量は、塗料の硬化時に必要な体積抵抗率が得られるように決められた量が用いられる。導電性フィラー６の必要な添加量は、予め実験するなどして決めておくことができる。
　このようにして、被覆層１Ｂを形成するための塗布用材料が準備される。
　この後、この塗布用材料が、適宜の塗装手段によって、電極本体表面１ｃ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、ホットスタンプなどが挙げられる。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、高周波医療機器に被覆層１Ｂ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、被覆層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、被覆層１Ｂが形成される。
　以上で、電極部１が製造される。
　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。　まず、高周波ナイフ１０および電極部１の動作および使用方法について説明する。
　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を接触させる。例えば、生体組織の切開を行うためには、先端が丸められた電極部１の幅方向の両端部のいずれかを生体組織と接触してもよい。例えば、生体組織の凝固、焼灼を行うためには、電極部１の厚さ方向に形成された平坦部のいずれかを生体組織と接触してもよい。
　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、被覆層１Ｂ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、電極部１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、切除ができる。
　電極部１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、電極部１の近傍で生体組織が凝固される。このため、電極部１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できる。
　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被覆層１Ｂ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。
　次に電極部１における被覆層１Ｂの作用について、関連技術と対比してより詳細に説明する。
　例えば、上述の特許文献１の電極の被覆に用いられる非粘着物質は絶縁体である。例えば、このような電極の被覆用に用いられる非粘着物質の体積抵抗率は、１．０×１０１４Ω・ｃｍ～１．０×１０１５Ω・ｃｍ程度またはこの範囲よりも大きい。
　このような絶縁体に被覆された電極の高周波特性は低下する。このため、絶縁体に被覆された電極は、被覆を有しない金属電極に比べると、切開などの処置性能が低下する。　このような処置性能の低下を補うために、高周波電圧印加時の電流密度を増大させることが考えられる。例えば、特許文献１に記載の技術のように、電極本体にエッジ部が設けられると、電界分布がエッジ部に集中することによってエッジ部の近傍の電流密度が増大する。
　しかし、電流密度が増大すると被覆の負荷も大きくなるため、被覆自体が劣化したり、被覆が電極表面から剥離したりする。これにより、電極部の耐用寿命が低下するという問題がある。
　本発明者は、鋭意検討を重ねた結果、被覆を有する電極の処置性能は、放電によるスパークの寄与が重要であることを見出して、本発明に到った。
　本発明者の検討によれば、導電性の電極表面に接する生体組織において、ジュール熱による水分の蒸発およびタンパク質の変性が生じることで、電極表面に生体組織由来の絶縁層が形成される。この状態でさらに高周波電圧が印加されると、絶縁層を介して電極表面から微小なアーク放電が発生する。このアーク放電のエネルギーが、生体組織の変性、破断などを促進することによって、切開などの処置が円滑に進むと考えられる。
　本発明者は、特許文献１に記載の技術のように、エッジ部に電流密度を集中させるのではなく、電極表面の広範囲の領域に微小なアーク放電を発生させることで、被覆にダメージを与えることなく良好な処置性能が得られる、と考えるに到った。
　本発明者は、実験的な検討を重ねた結果、被覆層１Ｂとして、体積抵抗率が１．０×１００Ω・ｃｍ以上１．０×１０１３Ω・ｃｍ以下、かつ層厚が１μｍ以上３０μｍ以下であれば、このような微小なアーク放電が発生しやすくなることを見出した。
　本実施形態の被覆層１Ｂによれば、体積抵抗率および層厚が上述の範囲を満たすことによって、電気絶縁性が緩和され、絶縁耐圧が低くなる。このため、電界密度が低くても、電極部１からのアーク放電が起こりやすくなる。このようなアーク放電は、電極本体表面１ｃに鋭いエッジ部が形成されていなくても容易に起こるため、電極本体表面１ｃ上の広い範囲に発生する。
　この結果、被覆層１Ｂと当接した生体組織は、高周波電流によるジュール発熱とともに、アーク放電の放電経路に集中する放電エネルギーを受ける。特にアーク放電の放電経路は個々には微小領域であるため、放電エネルギーが集中することで局部的に大きな発熱が生じる。このため、生体組織が広範囲にわたって微視的に変性、破断される。
　このように、本実施形態の電極部１によれば、電極部１と生体組織との接触領域の全体にわたって、生体組織の変性、破断が進行するため、円滑に処置が行える。例えば、切開時においては、切れ味がよくなり、切開が容易かつ迅速に進められる。
　一方、放電エネルギーによって被覆層１Ｂが受ける負荷は、生体組織との接触領域の全体に分散するため、被覆層１Ｂの劣化が抑制される。すなわち、ベース材料５の分子構造の損傷が低減されることで生体組織の付着防止性能の劣化が抑制される。さらに、ベース材料５と電極本体表面１ｃとの界面での損傷が低減されるため、被覆層１Ｂの剥離が抑制される。
　このようにして、本実施形態の電極部１および高周波ナイフ１０は、良好な処置性能を長期間維持することができる。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。
　なお、上記実施形態の説明では、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、高周波ハサミ型ナイフ、電気メス、スネア等の処置具などが挙げられる。
　上記実施形態の説明では、電極本体１Ａが厚さ一定の矩形板状であって、幅方向の端部に丸みが形成されている場合の例で説明した。しかし、電極本体１Ａに好適な板状の形状は、厚さ一定の板状には限定されない。例えば、電極本体１Ａは、板厚が外縁部に向かって漸次減少する板状であってもよい。ただし、外縁部の先端の形状は、上述の鋭いエッジ部にならないようにすることがより好ましい。
　（実施例）
　次に、上述した実施形態に対応する高周波医療機器用の電極の実施例１～４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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　（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の突出部１ａは、図１、２に示すような矩形板状に形成された。電極本体１Ａの断面形状は、Ｔ＝０．５（ｍｍ）、Ｒ＝０．２５（ｍｍ）とされた。以下、本実施例の電極本体１Ａの形状を＃１と称する。
　被覆層１Ｂ（［表１］では符号は省略。他の各部材名も同様。）のベース材料５としては、フッ素樹脂が用いられた。具体的には、ベース材料５として、フッ素樹脂塗料であるＫＨ－１００（商品名；（株）川邑研究所製）の硬化物が用いられた。ＫＨ－１００には、導電性フィラー６の一部を構成するカーボンブラックが含まれている。
　被覆層１Ｂの導電性フィラー６としては、ＫＨ－１００中のカーボンブラックに加えて、デンカ　ブラック（登録商標）（商品名；デンカ(株)製）がさらに添加された。デンカ　ブラック（登録商標）は、カーボンブラックの一種のアセチレンブラックである。デンカ　ブラック（登録商標）の被覆層１Ｂにおける含有率は、被覆層１Ｂの体積抵抗率が１．０×１００Ω・ｃｍとなるように、０．０１ｍａｓｓ％とされた。
　被覆層１Ｂの層厚は、３０μｍとされた。
　実施例１の電極部１は以下のようにして製造された。
　ベース材料５となる塗料および導電性フィラー６が、硬化時に導電性フィラー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、被覆層１Ｂを形成する塗布用材料が製造された。
　この塗布用材料は、電極本体１Ａが製造された後、電極本体１Ａの電極本体表面１ｃにスプレー塗装された。この後、塗膜は、３８０℃で１時間加熱して硬化された。このようにして、電極本体１Ａに被覆層１Ｂ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。
　（実施例２）
　実施例２は、被覆層１Ｂの層厚が１μｍとされた以外は、実施例１と同様に構成された。実施例２の電極部１および高周波ナイフ１０は、被覆層１Ｂの層厚が１μｍとされた以外は、実施例１と同様に製造された。
　（実施例３、４）
　実施例３は、実施例１と、ベース材料５の材質およびベース材料５に追加された導電性フィラー６の含有率とが異なる。
　ベース材料５としては、ケイ素化合物を含むシリコーン樹脂が用いられた。具体的には、ベース材料５として、シリコーンレジン　ＫＲ－２５１（商品名；信越化学工業（株）製）の硬化物が用いられた。
　ＫＲ－２５１には、導電性フィラー６となる材料が含まれていないため、実施例１においてＫＨ－１００に追加されたと同様の導電性フィラー６が添加された。
　被覆層１Ｂにおける導電性フィラー６の含有率は、被覆層１Ｂの体積抵抗率が１．０×１０１３Ω・ｃｍとなるように、８ｍａｓｓ％とされた。
　実施例３の電極部１および高周波ナイフ１０は、ベース材料５の材質と導電性フィラー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。
　実施例４は、被覆層１Ｂの層厚が１μｍとされた以外は、実施例３と同様に構成された。実施例４の電極部１および高周波ナイフ１０は、被覆層１Ｂの層厚が１μｍとされた以外は、実施例３と同様に製造された。
　（比較例１～５）
　比較例１、２は、それぞれ、被覆層の層厚が４０μｍ、０．５μｍとされた以外は、実施例１と同様に構成された。
　比較例３は、実施例１と同材質で、体積抵抗率および層厚が変更された例である。比較例３では、導電性フィラー６の含有率が０．１ｍａｓｓ％とされることで、被覆層の体積抵抗率が１．０×１０－１Ω・ｃｍとされた。比較例３では、被覆層の層厚は２０μｍとされた。
　比較例４は、被覆層が実施例２で用いられたベース材料５のみからなる例（導電性フィラー６の含有率０ｍａｓｓ％）である。比較例４の被覆層は、実施例２で用いられたベース材料５が電極本体表面１ｃ上に層厚２０μｍになるように成膜されて形成された。このため、比較例４の被覆層の体積抵抗率は、１．０×１０１５Ω・ｃｍであった。
　比較例５は、電極部が電極本体１Ａのみで構成された。
　（評価方法）
　実施例１～４、比較例１～５の電極部における生体組織の耐用性評価が行われた。
　耐用性評価は、各実施例および各比較例の高周波ナイフによって、模擬臓器組織切開試験を繰り返すことによって行われた。
　切開の被処置体は、豚の胃粘膜が用いられた。切開条件は、いずれも、凝固切開混合モード、出力５０Ｗで行われた。
　（評価結果）
　［表１］に、耐用性評価の評価結果が記載されている。
　実施例１～４は、スパークが発生して良好な切開が行えた。実施例１～４では、模擬臓器組織切開試験を１００回以上繰り返しても、良好な切開が行えたため、「良い」（ｇｏｏｄ、［表１］には「○」と記載）と評価された。
　比較例１～５は、いずれも切開性能に問題が生じたため、「不良」（ｎｏ　ｇｏｏｄ、［表１］には「×」と記載）と評価された。
　具体的には、比較例１、４では、１回目から切開が不能であったため「不良」と評価された。
　比較例１、４では、スパークが発生しなかった。
　比較例１では、被覆層の層厚が厚すぎたため、被覆層の電気抵抗が高くなりすぎたと考えられる。
　比較例４は導電性フィラーを含まないため、体積抵抗率自体が大きすぎたことで被覆層の電気抵抗が高くなりすぎたと考えられる。
　このように、比較例１、４では、被膜層の電気抵抗が高すぎてスパークが発生できなかったため切開不能になったと考えられる。
　比較例２、３は、スパークが発生し、１００回以上切開できたが、各実施例と比べて切開性は劣っていたため、「不良」と評価された。
　具体的には、高周波電圧を印加してから、スパークが発生して切開が開始できるまでに０．５秒程度の遅れが生じていた。比較例２、３の高周波ナイフはこのような切開特性を有していたが、この遅れを解消することができると、術者が切開したいタイミングを忠実に反映でき、より円滑な手術が実現できると考えられる。
　比較例２は被覆層の層厚が薄すぎることによって、比較例３は体積抵抗率が低すぎることによって、それぞれ電気抵抗が低くなりすぎたと考えられる。このため、電極部の表面に生体組織の変性による絶縁層がある程度形成されるまでは、アーク放電が発生しなかったと考えられる。このため、切開開始できるまでに相当の時間を要したと考えられる。
　比較例５は、３回目で切開不能になったため、「不良」と評価された。さらに、１回目、２回目の切開性も各実施例と比べて切開性は格段に劣っていた。
　具体的には、比較例５の電極部は、表面に被覆層を含まないため、３回目の切開時に、表面に生体組織が貼り付いて切開不能になった。
　１回目および２回目の切開時においても、比較例２、３と同様、切開が開始できるまでに時間がかかったため、切開性が劣っていた。
　このように、各実施例では、被覆層１Ｂが適正に形成されていたため、電極部１として良好な切開性が、長期間維持できた。
　これに対して、各比較例は、いずれも、適正な被覆層を有しないため、良好な切開性が得られないか、または、良好な切開性を長期間維持することはできなかった。
　以上、本発明の好ましい実施形態を、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、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。
　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広く適用でき、良好な処置性能を長期間維持することができる。
　１　電極部（高周波医療機器用の電極）
　１Ａ　電極本体（基材）
　１Ｂ　被覆層
　５　ベース材料
　６　導電性フィラー
　１０　高周波ナイフ（高周波医療機器）

Claims (4)

  1. 　基材と、
    　前記基材上に積層され、フッ素樹脂およびケイ素化合物の少なくとも一方を含み、体積抵抗率が１．０×１００Ω・ｃｍ以上１．０×１０１３Ω・ｃｍ以下、かつ層厚が１μｍ以上３０μｍ以下の被覆層と、
    を備える、高周波医療機器用の電極。
  2. 　前記被覆層は、
    　カーボン粒子を含有する、
    請求項１に記載の高周波医療機器用の電極。
  3. 　前記被覆層の層厚は、
    　５μｍ以上３０μｍ以下である、
    請求項１に記載の高周波医療機器用の電極。
  4. 　請求項１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。
PCT/JP2018/037968 2017-10-20 2018-10-11 高周波医療機器用の電極および高周波医療機器 Ceased WO2019078089A1 (ja)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16/811,608 US20200205880A1 (en) 2017-10-20 2020-03-06 Electrode for high frequency medical device and high frequency medical device

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2017203665A JP6891093B2 (ja) 2017-10-20 2017-10-20 高周波医療機器用の電極および高周波医療機器
JP2017-203665 2017-10-20

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US16/811,608 Continuation US20200205880A1 (en) 2017-10-20 2020-03-06 Electrode for high frequency medical device and high frequency medical device

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2019078089A1 true WO2019078089A1 (ja) 2019-04-25

Family

ID=66174468

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2018/037968 Ceased WO2019078089A1 (ja) 2017-10-20 2018-10-11 高周波医療機器用の電極および高周波医療機器

Country Status (3)

Country Link
US (1) US20200205880A1 (ja)
JP (1) JP6891093B2 (ja)
WO (1) WO2019078089A1 (ja)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN116669644A (zh) * 2021-03-03 2023-08-29 奥林巴斯株式会社 医疗用能量设备的处置部、其制造方法以及医疗用能量设备
CN112932658B (zh) * 2021-04-07 2025-06-03 上海宏桐实业有限公司 一种带导电性涂层的防电弧消融导管
WO2023286108A1 (ja) * 2021-07-12 2023-01-19 オリンパス株式会社 高周波医療機器用電極および医療機器

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017130383A1 (ja) * 2016-01-29 2017-08-03 オリンパス株式会社 高周波処置具
WO2017145842A1 (ja) * 2016-02-22 2017-08-31 オリンパス株式会社 医療機器用付着防止膜および医療機器
JP2018099401A (ja) * 2016-12-21 2018-06-28 住友ベークライト株式会社 医療用高周波処置具

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2017130383A1 (ja) * 2016-01-29 2017-08-03 オリンパス株式会社 高周波処置具
WO2017145842A1 (ja) * 2016-02-22 2017-08-31 オリンパス株式会社 医療機器用付着防止膜および医療機器
JP2018099401A (ja) * 2016-12-21 2018-06-28 住友ベークライト株式会社 医療用高周波処置具

Also Published As

Publication number Publication date
JP2019076218A (ja) 2019-05-23
US20200205880A1 (en) 2020-07-02
JP6891093B2 (ja) 2021-06-18

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11969204B2 (en) Non-stick coated electrosurgical instruments and method for manufacturing the same
US12161385B2 (en) Non-stick coated electrosurgical instruments and method for manufacturing the same
EP0986990A1 (en) Electrosurgical forceps
US20200205880A1 (en) Electrode for high frequency medical device and high frequency medical device
CN1283087A (zh) 改进的电气外科手术工具
US12201345B2 (en) Electrode for electrosurgical instruments
CN107613890B (zh) 医疗设备
CN1255083C (zh) 集中电场的电外科电极
US20190192212A1 (en) Conductive adhesion preventing film for medical use and medical device
WO2017145842A1 (ja) 医療機器用付着防止膜および医療機器
US20200164115A1 (en) Electrode for high-frequency medical device and high-frequency medical device
WO2020079947A1 (ja) 高周波処置に用いられる医療機器用電極および医療機器
WO2018087840A1 (ja) 医療機器
US20240016537A1 (en) Electrode for high-frequency medical device and medical device
WO2019078275A1 (ja) 高周波医療機器用の電極および高周波医療機器
JP7717045B2 (ja) 電気外科用電極
JP2010227365A (ja) 医療機器用電極および医療用処置具
WO2018092278A1 (ja) エネルギー処置具
JPH0316862B2 (ja)
JP2003235864A (ja) 電気手術具

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 18867457

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 18867457

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1