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WO2019078275A1 - 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

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Publication number
WO2019078275A1
WO2019078275A1 PCT/JP2018/038715 JP2018038715W WO2019078275A1 WO 2019078275 A1 WO2019078275 A1 WO 2019078275A1 JP 2018038715 W JP2018038715 W JP 2018038715W WO 2019078275 A1 WO2019078275 A1 WO 2019078275A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
electrode
high frequency
conductive
medical device
intermediate layer
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/JP2018/038715
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
義幸 小川
広明 葛西
卓矢 藤原
由 村野
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 WO2019078275A1 publication Critical patent/WO2019078275A1/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Ceased legal-status Critical Current

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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

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. 2017-201785, filed Oct. 18, 2017, the content of which is incorporated herein by reference.
  • 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.
  • biological tissue may be firmly attached to the electrode surface due to repeated treatment during surgery. When the biological tissue adheres to the electrode surface, for example, the treatment performance such as dissection of the electrode to the biological tissue is reduced. In this case, the operator needs to remove the high-frequency medical device and wipe off the adhering matter from the electrode surface. The work of wiping the electrode surface causes the operation time to be prolonged. This increases the burden on the operator and the patient.
  • Patent Document 1 describes a high frequency treatment apparatus configured by coating a surface of a metal electrode with a monomolecular film whose terminal is a fluorine atom.
  • Patent Document 1 the electrode surface is coated with a nonconductive monolayer.
  • Patent Document 1 describes that since the monomolecular film is sufficiently thin and uniform, efficient treatment can be performed without interrupting the power supply from the electrode to the living tissue.
  • the discharge energy in the spark acts locally on the electrode surface in a short time, whereby the metal of the electrode surface becomes May melt or splash.
  • the adhesion preventing film also scatters with the metal on the electrode surface. As a result, the rough metal surface of the electrode substrate is exposed to the electrode surface.
  • Biological tissue is easily attached to the electrode surface after the occurrence of the spark phenomenon, and furthermore, when the biological tissue is attached, peeling is difficult. Therefore, for example, in the electrode having the anti-adhesion film of the living tissue in the high frequency treatment device described in Patent Document 1, etc., the durability of the electrode is low by the progress of the deterioration of the anti-adhesive film when sparks occur during treatment. Become.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and provides an electrode for a high frequency medical device and a high frequency medical device capable of reducing the deterioration of the adhesion preventing performance of a living tissue even if a spark occurs at the time of treatment.
  • the purpose is to
  • An electrode for a high frequency medical device comprises: a base material; and an intermediate layer comprising a first metal material laminated on the base material and having a melting point higher than the melting point of the base material. And a conductive antiadhesive film laminated on the intermediate layer.
  • the melting point of the first metal material may be 1900 ° C. or higher.
  • the base material is mainly composed of metal material mainly composed of aluminum and titanium. It may include at least one selected from the group consisting of metallic materials and stainless steel.
  • the first metal material contained in the intermediate layer is One metal element selected from the group consisting of tungsten, molybdenum, tantalum, and niobium may be used as the main component.
  • the conductive antiadhesive film is a silicone resin, silica, And a non-metallic material containing any of the fluorine-based resins as a main component, and a conductive material dispersed in the non-metallic material.
  • the conductive substance in the electrode for a high frequency medical device according to the fifth aspect, may be carbon black or metal particles.
  • the conductive antiadhesive film is mainly composed of gold.
  • a metal layer or a metal layer made of a metal material mainly composed of platinum may be included.
  • the high frequency medical device of the eighth aspect of the present invention comprises an electrode for a high frequency medical device according to any one of the above first to seventh aspects.
  • the electrode for a high frequency medical device and the high frequency medical device according to each of the above aspects, even if a spark is generated at the time of treatment, the deterioration of the adhesion preventing performance of the living tissue can be reduced.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view taken along line AA in FIG. It is a typical sectional view of the electrode for high frequency medical devices concerning this embodiment. It is a schematic cross section explaining the effect
  • 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 the present embodiment.
  • the high frequency knife 10 which concerns on this embodiment shown in FIG. 1 is an example of the high frequency medical device which concerns on 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 electrode unit 1 abuts on a living tissue as a treatment object to apply a high frequency voltage.
  • the electrode portion 1 has a blade portion 1c suitable for incision of a living tissue at the outer edge.
  • the side surface surrounded by the blade portion 1c in the electrode portion 1 constitutes an abdominal portion 1d suitable for coagulation of a living tissue and the like.
  • the abdomen 1 d is a flat surface or a gently curved surface close to a flat surface.
  • the shape shown in FIGS. 1 and 2 is an example of the shape of the electrode unit 1.
  • the electrode portion 1 may have a round rod shape, a square rod shape, a disk shape, a bowl shape, or the like.
  • the electrode unit 1 includes an electrode main body 1A (base material), an intermediate layer 1B, and a conductive antiadhesive film 1C.
  • the external shape of the electrode main body 1A is a rectangular piece having an arc-shaped portion at the corner of the tip in the protruding direction of the electrode portion 1.
  • the electrode body 1A in the cross section orthogonal to the projecting direction (the direction from the back to the front in the drawing), the electrode body 1A has a flat shape whose thickness decreases toward the outer edge.
  • the cross-sectional shape of the outer edge portion at the tip in the projecting direction (the left end of the electrode portion 1 in FIG. 1) is similarly reduced in thickness toward the outer edge.
  • the outer edge portion of the electrode body 1A is rounded in a cross section orthogonal to the projecting direction.
  • the radius of curvature of the roundness of the outer edge portion is appropriately set according to the purpose of use of the high frequency knife 10.
  • the radius of curvature of the roundness of the outer edge portion is shown as one quarter of the thickness of the electrode body 1A as an example.
  • the radius of curvature of the rounding of the outer edge may be larger or smaller than this.
  • the radius of curvature of the radius may be so small as to constitute a sharp edge.
  • metallic material means metal or alloy.
  • a metal material mainly composed of X metal element name
  • X metal element name
  • a metal material containing aluminum as a main component a metal material containing titanium as a main component, stainless steel or the like may be used.
  • an electrode body 1A having a complicated shape is easily manufactured.
  • the metal material containing aluminum as a main component, the metal material containing titanium as a main component, and stainless steel are all metal materials having a melting point of less than 1900 ° C.
  • the melting points of aluminum, titanium, and SUS304 are 660 ° C., 1812 ° C., and 1450 ° C., respectively.
  • One type of metal material may be used for electrode body 1A, and multiple types of metal materials may be compounded.
  • the above-described metal material mainly composed of aluminum, the metal material mainly composed of titanium, and stainless steel is used as the material constituting the electrode body surface 1a. More preferably, either is used.
  • the electrode body 1 ⁇ / b> A is electrically connected to the high frequency power supply 3 by a wire connected to the base end held by the grip 2.
  • the high frequency power supply 3 is electrically connected to a return electrode plate 4 mounted on the treatment subject.
  • the intermediate layer 1 ⁇ / b> B is a thin film laminated on the electrode body surface 1 a and covering at least the entire portion of the electrode body 1 ⁇ / b> A protruding from the grip portion 2.
  • the intermediate layer 1 ⁇ / b> B may cover the electrode body surface 1 a inside the grip portion 2.
  • the intermediate layer 1B may have a single layer structure or a multilayer structure.
  • the intermediate layer 1B includes a layered portion of a metal material (first metal material) having a melting point higher than that of the electrode body 1A.
  • the layered portion made of the first metal material is more preferably provided in contact with the conductive antiadhesive film 1C described later.
  • the intermediate layer 1B may include a graded layer whose composition changes in the layer thickness direction. In the example shown in FIG. 3, the intermediate layer 1B is a single layer.
  • the melting point of the first metal material contained in the intermediate layer 1B is higher as compared to the melting point of the metal material of the electrode body 1A.
  • the melting point of the first metal material contained in the intermediate layer 1B is more preferably 1900 ° C. or higher.
  • the first metal material contained in the intermediate layer 1B is mainly composed of one metal element selected from the group consisting of tungsten, molybdenum, tantalum and niobium.
  • the melting points of tungsten, molybdenum, tantalum and niobium are 3387 ° C., 2623 ° C., 2990 ° C. and 2415 ° C., respectively.
  • the layer thickness of the intermediate layer 1B is not particularly limited.
  • the layer thickness of the intermediate layer 1B may be 0.5 ⁇ m or more and 5 ⁇ m or less.
  • the layer thickness of the intermediate layer 1B is 0.5 ⁇ m to 5 ⁇ m, for example, it becomes easy to manufacture the intermediate layer 1B by sputtering.
  • the conductive antiadhesive film 1C is provided to be laminated on the upper surface 1b of the intermediate layer 1B.
  • the conductive antiadhesive film 1C constitutes the outermost surface of the electrode unit 1 at least in a region in contact with a living tissue (see FIG. 2).
  • the conductive antiadhesive film 1C covers at least the intermediate layer 1B of the electrode main body 1A protruding from the grip portion 2.
  • the conductive antiadhesive film 1 ⁇ / b> C includes a base material 5 (nonmetallic material) and a conductive material 6.
  • the base material 5 has good adhesion to the upper surface 1b of the intermediate layer 1B, and is made of a nonmetallic material that does not easily adhere to living tissue.
  • the base material 5 more preferably includes at least one of the group consisting of silicone resin, silica, and fluorine resin.
  • the conductive substance 6 is contained dispersed in the base material 5.
  • the material of the conductive substance 6 is not particularly limited as long as it can impart conductivity necessary for the electrode portion 1 to the conductive antiadhesive film 1C.
  • carbon-based particles such as carbon black or metal particles may be used. Carbon black is excellent in conductivity and biocompatibility, and is also excellent in dispersibility with respect to a nonmetallic material to be the base material 5. For this reason, carbon black is particularly suitable as the conductive substance 6.
  • metal particles are used as the conductive substance 6, it is more preferable to use a metal material having high electrical conductivity.
  • the conductive substance 6 may be exposed from the base material 5 to constitute a part of the outer surface 1 e of the conductive antiadhesive film 1C. Therefore, as the conductive substance 6, it is more preferable to use a metal material which is biocompatible and to which biological tissue is not easily attached.
  • metal materials suitable for the conductive substance 6 include, for example, metal materials containing gold, silver, platinum, nickel, copper and the like as main components.
  • 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.
  • an intermediate layer 1B is formed on the electrode body surface 1a of the electrode body 1A.
  • Examples of the method of forming the intermediate layer 1B include sputtering, vapor deposition, plating and the like.
  • the conductive antiadhesive film 1C is formed on the upper surface 1b of the intermediate layer 1B.
  • the conductive antiadhesive film 1C may be formed, for example, by painting.
  • the conductive material 6 is mixed with a resin paint or ceramic paint containing the components of the base material 5.
  • the coating means is not particularly limited.
  • the coating means include, for example, spray coating, dip coating, spin coating, screen printing, ink jet method, flexographic printing, gravure printing, pad printing and the like. Since spray coating and dip coating can be easily applied even if the shape of the object to be coated is complicated, they are particularly suitable as a coating means for forming the conductive antiadhesive film 1C on a high frequency medical device.
  • the paint layer formed on the intermediate layer 1B is dried by a method such as heating. Thereby, the conductive antiadhesive film 1C is formed. Above, the electrode part 1 is manufactured.
  • FIG. 4A to FIG. 4D are schematic cross-sectional views for explaining the operation of the electrode for the high frequency medical device of the comparative example.
  • FIG. 5A and FIG. 5B are SEM images showing an example of the electrode surface of the comparative example before and after performing the incision respectively.
  • 6A to 6C are schematic cross-sectional views for explaining the operation of the electrode for a high frequency medical device according to the present embodiment.
  • FIGS. 7A and 7B are SEM images showing an example of the electrode surface according to the present embodiment before and after the incision.
  • 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 blade 1 c or the abdomen 1 d of the electrode unit 1 into contact with the treatment object such as the treatment unit of the patient while applying the high frequency voltage to the electrode unit 1.
  • the abdomen 1 d is pressed against the treatment object, hemostasis and cauterization of a living tissue can be performed.
  • the operator separates the electrode unit 1 from the treatment object.
  • the living body tissue is difficult to adhere to the outer surface 1e of the conductive antiadhesive film 1C in contact with the living body tissue by the base material 5, the living body tissue is easily peeled off.
  • the electrode part 1 is exposed to high temperature by heat generation by high frequency current.
  • the discharge energy may be concentrated in a minute region between the electrode unit 1 and the living tissue to cause a rapid temperature rise. There is.
  • the electrode part 101 of a comparative example is comprised except the intermediate
  • the conductive antiadhesive film 1C in the electrode portion 101 is laminated on the electrode body surface 1a of the electrode body 1A.
  • the illustrated spark S1 is schematically represented, and it is not intended to accurately indicate the discharge path and the discharge range (the same applies to the illustration of the spark S2 described later).
  • the spark S1 when the spark S1 is generated, the spark S1 causes an insulation breakdown between the electrode body surface 1a of the electrode body 1A and the living tissue T1 to generate a discharge.
  • the spark S1 acts on a minute area, the medium in the discharge path is rapidly heated by the discharge energy.
  • the temperature at this time exceeds the melting point of the electrode body 1A, a part of the electrode body 1A is rapidly melted from the electrode body surface 1a.
  • the metal material of the melted electrode body 1A is scattered or evaporated.
  • the conductive antiadhesive film 1C also melts or evaporates.
  • the hole H is formed.
  • a rough surface 1 f is formed which is an uneven surface due to melting and scattering of the metal material.
  • the living tissue T1 When the living tissue T1 is easily moved, the living tissue T1 is splashed off by the scattering electrode main body 1A or the like and separated from the outer surface 1e. However, since the electrode unit 101 is pressed against a living tissue and used, as shown in FIG. 4B, another living tissue T2 approaches the hole H. As a result, as shown in FIG. 4C, the living tissue T2 that has entered the hole H comes in contact with the rough surface 1f of the hole H. When the living tissue T1 is difficult to move, the living tissue T1 on the hole H enters the hole H and contacts the rough surface 1f of the hole H (see FIG. 4C).
  • FIG. 5A and FIG. 5B The image (SEM image) of an example of the electrode main body surface 1a in the electrode part 101 of the comparative example acquired by the scanning electron microscope (SEM, Scanning Electron Microscope) is shown by FIG. 5A and FIG. 5B.
  • SEM Scanning Electron Microscope
  • FIG. 5A shows a SEM image of the electrode body surface 1a before the incision is made by the electrode unit 101 (before the incision).
  • FIG. 5B shows a SEM image of the electrode body surface 1a after the incision of the mucous layer has been performed 10 times by the electrode unit 101 (after the incision).
  • the size of the display range of each SEM image is 60 ⁇ m ⁇ 45 ⁇ m.
  • the electrode body surface 1a before incision was substantially flat.
  • corrugated surface is formed in the electrode main body surface 1a after incision. This uneven surface is considered to be formed by melting of the electrode body surface 1a.
  • an intermediate layer 1B is provided between the electrode main body 1A and the conductive antiadhesive film 1C.
  • the middle layer 1B is a conductor having excellent conductivity because it is made of a metal material. Therefore, as shown in FIG. 6A, when the spark s1 is generated between the electrode unit 1 and the living tissue t1, the spark s1 is generated between the upper surface 1b of the intermediate layer 1B and the living tissue t1.
  • the illustrated spark s1 is schematically represented, and it is not intended to accurately indicate the discharge path and the discharge range (the same applies to the illustration of the spark s2 described later).
  • the conductive antiadhesive film 1C and the intermediate layer 1B on the path of the spark s1 are rapidly heated.
  • the conductive antiadhesive film 1C according to the present embodiment is melted and evaporated as in the case of the comparative example.
  • the intermediate layer 1B has a melting point higher than that of the electrode body surface 1a, the intermediate layer 1B does not melt at all, or even if it is melted, the amount of melting is smaller than in the comparative example. According to the study of the present inventor, if the intermediate layer 1B contains a metal layer having a melting point of 1900 ° C. or more, the occurrence of melting of the intermediate layer 1B is remarkably suppressed.
  • the intermediate layer 1B contains a metal material whose melting point exceeds 2400 ° C., for example, a metal material whose main component is one metal element selected from the group consisting of tungsten, molybdenum, tantalum, and niobium. For example, melting of the intermediate layer 1B is prevented.
  • the heat transferred to the intermediate layer 1B diffuses in the intermediate layer 1B, and a portion of the heat also conducts to the electrode body 1A.
  • the temperature rise of the electrode body 1A is smaller than that of the comparative example. Even if a part of the electrode body 1A is melted, the molten metal does not scatter as in the comparative example because it is covered by the intermediate layer 1B.
  • the spark s1 even if the spark s1 is generated, only the conductive adhesion preventing film 1C around the spark s1 is broken, so damage to the conductive adhesion preventing film 1C is also smaller than in the comparative example.
  • the adhesion prevention film 1C has few defects, so adhesion is prevented. Performance is maintained. Even if the living tissue t1 touches the upper surface 1b of the intermediate layer 1B, since the upper surface 1b is a flat surface, sticking of the living tissue t1 is less likely to occur compared to the comparative example.
  • a spark s2 is generated between the electrode unit 1 and another living tissue t2 when a high frequency voltage is further applied.
  • a hole h2 is similarly formed around the path of the spark s2 (see FIG. 6C).
  • the conductive adhesion preventing film 1C may be gradually deteriorated by repeatedly using the electrode unit 1. However, compared with the case of the comparative example, the progress of deterioration is delayed. In addition, even if the exposed area of the upper surface 1b of the intermediate layer 1B is increased, the coagulated material is easily peeled off as compared with the comparative example because the upper surface 1b is flat.
  • FIG. 7A and 7B The SEM image of an example of the upper surface 1b of the intermediate
  • tungsten having a layer thickness of 1 ⁇ m was used as the material of the intermediate layer 1B.
  • the same SUS 304 as that of the comparative example was used as a material of the electrode main body 1A.
  • the conductive antiadhesive film 1C is removed for photographing.
  • FIG. 7A shows a SEM image of the upper surface 1 b before the incision is made by the electrode unit 1 (before the incision).
  • FIG. 7A shows a SEM image of the upper surface 1 b before the incision is made by the electrode unit 1 (before the incision).
  • FIG. 7B shows a SEM image of the upper surface 1 b after the incision is performed by the electrode unit 1 under the same conditions as the SEM image of the above-described comparative example (after the incision).
  • the size of the display range of each SEM image is 60 ⁇ m ⁇ 45 ⁇ m.
  • the top surface 1b before the incision was substantially flat.
  • the upper surface 1b after the incision was also flat as before the incision. Therefore, it is considered that melting did not occur in the intermediate layer 1B made of tungsten.
  • the high frequency knife 10 and the electrode unit 1 can reduce the deterioration of the adhesion preventing performance of the living tissue even if a spark is generated during the treatment. For this reason, the service life of the high frequency knife 10 and the electrode part 1 improves.
  • FIG. 8 is a schematic cross-sectional view of an electrode for a high frequency medical device according to a modification of the embodiment of the present invention.
  • the high frequency knife 20 (high frequency medical device) of the present modification includes an electrode portion 21 (electrode for high frequency medical device) in place of the electrode portion 1 in the above embodiment.
  • the electrode unit 21 in the present modification includes a conductive adhesion preventing film 21C (metal layer) instead of the conductive adhesion preventing film 1C of the electrode unit 1 in the above embodiment.
  • a conductive adhesion preventing film 21C metal layer
  • the conductive antiadhesive film 21 ⁇ / b> C is configured to include a metal layer made of a metal material to which biological tissue is not easily attached.
  • the conductive antiadhesive film 1C may have a single-layer structure or a multi-layer structure.
  • a metal material to which biological tissue is less likely to adhere is used for the metal layer constituting the outer surface 21e.
  • an appropriate metal material capable of improving the adhesion between the metal layer constituting the outer surface 21e and the intermediate layer 1B is used as the metal layer between the metal layer constituting the outer surface 21e and the intermediate layer 1B. Is more preferred.
  • a metal material capable of improving the adhesion between the metal layer constituting the outer surface 21e and the intermediate layer 1B for example, a metal material constituting the metal layer constituting the outer surface 21e and a metal material constituting the intermediate layer 1B Alloys may be used.
  • a graded layer may be used in which the composition of the metal material constituting the metal layer constituting the outer surface 21e and the metal material constituting the intermediate layer 1B gradually or stepwise changes.
  • the conductive antiadhesive film 21C is formed.
  • the film formation method of the conductive antiadhesive film 21C include spray coating and dip coating.
  • the high frequency knife 20 according to this modification is different from the above embodiment only in that the conductive antiadhesive film 21C is formed of a metal layer. For this reason, on the surface of the electrode portion 21, the biological tissue hardly adheres by the action of the conductive adhesion preventing film 21C. Even if the conductive adhesion preventing film 21C is melted by the spark generated during use of the electrode portion 21, the intermediate layer 1B similar to the above embodiment is provided between the conductive adhesion preventing film 21C and the electrode main body 1A. It is provided.
  • the high frequency knife 20 and the electrode unit 21 according to the present modification can reduce the deterioration of the adhesion preventing performance of the living tissue even if a spark is generated at the time of treatment. Thereby, the service life of the high frequency knife 20 and the electrode part 21 improves.
  • a high frequency medical device is not limited to a high frequency knife.
  • treatment tools such as an electric scalpel, a high frequency knife, high frequency scissors, a snare, etc. are mentioned, for example.
  • Examples 1 to 18 of an electrode for a high frequency medical device corresponding to the above-described embodiment and modification 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 according to 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 shape of the electrode body 1A was a round bar having a diameter of 0.8 mm.
  • As the intermediate layer 1B (the reference numerals are omitted in [Table 1]. The same applies to the other members).
  • Tungsten (denoted as “W” in [Table 1]) with a layer thickness of 1 ⁇ m was used.
  • a silicone-based resin (denoted as "silicone” in [Table 1]) was used.
  • a conductive substance 6 of the conductive antiadhesive film 1C carbon black (denoted as “CB” in [Table 1]) was used.
  • the average particle size of carbon black was 25 nm.
  • the content of the conductive substance 6 in the conductive antiadhesive film 1C was 30 mass%.
  • the film thickness of the conductive antiadhesive film 1C was 20 ⁇ m.
  • the electrode unit 1 of Example 1 was manufactured as follows. After the electrode main body 1A was manufactured, a single-layer intermediate layer 1B made of tungsten was formed on the electrode main surface 1a of the electrode main body 1A. The intermediate layer 1B was deposited by sputtering. The layer thickness of the intermediate layer 1B was 1 ⁇ m. The base material 5 and the conductive substance 6 were mixed after curing so that the content of the conductive substance 6 became the above-mentioned value. Thus, a paint for forming the conductive antiadhesive film 1C was manufactured. The paint was spray-coated on the mid layer 1B. Thereafter, the coated film was dried at 220 ° C.
  • Example 1 a conductive antiadhesive film 1C was formed on the intermediate layer 1B. Thereby, the electrode part 1 of Example 1 was manufactured. After the wiring was connected to the electrode unit 1, 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, and the high frequency knife 10 of Example 1 was manufactured.
  • the material of the electrode main body 1A is different from that of the first embodiment.
  • the electrode body 1A of Example 2 aluminum (denoted as “Al” in [Table 1]) was used.
  • the electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Examples 2 and 3 were manufactured in the same manner as Example 1 except that the material of the electrode main body 1A was different.
  • the material of the intermediate layer 1B is different from that of the first embodiment.
  • molybdenum (denoted as "Mo” in [Table 1]) was used.
  • tantalum (denoted as "Ta” in [Table 1]. ) was used.
  • niobium (denoted as "Nb” in [Table 1]) was used.
  • the electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Examples 4 to 6 were manufactured in the same manner as in Example 1 except that the material of the intermediate layer 1B was different.
  • Example 7 and 8 The seventh embodiment is different from the first embodiment in that the layer thickness of the intermediate layer 1B is 0.5 ⁇ m.
  • the eighth embodiment differs from the first embodiment in that the layer thickness of the intermediate layer 1B is 5 ⁇ m.
  • the electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Examples 7 and 8 were manufactured in the same manner as in Example 1 except that the layer thickness of the intermediate layer 1B was different.
  • the material of the base material 5 is different from the first embodiment.
  • silica which is a ceramic was used.
  • a fluorine-based resin was used.
  • the electroconductive substance 6 was mixed and manufactured with the silica coating material and fluorine coating material containing each component.
  • the electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Examples 9 and 10 were manufactured in the same manner as Example 1 except that the paint for forming the base material 5 of the conductive antiadhesive film 1C was different.
  • Examples 11 and 12 correspond to the electrode unit 21 of the above-described modified example.
  • a conductive adhesion preventing film 21C is provided in place of the conductive adhesion preventing film 1C in the first embodiment.
  • gold denoted as "Au” in [Table 1]
  • platinum denoted as "Pt” in [Table 1]
  • the layer thickness of each conductive adhesion preventing film 21C was 1 ⁇ m.
  • the electrode portion 21 and the high-frequency knife 20 of Examples 10 and 11 are the same as Example 1 except that the metal layer of the above-described conductive adhesion preventing film 1C is formed by plating as the conductive adhesion preventing film 21C. manufactured.
  • Example 13 to 15 the material of the conductive substance 6 is different from that in Example 1.
  • gold particles having an average particle diameter of 25 nm (denoted as “Au particles” in [Table 1]) were used.
  • silver particles having an average particle diameter of 40 nm (denoted as "Ag particles” in [Table 1]) were used.
  • nickel particles having an average particle diameter of 30 nm (denoted as "Ni particles” in [Table 1]) were used.
  • the electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Examples 13 to 15 are manufactured in the same manner as Example 1 except that the material of the conductive substance 6 contained in the paint for forming the conductive antiadhesive film 1C is different. It was done.
  • Example 16 to 18 In Examples 16 to 18, the content of the conductive substance 6 is different from that in Example 1.
  • the content rates of the conductive substance 6 in Examples 16 to 18 were 5 mass%, 10 mass%, and 20 mass%, respectively.
  • the electrode portion 1 and the high frequency knife 10 of Examples 16 to 18 are the same as Example 1 except that the amount of the conductive substance 6 contained in the paint for forming the conductive antiadhesive film 1C is different. manufactured.
  • Comparative Examples 1 to 5 The comparative examples 1 to 5 will be described focusing on differences from the above-described example.
  • Comparative Example 1 is an example in which the intermediate layer 1B is deleted in Example 1 described above.
  • Comparative Examples 2 to 4 are examples in which the material of the intermediate layer 1B is changed in the above-mentioned Example 1.
  • gold denoted as "Au” in [Table 1]
  • TiAlSiN titanium aluminum silicon nitride
  • TiAlSiN titanium aluminum silicon nitride
  • Comparative Example 4 chromium nitride (CrN) was used instead of tungsten.
  • the melting point of CrN is 800.degree.
  • Comparative Example 5 is an example where the conductive substance 6 is eliminated in Example 1 above.
  • the antiadhesive film was made of silicone resin having a layer thickness of 5 ⁇ m.
  • the adhesion prevention evaluation of the biological tissue in the electrode part of Examples 1-18 and Comparative Examples 1-5 was performed.
  • the adhesion prevention evaluation was performed by measuring the change over time of the incision performance of the electrode portion. This is because when the adhesion of the living tissue to the electrode occurs, it becomes difficult to conduct electricity and the incision property is reduced.
  • a predetermined incision operation described later was repeated.
  • Pig stomach was used as the treatment object.
  • the incision operation of the mucous membrane layer and submucosal layer of a treated object was performed repeatedly using the electrode part of each example and each comparative example.
  • One incision operation was performed under the conditions of an incision mode, an output of 50 W, and an incision distance of 10 mm. This cutting operation was performed 500 times for each electrode unit. At the 500th incision, the time taken to make a 10 mm incision (dissection time) was measured.
  • Table 1 describes the dissection time and the evaluation of anti-sticking evaluation.
  • the incision time is within 5 seconds, the incision is good. Therefore, it was evaluated as "good” (good, described as “o” in [Table 1]) as the adhesion preventing property of the living tissue.
  • the incision time exceeds 5 seconds, the incision property is poor. Therefore, it was evaluated as “poor” (denoted as "x” in [Table 1]) as the adhesion preventing property of the living tissue.
  • [Table 1] the incision time by each of the electrode parts in Examples 1-6, 9, 10 was 3 seconds.
  • the incision time by each electrode unit of Examples 7, 8, 11 to 15, 17, and 18 was 4 seconds.
  • the incision time by the electrode part of Example 16 was 5 seconds. For this reason, the adhesion preventing properties of the electrode portions in Examples 1 to 18 were all evaluated as “good”.
  • the dissection times by the electrode parts of Comparative Examples 1 to 4 were 30 seconds, 20 seconds, 20 seconds, and 30 seconds, respectively. For this reason, the adhesion preventing properties of the electrode parts of Comparative Examples 1 to 4 were all evaluated as “defective”.
  • the anti-adhesion film of the electrode portion of Comparative Example 5 did not have conductivity, so it was not possible to incise the treatment object even in the initial state. For this reason, Comparative Example 5 was evaluated as "defective".
  • the comparative example 1 had the configuration of the comparative example shown in FIG. 4A and FIG. 4B, so as described above, it is considered that as a result of melting of the electrode main body 1A, the biological tissue adheres and the dissection property decreases.
  • the dissection property has decreased.
  • an electrode for a high frequency medical device and a high frequency medical device capable of reducing the deterioration of the adhesion preventing performance of a living tissue even if a spark occurs at the time of treatment.
  • Electrode part (electrode for high frequency medical equipment) 1a Electrode Body Surface 1A Electrode Body (Base Material) 1b top surface 1B middle layer 1C conductive antiadhesive film 1e, 21e outer surface 1f rough surface 5 base material (non-metallic material) 6 Conductive substance 10, 20 High frequency knife (high frequency medical equipment) 21C Conductive adhesion prevention film (metal layer)

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Abstract

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。

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１８日に、日本国に出願された特願２０１７－２０１７８５号に基づいて優先権を主張し、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。例えば、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、電極の生体組織に対する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。電極表面を拭き取る作業は、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。
　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。例えば、特許文献１には、末端がフッ素原子である単分子膜を金属製の電極の表面にコーティングして構成される高周波治療器が記載されている。
日本国特開２０１０－５７６８８号公報
　しかしながら、上記のような従来技術には、以下のような課題がある。
　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。スパーク現象が発生した後の電極表面には、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の劣化が進むことによって、電極の耐久性が低くなる。
　本発明は、上記のような課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。
　本発明の第１の態様に係る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。
　本発明の第２の態様によれば、上記第1の態様に係る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。
　本発明の第３の態様によれば、上記第１または第２の態様に係る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。
　本発明の第４の態様によれば、上記第１から第３の態様のいずれか一つの態様に係る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。
　本発明の第５の態様によれば、上記第１から第４の態様のいずれか一つの態様に係る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。
　本発明の第６の態様によれば、上記第５の態様に係る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。
　本発明の第７の態様によれば、上記第１から第４の態様のいずれか一つの態様に係る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。
　本発明の第８の態様の高周波医療機器は、上記第１から第７の態様のいずれか一つの態様に係る高周波医療機器用の電極を備える。
　上記各態様に係る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。
本発明の実施形態に係る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。 本実施形態に係る高周波医療機器用の電極の模式的な断面図である。 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。 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。 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。 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。 切開実施前における比較例の電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。 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。 本実施形態に係る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。 本実施形態に係る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。 本実施形態に係る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。 切開実施前における本実施形態に係る電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。 切開実施後における本実施形態に係る電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。 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。
　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、本発明の実施形態に係る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、本実施形態に係る高周波医療機器用の電極の模式的な断面図である。
　図１に示す本実施形態に係る高周波ナイフ１０は、本実施形態に係る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。
　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、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。
　図１に示すように、電極本体１Ａの外部形状は、電極部１の突出方向における先端の角部に円弧状部を有する矩形片状である。
　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設定されている。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程度に示されている。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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　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。
　図３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の最も外側の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。
　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。
　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の一部を構成する場合がある。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。
　以上説明した電極部１は、例えば、以下のように製造されてもよい。
　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、加熱されるなどの方法で乾燥される。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。
　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４Ａから図４Ｄ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５Ａおよび図５Ｂ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６Ａから図６Ｃは、本実施形態に係る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７Ａおよび図７Ｂは、それぞれ、切開実施前および切開実施後における本実施形態に係る電極表面の一例を示すＳＥＭ画像である。
　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の刃部１ｃまたは腹部１ｄを接触させる。
　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。
　術者が腹部１ｄを被処置体に押し当てた状態で電極部１に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。
　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が高温に曝される。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。
　まず、本実施形態と対比するため、図４Ａから図４Ｄに示す比較例の場合について説明する。
　図４Ａに示すように、比較例の電極部１０１は、本実施形態に係る電極部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。
　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、図４Ｂに示すように、導電性付着防止膜１Ｃが貫通され、さらに電極本体１Ａの一部が除去されることにより、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４Ｂ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４Ｃ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４Ｃ参照）。
　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４Ｃ参照）。
　その結果、図４Ｄ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。
　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。
　図５Ａおよび図５Ｂ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５Ａおよび図５Ｂ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５Ａ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５Ｂ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５Ａ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５Ｂ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。
　本実施形態に係る電極部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導電性が優れる導電体である。
　このため、図６Ａ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。
　本実施形態に係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い。
　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。
　図６Ｂ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、中間層１Ｂの一部が溶融したとしても、中間層１Ｂが貫通されていないため、溶融金属が飛散したり、溶融部における電極本体１Ａの電極本体表面１ａにおける金属の粗面が形成されたりすることはない。
　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。
　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、図６Ｂに示すように、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い。
　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、同様にスパークｓ２の経路の周囲に穴部ｈ２が形成される（図６Ｃ参照）。
　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可能性がある。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い。
　図７Ａおよび図７Ｂ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７Ａおよび図７Ｂ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７Ａ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７Ｂ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７Ａ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７Ｂ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。
　以上説明したように、本実施形態に係る高周波ナイフ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。
　（変形例）
　本実施形態の変形例に係る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に係る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。
　図８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、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。
　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。
　本変形例に係る高周波ナイフ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い。
　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、電極本体１Ａの損傷と電極本体表面１ａの露出とが抑制される。
　上記実施形態と同様、本変形例に係る高周波ナイフ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。
　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）
　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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
　（実施例１）
　実施例１は、上述の実施形態に係る電極部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の丸棒状であった。
　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。
　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％であった。
　導電性付着防止膜１Ｃの膜厚は、２０μｍであった。
　実施例１の電極部１は以下のように製造された。
　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、塗膜が２２０℃で２時間乾燥され、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の配線が対極板４が接続された高周波電源３と電気的に接続されて実施例１の高周波ナイフ１０が製造された。
　（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。
　（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。
　（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。
　（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。
　（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であった。
　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。
　（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。
　（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％であった。
　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。
　（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である。
　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である。
　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である。
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。
　（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、電極部の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。
（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。
　比較例１は、図４Ａおよび図４Ｂ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。
　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。
　上記実施形態および変形例によれば、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高周波医療機器用の電極および高周波医療機器を提供できる。
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）

Claims (8)

  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。
  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。
  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に記載の高周波医療機器用の電極。
  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に記載の高周波医療機器用の電極。
  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に記載の高周波医療機器用の電極。
  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。
  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に記載の高周波医療機器用の電極。
  8. 　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。
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