JP2000512521A - 導電性セラミックまたはサーメットを用いる電気外科手術機器とその製法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 本発明は、導電性のセラミックまたはサーメットで作られる作動電極表面（５）を含む、電気外科手術機器である。導電性のセラミックは、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セラミック、またはこれらの混合物で良い。サーメットには、セラミックと、コバルト、ニッケル、鉄、モリブデン、チタン、ジルコニウム、およびアルミニウムから成るグループから選択される金属とが含まれれば良い。導電性のセラミックまたはサーメットの作動電極表面は、心材で支持しても良い。或る実施例では、心材は、表面に被覆として形成される作動電極表面を有する金属心材である。その他の実施例では、心材は、電気的絶縁性の材料で作られる。本発明の或る実施例は、本発明の作動電極表面の、ボヴィ刃、双極鉗子、内視鏡外科手術用焼灼端、双極組織削り器具、およびへら刃である。

Description

【発明の詳細な説明】 導電性セラミックまたはサーメットを用いる電気外科手術機器とその製法 背景技術 本発明は、概して、電気外科手術技法で用いられる機器に関する。更に詳しく 言うと、本発明は、導電性のセラミックまたはサーメットで作られる電気外科手 術機器と、それらの機器の使用法および製造法とに関する。 電気外科手術は、従来式の外科手術技法の重要な代替方法となってきており、 伝統的な方法に比べて多くの特異な利点を提供する。電気外科手術では、人また は動物の組織を切断または焼灼するために電流を用いる。現状では、電気外科手 術用装置には２つの主要な型式が使用されている。切断および焼灼に使用される 電極の数によって、これらの機器は単極式または双極式と呼ばれる。 単極式の電気外科手術機器では、切断または焼灼に用いられる電極に電流（通 常ラジオ周波数）が供給される。使用の際に、電流は電極を通して患者に流れ、 回路は患者が横たわる「患者電極板」を用いることにより完結する。電流が流れ る電極の表面区域（「能動的、即ち、作動し得る電極表面」）は患者電極板の区 域に比べて小さく、したがって強い密度の局部電流が電極で生じる。これにより 、電極に密接する局部の組織が切断または焼灼される。単極式電気外科手術機器 の例は、アメリカ合衆国特許Ｎｏ.４,９２７,４２０に叙述されているが、当明 細書ではこれを参照することにより援用する。 双極式の電気外科手術機器では、単極式における「患者電極板」が、小さな空 隙によって第１の電極と隔置される第２の電極に置き換えられる。作動に際して 、強い局部電流が電極間で生じ、これにより電極間にある組織が切断または焼灼 される。双極式電気外科手術機器の例は、アメリカ合衆国特許Ｎｏ.５,３９６, ９００、Ｎｏ.５,２１７,４５８、Ｎｏ.５,３４２,３８１、およびＮｏ.５,３９ ５,３６９に叙述されているが、当明細書ではこれらの総てを参照により援用す る。 単極式および双極式装置の両者で用いられる電極は、極めて種々の形状、寸 法、構成のものがある。外科手術の要件に従って、電極は、針、環状体、へら、 解剖刀、はさみ、鉗子、および球のような種々の形状の何れでもよい。電気外科 手術技法はまた、内視鏡手術のためにも広い範囲で用いられている。電気外科手 術の道具は従来式の手術道具よりも遥かに小さくできるので、電気外科手術はと りわけ内視鏡手術に適している。内視鏡手術用電極の種々の形状および構成が叙 述されている。この例として、アメリカ合衆国特許Ｎｏ.５,３９６,９００、Ｎ ｏ.５,２１７,４５８、およびＮｏ.５,３９５,３６９を参照。 従来式の電気外科手術機器では、能動電極表面は通常、ステンレス鋼（「ＳＳ 」）で作られている。しかし、かかるＳＳ電極を用いることでの短所があること は周知である。すなわち、電気外科手術手順の間に焼損、即ち、焼けた組織層が 電極表面に付着することである。組織が機器に付着する原因となる機構は、以下 のとおりであると考えられる。 電気外科手術手順の間、強い電流密度が電極と組織の間に生じる。実際に、電 気外科手術手順では、電極と組織の間にしばしばアークが生じる。この高い電流 密度によって、組織に浸炭作用が起こり、必要な切断または焼灼に至らせる強い 熱が生じる。従来式の機器の電極ではこの浸炭媒体に反応して、これにより、電 極の表面に付着性の焼けた組織層が形成される。電気外科手術手順間に、焼損組 織が黒い皮膜の形で機器表面に堆積し始める。この堆積が電極と組織の間の電流 密度を低減させるに十分な程に厚くなると、熱い黒皮膜に直接触れる組織がくっ つくことになる。外科医は、ここで作業を止め、電気外科手術機器を清掃するこ とを強いられる。この清掃では、ＳＳの表面に擦り傷を与えるのに十分な程の力 を要することがある。かかる擦り傷で機器の表面が荒立ち、これがまた、組織か すをより早く堆積させ、一層多くの接着を生じさせることになる。 従来式の機器の更なる短所は、電気外科手術手順によって電極が加熱され、Ｓ Ｓの熱伝導が比較的低いことから、機器が急速に熱上昇して非常に高い温度（５ ００°F=約２６０℃以上）になることである。更に、電気外科手術手順では、金 属の幾分かが組織に移転され、これにより、金属電極の表面にくぼみが生じ、患 部が汚染されることである。ステンレス鋼電極の組成には、患部に移転して危険 な結果を生むかもしれない、鉄、ニッケル、およびクロムが含まれている。電極 表面にくぼみが生じることによってまた、表面が荒らされることで、組織堆積の 問題が悪化する。 多くの電気外科手術機器にはまた、金属電極に加えてセラミック（電気絶縁素 子として用いられる）も含まれる。これらのセラミックは典型的には酸化物セラ ミックであるが、電気外科手術手順間に存在する浸炭環境中で、これらもまた反 応して付着性の組織層を形成する。従来式の装置での組織堆積の問題を克服する ために、多くの試みが成されてきた。例えば、金属電極を有機材料、通常はテフ ロンまたはその他のポリマー材料で被覆することが行われてきた。都合の悪いこ とに、これらの低融点の揮発性材料は、電極表面と組織との間の放電局部の高い 温度には耐えられない。これらの被覆からの溶融、蒸発の結果としての産物は危 険な化学物質を形成し、有害物質を切断または焼灼患部に移転させることが知ら れている。外科医師たちの報告によれば、これらの蒸発した有機被覆にさらされ た後、感冒様の症状（この問題は「ポリマー芳香熱」または「テフロン熱」と呼 ばれている）が生じるとのことである。更なる短所は、被覆または有機材料は放 電の非常に早い時期に溶融するので、組織付着を低減することにおいては、極め て僅かしか若しくは全く改善がなされないうことである。従来式のＳＳ電極の表 面を荒らして（従来式の被覆をテフロン材料で施す前に）ＳＳ電極と被覆との間 の機械的接合を改善することが典型的に行われるが、この場合、荒れた金属表面 だけが初期放電の後に残存することにより、金属表面のくぼみの増加が促進され る。このくぼみによってまた、電極から組織への金属の移転が生じる。 組織付着の問題に対して提案されているもう１つの解決策は、振動式刃の使用 である。かかる解決策は、アメリカ合衆国特許Ｎｏ.４,６７４,４９８、Ｎｏ.４ ,８０２,４７６、およびＮｏ.４,９２２,９０３に開示されている。これらの参 照資料では、電気外科手術用刃を使用する間に振動させて、刃への組織および砕 片の堆積を防止する装置を含む電気外科手術装置が叙述されている。この技法で は、振動させるための装置と、電気外科手術機器に振動を組み合わせるための装 置とを装置に含めることが必要となる。これにより、装置の価格と複雑さが増し 、或る場合、例えば内視鏡外科手術では、大きな技術上の問題となることもある 。 ニューカーク他(Ncwkirk et al)によるアメリカ合衆国特許Ｎｏ.４,９２７,４ ２０には、超鋭利な金属針（種々の耐火性合金の何れかで組み立てられる）を電 気 外科手術に使用することが叙述されている。超鋭利な金属針の使用によって、よ り少ない高周波電力の使用が可能となり、これにより組織を切断する際に、傷跡 を減らし、障害物（組織堆積）を除去するのに役立つと言っている。しかし、か かる針を用いることで障害物を除去することは、より少ないラジオ周波数電力を 使用できることに依存しているので、それがまた超鋭利な金属針の使用に依存す ることになる。かくして、アメリカ合衆国特許Ｎｏ.４,９２７,４２０の教示は 、適用することのできる電気外科手術機器の形状の範囲について厳しく制約して いる。 耐火性合金電極を使用することについてもまた、グラビンガー他(Grabinger e t al)によるアメリカ合衆国特許Ｎｏ.４,８５０,３５３に開示されている。この 特許では、電気絶縁セラミック基盤に取り付けられた耐火性合金導電細長片を使 用することについて叙述している。 セラミックは電気外科手術機器で広範囲に用いられてきたが、これらの材料は 常に、金属電極を電気的に絶縁するために特定的に用いられる非電導性セラミッ クである。かかる構成については、例えば、アメリカ合衆国特許Nｏ.４,８６２, ８９０、Ｎｏ.４,９５８,５３９、Ｎｏ.５,０７１,４１９、Ｎｏ.４,８５０,３ ５３、Ｎｏ.５,１９２,２８０、Ｎｏ.５,３９６,９００、およびＮｏ.５,００７ ,９０８に叙述されている。発明者が気付いている既存の電気外科手術機器の総 てにおいて、電流の流れる能動電極表面は、金属、またはポリマー被覆金属で作 られているが、セラミックではない。 上述の論考から、電気外科手術には基本的な問題、すなわち、電気外科手術手 順の間に電気外科手術機器に組織が堆積する問題があることは明らかである。こ の問題に対する解決策が幾つか提案されてきたが、これらは総て自身の短所を抱 えている。したがって、組織が付着せず、広範囲の形状で形成することができる 電気外科手術機器への要求がある。更に、組織が付着せず、どのような外部機械 振動装置に組み合わせることもなく機能する電気外科手術機器への要求がある。発明の開示 本発明は、導電性のセラミックまたはサーメットで作られる能動表面を含む電 気外科手術機器を供給することによって、上記の要求を満足させる。 導電性のセラミックは、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セラ ミック、若しくはこれらセラミックの２つまたはそれ以上の混成で良い。適切な 導電性のセラミックには、炭化ホウ素、炭化タングステン、炭化チタン、炭化モ リブデン、炭化ニオブ、炭化ジルコニウム、窒化チタン、窒化アルミニウム、ホ ウ化チタン、ホウ化ジルコニウム、炭化バナジウム、炭化ハフニウム、および炭 化タンタルが含まれる。任意選択的に、これらの導電性セラミックを、絶縁性セ ラミック・マトリックスの中に（例えば、ＡＬ₂Ｏ₃の中にＴｉＣのような形で） 分散させても良い。 サーメットには、セラミックと、銀、銅、プラチナ、タンタル、バナジウム、 タングステン、チタン、ハフニウム、ジルコニウム、ニオブ、コバルト、ニッケ ル、鉄、モリブデン、およびアルミニウムを含む、金属が含まれ得る。セラミッ ク成分は、炭化物、ホウ化物、酸化物、窒化物、シリカ、またはこれらのセラミ ックの混成物で良い。金属は、耐火性の金属、若しくは遷移金属で良い。適切な サーメットには、炭化アルミニウム・ホウ素、炭化コバルト・タングステン、炭 化ニッケル・鉄・タングステン、炭化ニッケル・モリブデン・チタン、酸化チタ ン・アルミニウム、酸化アルミニウム・アルミニウム、および炭化アルミニウム 合金・ホウ素が含まれる。もしサーメットが炭化アルミニウム・ホウ素または炭 化アルミニウム合金・ホウ素であれば、これには重量比約４０％から約８０％ま でのＢ₄Ｃを含有していれば良い。 任意選択的に、導電性のセラミックまたはサーメットの能動電極表面を支持装 置で支えても良い。支持装置は、金属の心材で良く、その場合は能動電極を心材 表面の被覆として形成すれば良い。これに替えて、支持装置を電気絶縁支持装置 にしても良い。 もし導電性のセラミックまたはサーメットの能動電極表面が金属心材に支持さ れるならば、導電性のセラミックまたはサーメットには、金属心材と同じ金属の 金属成分を含有させても良い。また、電気外科手術機器を、金属心材を炭素、ホ ウ素、窒化物、または導電性セラミック・サーメット混成物に接触させて金属心 材の表面に被覆を作り出すことによって組み立てても良い。 電気外科手術機器にはまた、能動電極表面を所望の電位に維持するための装置 を含ませても良い。 能動電極表面を、電気外科手術の間に存在する浸炭環境の中で実質的に反応し ないようにすることもできる。 図面の簡単な説明 図１a、１ｂ、および１ｃはそれぞれ、本発明によるサーメット式電気外科手 術機器［(ボヴィ刃式(Bovie blade)］の上面図、側面図、および透視図である。 図２ａは、本発明による金属心材式電気外科手術機器［（ボヴィ刃（Bovie bl ade)］の透視図である。 図２ｂ、および２ｃはそれぞれ、図２ａの刃を、図２ａの線２Ｂ−２Ｂ、およ び図２ａの線２Ｃ−２Ｃで切断した断面図である。 発明を実施するための望ましい形態 以下の定義を用いる。電気外科手術機器 対象物に電流を与えるために用いられる総ての外科機器。対象物は、動物また は人の何れでも良い。電気外科手術機器の例には、これらに限られるわけではな いが、ボヴィ刃、双極鉗子、焼灼端素子（内視鏡外科手術用）、双極式生体検査 装置、スパーテル刃、球電極、関節鏡鉤型電極、Ｌ・Ｊ鉤型電極（腹腔鏡外科） 、拡張刃電極、針電極、拡張針電極、湾曲電極、傾斜刃電極、および環状電極（ 組織検査および婦人科組織摘出用）が含まれる。能動電極表面 対象物に電流を供給する、電気外科手術機器の表面の区域。セラミック 強固な物体を作るために有用な材料であって、基本的な成分として、１つまた はそれ以上の無機の非金属で大部分が組成される。かかる材料の例としては、耐 火性、共有結合及び大抵のイオン結合材料が含まれる。導電性セラミック 導電体のセラミック。特定的には、電気外科手術機器の中で能動電極表面とし て使用できる程に十分大きな導電性を有するセラミック。サーメット 電気外科手術機器の中で能動電極表面として使用できる程に十分大きな導電性 を有する、セラミックと金属成分の混成体。炭化物、ホウ化物、窒化物、酸化物、および混合セラミック 炭素、ホウ素、窒素、酸素、またはこれらの混合物をそれぞれ含むセラミック 。特定の材料に関しては、それらの名称、または化学式で呼ばれる。例えば、炭 化タングステン、或いはＷＣのように。化学式では、材料の化学量は示されない が、主要成分だけは示される。必要な際には、特定の化学量が示される。導電複合セラミック ２つまたはそれ以上のセラミック材料の混成物であって、これらのセラミック の１つまたはそれ以上が、電気外科手術機器の中で複合セラミックを能動電極表 面として使用できる程に十分大きな導電性を有する。 序 発明者は、以下で叙述するセラミックおよびサーメットは、既存の材料が電気 外科手術機器で用いられる際に顕す短所から免れること、すなわち、浸炭環境の 中で反応しないことにより、電気外科手術手順の間に付着性の組織層を形成させ ないことを認めている。更に、本発明のセラミックおよびサーメツトは、導電性 であるが故に、電気外科手術機器の能動電極表面として使用することができる。 概して、本発明の電気外科手術機器では、導電性を持ち、電気外科手術の間に 存在する浸炭環境の中で目立つ程反応しない、あらゆる材料で作られる能動電極 表面を具えることができる。更に特定的には、発明者は、ここで用いることので きる１つの種類の材料は、炭化物、ホウ素化物、窒化物のセラミック系（または これらの混成物）であることを認めている。用いることのできるその他の種類の 材料は、サーメット、すなわち、セラミックおよび金属の両者の成分を含む合成 物である。 浸炭環境に接触する電気外科手術機器の表面、すなわち能動電極表面だけを、 非反応の金属で作ることが重要である。したがって、能動電極表面が本発明のセ ラミックまたはサーメットで作られていれば、機器の残りの部分は適切な材料の どのようなものであっても良い。例えば、機器の機械的特性を改善するために、 本発明の材料を金属心材、またはその他の支持装置の上に被覆しても良い。かか る機器の例は、以下で論考するが、まず最初に本発明のセラミックおよびサーメ ットについて詳細に叙述する。セラミック 上述したように、本発明で用いることのできる１つの種類の材料は、炭化物セ ラミック、ホウ素化物セラミック、窒化物セラミック、およびこれらのセラミッ クの混成物である。これらの材料には、良好な導電性、良好な熱伝導性、および 優れた硬度特性を含む、本発明で有用な多くの性質が具わっている。事実、これ らのセラミックは、最も硬度の高い材料として知られており、ひっかき傷やくぼ みに対して抵抗力がある。組織の堆積は粗い表面によって増加するので、この硬 度特性は組織の付着を一層減少させるのに役立つ。更に、これらの材料は電気外 科手術手順の間に存在する浸炭環境に反応しないので、組織堆積の害を免れる。 ここで、本発明のセラミックには、浸炭環境に反応しないこと、および導電性で あることの両面があることを強調して置きたい。これは、従来式の機器で電気的 絶縁素子として用いられる、浸炭環境に反応する酸化セラミックとは極めて直接 的な対照となる。 本発明の実施例の１つでは、電気外科手術機器の能動電極表面を、炭化物セラ ミック、ホウ化物セラミック、窒化物セラミック、およびこれらのセラミックの 混成物で作ることができる。適切なセラミックには（これらに限られないが）、 炭化ホウ素（Ｂ₄Ｃ）、炭化タングステン（ＷＣ）、炭化チタン（ＴｉＣ）、炭 化モリブデン（ＭｏＣ）、炭化ニオブ（ＮｂＣ）、炭化ジルコニウム（ＺｒＣ） 、ホウ化チタン（ＴｉＢ₂）、窒化チタン（ＴｉＮ）、窒化アルミニウム（Ａｌ Ｎ）、窒化ジルコニウム（ＺｒＮ）、ホウ化ジルコニウム（ＺｒＢ₂）、炭化バ ナジウム（ＶＣ）、炭化ハフニウム（ＨｆＣ）、および炭化タンタル（ＴａＣ） の系が含まれる。これらのセラミックに関する最も一般的な化学量は、括弧の中 に示されている。当業界で周知のように、これらの系において炭素、窒素、及び ホウ素の含有量を変化させることは、電気的、および熱的特性に影響するが、各 系を調整して特定の電気外科手術用途のための適正な化学量、相を得ることもで きる。この例として、ジョン・ワイリー・アンド・ソンズ社１９６７年出版の、 Ｗ・Ｄ・キンガリーによる「セラミックへの導き」(Kingery,W.D.,Introduction to Ceramics,John Wiley ＆ Sons,Inc.,1967)を参照のこと。 本発明の炭化物セラミック、ホウ素化物セラミック、窒化物セラミック、およ びこれらのセラミックの混成物は、高温（炭化物に関しては１６００℃以上）で 原子を直接結合させること、ならびに金属の合成物、特にその酸化物と、炭素、 ホウ素、若しくはこれらの混合物とを加熱することを含む従来式の方法で調製す ることができる。炭化物はまた、金属を適切な炭化水素蒸気の中で加熱すること により調製することができる。ホウ素化物は、金属またはその酸化物をＢ₂Ｏ₃お よびＣ、若しくはＢ₄Ｃと反応させることにより調製することができる。この反 応によって、ＣＯの発生と金属ホウ素化物セラミックの形成に至る。ホウ素炭化 物（Ｂ₄Ｃ）は、金属または金属酸化物を、電気炉中でＢ₂Ｏ₃で還元することに より調製することができる。これらの調製方法は当業界では周知であり、これら の方法の幾つかは、「先進無機化学」第５編、１９８８年に、Ｆ・Ａ・コットン およびＧ・ウイルキンソン(Advanced Inorganic Chemistry,5th Edition,F.A.Co tton and G.Wilkinson,1988)により叙述されている。 導電性セラミックは、射出成形、スリップ鋳込、冷間プレス、熱間プレス、ア イソスタティック熱成形（ＨＩＰ）を含む従来式のセラミック処理技法を用いて 、電気外科手術機器のために必要とされる形状に形成することができる。 本発明のもう１つの実施例においては、導電性セラミックは、炭化物セラミッ ク、ホウ素化物セラミック、窒化物セラミック、またはこれらのセラミックの混 成物を非導電性セラミック・マトリックスの中に微細に分散させることによって 形成することができる。例として、ＴｉＣの粒子（重量比で２５％以上）をＡｌ₂ Ｏ₃マトリックスの中に均等に分散させて導電性セラミックを作り出すことがで きる。導電性セラミックと、非導電性セラミック・マトリックスの中でのその分 散の均一性の均衡は、結果としてのセラミックが導電性セラミックになることを 保証できるように制御されなければならない。適切な非導電性セラミックの例 には、Ａｌ₂Ｏ₃、ＭｇＯ、ＳｉＯ₂、ケイ酸塩、ＨｆＯ₂、ＢｅＯ、およびＴｉＯ₂ が含まれる。これらのセラミック合成物は、スリップ鋳込、および熱間プレス を含む標準的な技法で調製することができる。セラミック合成物は、射出成形、 スリップ鋳込、冷間ブレス・焼結、熱間プレス、アイソスタティック熱成形（Ｈ ＩＰ）を含む標準的な技法を用いて電気外科手術機器に形成することができる。 当明細書の始めの部分に叙述したように、能動電極表面を支持装置に支持させ ることができる。この場合、導電性セラミックは、物理的蒸着、化学的蒸着、ス パッタ被覆、レーザー析出、フレーム溶射、およびプラズマ・ジェット・スプレ イ被覆を含む標準的な処理技法を用いて支持装置の上に形成することができる。 もし支持装置が金属心材であれば、導電性セラミック能動電極表面は、支持装置 の表面の被覆として、金属心材を適切な炭素、ホウ素、又は窒素を含有する化合 物に反応させることによって形成することができる。この手順については、以下 に詳細に叙述する。 使用中能動電極表面は、当業界で周知の、能動電極表面を望ましい電位に維持 するための装置によって所望の電位に維持される。例として、アメリカ合衆国特 許Ｎｏ.４,９２７,４２０およびＮｏ.５,００７,９０８を参照のこと。当明細書 ではこの両者を参照している。サーメット 本発明で用いることができるもう１つの種類の材料はサーメットである。この 材料は、上述のセラミックと同様の有用な特性（良好な導電性および熱伝導性な らびに硬度）と共に、純粋なセラミックよりも一層もろさが少ないという追加的 な特性を具えている。この理由から、電気外科手術機器が張力負荷の下で作動し なければならない用途においては、セラミックではなくサーメットで機器を構成 することが典型的に望ましい。 概して、電気外科手術手順の浸炭環境の中で実質的に不反応であり、電気外科 手術を行うのに十分な電流を担送する能力があるサーメットは、どのようなもの でも本発明で用いることができる。更に詳しく言うと、本発明で用いることがで きるサーメットには、炭化物、ホウ化物、または窒化物セラミック（または、こ れらのセラミックの混成物）と共に１つまたはそれ以上の金属で組成される材料 が含まれる。適切な金属の例には、Ａｇ、Ｃｕ、Ｐｔ、Ｔａ、Ｖ、Ｃｏ、Ｎｉ、 Ｆｅ、Ｍｏ、Ｔｉ、Ｈｆ、Ｚｒ、Ｎｂ、Ｗ、およびＡｌが含まれ、適切なセラミ ックの例には、ＷＣ、ＴｉＣ、ＴｉＢ₂、ＴｉＮ、およびＢ₄Ｃが含まれる。 本発明のサーメットは、冷間プレス・焼結、熱間プレス、アイソスタティック 熱成形、および溶融金属浸入を含む従来式の方法を用いて、調製することができ る。 上述のセラミックの場合と同様に、サーメット材料は、射出成形、スリップ鋳 込、冷間プレス・焼結、熱間プレス、アイソスタティック熱成形、および溶融金 属浸入を含む従来式の技法を用いて、電気外科手術機器に形成することができる 。 導電性のサーメット能動電極表面を支持装置に支持させることができる。この 場合、導電性サーメットは、物理的蒸着、化学的蒸着、スパッタ被覆、レーザー 析出、溶融金属浸入、およびプラズマ・ジェット・スプレイ被覆を含む標準的な 処理技法を用いて支持装置の上に形成することができる。もし支持装置が金属心 材であれば、導電性サーメット能動電極表面は、支持装置の表面の被覆として、 金属心材を適切な炭素、ホウ素、または窒素を含有する化合物に反応させること によって形成することができる。この手順については、以下に詳細に叙述する。 Ｂ₄Ｃ−Ａｌサーメット（ＷＣ−Ｃｏ、ＷＣ−Ｎｉ−Ｆｅ、およびＴｉＣ−Ｍ ｏ−Ｎｉサーメットも同様に）は、高い硬度、抗反応性、および無芳香性成分（ Ｂ，Ｃ，およびＡｌ）の点から、とりわけ電気外科手術機器での使用に適する。 Ｂ₄Ｃ−Ａｌサーメット電極の反応からの副産物（Ｂ₂Ｏ₃、Ａｌ₂Ｏ₃、およびＣ Ｏ₂）は、ステンレス鋼およびテフロン被覆の電極を含むその他の上述の殆どの サーメットよりも、一層人体との和合性がある。Ｂ₄Ｃ−Ａｌサーメットは、ボ ヴィ刃および双極鉗子チップを含む効果的な電気外科手術機器として作動するこ とを示している。特定の用途によっては、Ｂ₄Ｃ−Ａｌサーメットの組成は僅か に変更されるが、殆どの場合その成分は、重量比４０％から重量比８０％までの Ｂ₄Ｃと、Ａｌ又はＡｌ合金の残余部分の範囲内にある。このＢ₄Ｃ−Ａｌサーメ ット系の組成と製法は、アメリカ合衆国特許Ｎｏ.４,６０５,４４０、およびＮ ｏ.４,７１８,９４１に叙述されているが、当明細書ではこの両者を参照により 援用する。 サーメットはまた、磁気共鳴イメージ（ＭＲＩ）環境で殆どの金属器具（ステ ンレス鋼、鋼、ニッケル等）はイメージをゆがめたり危険をもたらすことで使用 できないが、そのＭＲＩ用途にも和合性があることが認めれている。本発明の好 ましい実施例では、本発明の能動電極表面を形成するセラミックまたはサーメッ トは、ＭＲＩ用途での使用に適する型（すなわち、ＭＲＩによってイメージが結 ばれる型）である。 図１ａ、１ｂ、および１ｃには、本発明による現状のサーメット・ボヴィ刃の 例が示されている。図１ａには、切断チップ１０と、接続端子（示されていない ）および電源に取り付けるための端２０とを含む、ボヴィ刃５の上面図が示され ている。ここで示されている実施例では、チップ１０は約０.１インチ（約２.５ ４ｍｍ）幅のチップ３０を具え、端２０は約０.１２５インチ（約３.１８ｍｍ） の幅４０を具えている。刃は、約１.２５インチ（約３１.８ｍｍ）の長さ５０を 具えている。図１ｂには、チップ１０が約０.０２５インチ（約０.６３５ｍｍ） の厚さ６０を具え、端３０が約０.０３５インチ（約０.８８９ｍｍ）の厚さを有 する、ボヴィ刃の側面図が示されている。図１ｃには、ボヴィ刃５の透視図が示 されている。示されている実施例では、刃は、重量比で５５％以上のＢ₄Ｃを含 み、稠密度９９％で、粒子が総て直径５０μｍ以下の、重量比で１５％以上の不 反応Ａｌを含有する？浸入時条件？を有するＢ₄Ｃ−Ａｌサーメットで作られた 。セラミックまたはサーメット被覆の金属心材機器 上述したように、電気外科手術機器の能動電極表面だけが本発明のセラミック またはサーメットで作られる必要がある。これにより、適正な寸法と、機械的、 電気的、材料特性とを具える電気外科手術機器を設計しようとする際の自由度が 大幅に高まる。例えば、絶縁性の部材によって、本発明のセラミツクまたはサー メットで作られた電極を支持しても良い。絶縁性の支持具で支持された導電性電 極（この場合は金属）を含む電気外科手術機器の例は、アメリカ合衆国特許Ｎｏ .４,８６２,８９０、Ｎｏ.４,９５８,５３９、Ｎｏ.５,０７１,４１９に叙述さ れているが、当明細書ではこれらの総てを参照により援用する。 本発明のもう１つの実施例では、金属心材を導電性のセラミックまたはサーメ ットで被覆することができる。この本発明の実施例には以下に述べる多くの有用 な特徴がある。 第１に、上述のセラミックを作るために用いられる多くの金属（Ｗ、Ｍｏ、Ｔ ｉ、Ｎｂ、Ｔａ、Ｚｒ、Ｎｉ、Ｈｆ、ＡｌおよびＶ）およびそれらの合金は、比 較的良好な張力強度を具えていることである。したがって、最初に金属心材を形 成し、続いて、炭化物セラミック、ホウ素化物セラミック、窒化物セラミック、 またはこれらのセラミックの混成物をこの金属の表面に形成することにより、金 属心材の張力強度を維持しながら、表面の硬度と反応抵抗性を改善した電気外科 手術機器を調製することが可能になる。このセラミック層は、炭素、ホウ素、ま たは窒素雰囲気、若しくはこれらの混合の中で金属を加熱することを含む従来式 の調製技法を用いて形成することができる。炭化物セラミックまたはサーメット の被覆に関しては、金属心材を水素雰囲気、若しくは炭素粉末の中で加熱するこ とによって被覆を形成し、ホウ化物セラミックまたはサーメットの被覆に関して は、金属心材をホウ素粉末（またはホウ素ハロゲン化物および水素の雰囲気）の 中で加熱することによって被覆を形成することができる。窒化物セラミックまた はサーメットの被覆に関しては、アンモニウムまたは窒素の雰囲気の中で金属心 材を加熱することによって被覆を形成することができる。 これらの調製方法を用いることによって、金属心材の上に付着するセラミック 層の厚さを制御することは比較的容易である。セラミック層は、電気外科手術手 順において機器を使用する間に金属が露出しない程に十分な厚さでなければなら ないが、金属心材による抗張力性の長所を失う程厚くなり過ぎてはならない。適 切な厚さは、１０μｍから１００μｍまでである。 炭化物、ホウ化物、または窒化物のセラミック被覆、もしくはこれらの混成物 のセラミック被覆もまた、物理的蒸着、化学的蒸着、スパッタ被覆、レーザー析 出、フレーム溶射、およびプラズマ・ジェット・スプレイ被覆を含む従来式の被 覆技法を用いて適用することができる。かかる技法は、セラミック被覆は金属心 材と同じ金属を包含するとは限らないので、利用可能な選択肢を広げる。例えば 、タングステン炭化物被覆をＴｉ金属心材に適用して電気外科手術機器を形成す ることができるが、タングステン金属心材をチタン炭化物でプラズマ被覆するこ と ができ、ダイアモンド様被覆をチタン金属心材に付着させることができる。 本発明のもう１つの金属心材型の実施例の利点は、金属心材の高い熱伝導性に よるものである。これにより、加熱される電極表面が効果的に放熱されて、電気 外科手術の間の組織堆積が一層減じられる。 図２ａ、２ｂ、および２ｃには、本発明による電気外科手術機器（ボヴィ刃式 ）の例が示されている。ボヴィ刃１００には、切断チップ１１０および切断刃１ ２０と、接続端子（示されていない）および電源に取り付けるための端１３０と が含まれる。刃には、表面１６０を有する導電性セラミックまたはサーメット被 覆１５０で被覆された金属心材１４０が含まれる。金属心材１４０と導電性セラ ミックまたはサーメット被覆１５０との間に境界面反応領域１７０がある。切断 チップおよび電極縁が良好な導電体で作られている一方で、刃の中心にはアルミ ニウムまたはアルミニウム合金のような高い熱伝導性の心材１４０が具えられて いる。切断チップおよび縁によって熱が心材に伝導され、次いでこの熱が心材に よってアルミニウム接続端子（示されていない）とその周囲環境に急速に伝導さ れる。図２の実施例の変形では、図２に示されているのと類似のボヴィ刃は、金 属心材および導電性セラミック（炭化物、ホウ化物被覆のＷＣ、ＭｏＣ、ＴｉＣ 、ＴｉＢ₂、およびＮｂＣを含む）の幾つかの組み合わせの１つを用いて、金属 （Ｗ，Ｍｏ，Ｔｉ，およびＮｂ）心材の表面に作られる。これらの組み合わせは 、効果的な電気外科手術機器として作動することを示している。 叙述した本発明の実施例についての多くの変更および変形が本発明の範囲と神 髄から逸脱せずに可能であることは、当業者には明白であろう。特定の好ましい 実施例に関して本発明を叙述したが、請求されている本発明はかかる特定の実施 例に不当に限定されないことを理解すべきである。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】平成１０年６月５日（１９９８．６．５） 【補正内容】 請求の範囲 １ 導電性セラミックまたはサーメットで作られる作動電極表面を含む、電気 外科機器。 ２ 前記作動電極表面が、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セ ラミック、およびこれらのセラミックの混成物で構成されるグループから選択さ れる第１のセラミックから成る導電性セラミックで作られる、請求項１の機器。 ３ 前記第１のセラミックが、炭化ホウ素、炭化タングステン、炭化チタン、 炭化モリブデン、炭化ニオブ、炭化ジルコニウム、ホウ化チタン、ホウ化ジルコ ニウム、炭化バナジウム、炭化ハフニウム、窒化チタン、窒化アルミニウム、窒 化ジルコニウム、および炭化チタンで構成されるグループから選択される、請求 項２の機器。 ４ 前記導電性セラミックが電気絶縁セラミックを更に含む、請求項２の機器 。 ５ 前記第１のセラミックが前記電気絶縁性セラミック中に分散される、請求 項４の機器。 ６ 前記作動電極表面がサーメットで作られる、請求項１記載の電気外科手術 機器。 ７ 前記サーメットが耐火性または遷移金属を含む、請求項６の機器。 ８ 前記サーメットが、銀、ハフニウム、銅、プラチナ、タンタル、バナジウ ム、タングステン、チタン、ジルコニウム、ニオブ、コバルト、ニッケル、鉄、 モリブデン、およびアルミニウムから成るグループから選択される金属を含む、 請求項６の機器。 ９ 前記サーメットが、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セラ ミック、およびこれらのセラミックの混成物から成るグループから選択される第 ２のセラミックを含む、請求項６の機器。 10 前記作動電極表面が、炭化アルミニウム・ホウ素、炭化コバルト・タング ステン、炭化ニッケル・鉄・タングステン、炭化ニッケル・モリブデン・チタン 、酸化チタン・アルミニウム、および酸化アルミニウム・アルミニウムから成る グループから選択されるサーメットで作られる、請求項１の機器。 11 前記作動電極表面が、アルミニウム・ホウ素炭化物、およびアルミニウム 合金ホウ素炭化物から成るグループから選択されるサーメットで作られる、請求 項１の機器。 12 前記サーメットが、重量比で約４０％乃至約８０％のＢ₄Ｃを含む、請求 項１１の機器。 13 前記作動電極表面を支持するための支持装置を更に含む、請求項１の機器 。 14 前記支持装置が金属心材であり、前記作動電極表面が該支持装置の表面に 被覆として形成される、請求項１３の機器。 15 前記支持装置が電気絶縁型の支持装置である、請求項１３の機器。 16 前記作動電極表面を所望の電位に維持する装置を更にむ、請求項１の機器 。 17 前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭環境の中で実質的 に反応しない導電性セラミックで作られる、請求項１の機器。 18 前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭媒体中で実質的に 反応しないサーメットで作られる、請求項１の機器。 19 導電性セラミックまたはサーメットで作られる作動電極表面で被覆される 金属心材を含む、電気外科手術機器。 20 前記作動電極表面が、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セ ラミック、およびこれらのセラミックの混成物から成るグループから選択される 第１のセラミックから成る導電性セラミックで作られる、請求項１９の機器。 21 前記第１のセラミックが、炭化ホウ素、炭化タングステン、炭化チタン、 炭化モリブデン、炭化ニオブ、炭化ジルコニウム、ホウ化チタン、ホウ化ジルコ ニウム、窒化チタン、窒化アルミニウム、窒化ジルコニウム、炭化バナジウム、 炭化ハフニウム、および炭化チタンから成るグループから選択される、請求項２ ０の機器。 22 前記導電性セラミックが、前記金属心材と同じ金属部材を更に含む、請求 項２０の機器。 23 前記作動電極表面が、金属および第２のセラミックから成るサーメットで 作られる、請求項１９の機器。 24 前記金属が耐火性または遷移金属である、請求項２３の機器。 25 前記金属が、銀、銅、ハフニウム、プラチナ、タンタル、バナジウム、タ ングステン、チタン、ジルコニウム、ニオブ、コバルトニッケル、鉄、モリブデ ン、およびアルミニウムから成るグループから選択される、請求項２３の機器。 26 前記第２のセラミックが、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化 物セラミック、およびこれらのセラミックの混成物から成るグループから選択さ れる、請求項２３の機器。 27 前記作動電極表面が、炭化アルミニウム・ホウ素、炭化コバルト・タング ステン、炭化ニッケル・鉄・タングステン、炭化ニッケル・モリブデン・チタン 、酸化チタン・アルミニウム、および酸化アルミニウム・アルミニウムから成る グループから選択されるサーメットで作られる、請求項１９の機器。 28 前記作動電極表面が、アルミニウム・ホウ素炭化物、およびアルミニウム 合金・ホウ素炭化物から成るグループから選択されるサーメットで作られる、請 求項１９の機器。 29 前記サーメットが、重量比で約４０％乃至約８０％のＢ₄Ｃが含む、請求 項２８の機器。 30 前記サーメットが、前記金属心材の金属と同じ金属部材を含む、請求項１ ９の機器。 31 前記作動電極表面を所望の電位に維持するための装置を更に含む、請求項 １９の機器。 32 前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭環境の中で実質的 に反応しない導電性セラミックで作られる、請求項１９の機器。 33 前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭媒体中で実質的に 反応しないサーメットで作られる、請求項１９の機器。 34 電気外科機器用の電極を作るための方法であって、 （ａ）金属心材を具え、 （ｂ）該金属心材を、炭素、ホウ素、および窒素から成るグループから選択さ れる１以上の原子を含む化合物、または化合物の混合物と接触させて該金属心材 の表面に導電性のセラミックまたはサーメットの被覆を作り出すことから成る電 気外科機器用電極製造方法。 35 前記金属心材が、タングステン、チタン、モリブデン、ニオブ、ジルコニ ウム、バナジウム、ハフニウム、タンタル、およびアルミニウムから成るグルー プから選択される金属で作られる、請求項３４の方法。 36 炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セラミック、およびこれ らのセラミックの混成物から成るグループから選択される導電性のセラミックが 、前記金属心材の表面に被覆される、請求項３４の方法。 37 前記金属心材がアルミニウムで作られ、前記サーメットがアルミニウム・ ホウ素炭化物である、請求項３４の方法。 38 前記金属心材がアルミニウム合金で作られ、前記サーメットがアルミニウ ム合金・ホウ素炭化物である、請求項３４の方法。 39．前記段階（ｂ）が、前記金属心材を、炭素、ホウ素、窒素から成るグルー プから選択される１つまたはそれ以上の原子を含む化合物、または化合物の混合 物と接触させて加熱することを含む、請求項３４の方法。 40．前記段階（ｂ）が、前記金属心材を炭素粉末に接触させて加熱し、該金属 心材の表面に導電性の炭化物セラミックまたはサーメットの被覆を作り出すこと を含む、請求項３４の方法。 41 前記段階（ｂ）が、前記金属心材をホウ素粉末に接触させて加熱し、該金 属心材の表面に導電性のホウ素化物セラミックまたはサーメットの被覆を作り出 すことを含む、請求項３４の方法。 42 前記段階（ｂ）が、前記金属心材をホウ素ハロゲン化物および水素から成 る雰囲気の中で加熱し、該金属心材の表面に導電性のホウ素物セラミックまたは サーメットの被覆を作り出すことを含む、請求項３４の方法。 43 前記段階（ｂ）が、前記金属心材をアンモニウムまたは窒素雰囲気の中で 加熱し、該金属心材の表面に導電性の窒化物セラミックまたはサーメットの被覆 を作り出すことを含む、請求項３４の方法。 44．単極式電気外科機器である、請求項１の機器。 45．前記作動電極表面がダイアモンド状の材料から成る導電性のセラミックで 作られる、請求項１９の機器。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．導電性セラミックまたはサーメットで作られる作動電極表面を含む、電気 外科手術機器。 ２．前記作動電極表面が、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セ ラミック、およびこれらのセラミックの混成物で構成されるグループから選択さ れる第１のセラミックから成る導電性セラミックで作られる、請求項１記載の電 気外科手術機器。 ３．前記第１のセラミックが、炭化ホウ素、炭化タングステン、炭化チタン、 炭化モリブデン、炭化ニオブ、炭化ジルコニウム、ホウ化チタン、ホウ化ジルコ ニウム、炭化バナジウム、炭化ハフニウム、窒化チタン、窒化アルミニウム、窒 化ジルコニウム、および炭化チタンで構成されるグループから選択される、請求 項２記載の電気外科手術機器。 ４．前記導電性セラミックが電気絶縁性のセラミックから更に含む、請求項２ 記載の電気外科手術機器。 ５．前記第１のセラミックが前記電気絶縁性セラミックの中に分散される、請 求項４記載の電気外科手術機器。 ６．前記作動電極表面がサーメットで作られる、請求項１記載の電気外科手術 機器。 ７．前記サーメットに耐火性または遷移金属が含まれる、請求項６記載の電気 外科手術機器。 ８．前記サーメットに、銀、ハフニウム、銅、プラチナ、タンタル、バナジウ ム、タングステン、チタン、ジルコニウム、ニオブ、コバルト、ニッケル、鉄、 モリブデン、およびアルミニウムから成るグループから選択される金属が含まれ る、請求項６記載の電気外科手術機器。 ９．前記サーメットに、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セラ ミック、およびこれらのセラミックの混成物から成るグループから選択される第 ２のセラミックが含まれる、請求項６記載の電気外科手術機器。 10．前記作動電極表面が、アルミニウム・ホウ素炭化物、コバルト・タングス テン炭化物、ニッケル・鉄・タングステン炭化物、ニッケル・モリブデン・チタ ン炭化物、チタン・アルミニウム酸化物、およびアルミニウム・アルミニウム酸 化物から成るグループから選択されるサーメットで作られる、請求項１記載の電 気外科手術機器。 11．前記作動電極表面が、アルミニウム・ホウ素炭化物、およびアルミニウム 合金ホウ素炭化物から成るグループから選択されるサーメットで作られる、請求 項１記載の電気外科手術機器。 12．前記サーメットに、重量比で約４０％から約８０％までのＢ₄Ｃが含有さ れる、請求項１１記載の電気外科手術機器。 13．前記電気外科手術機器に、前記作動電極表面を支持するための支持装置が 更に含まれる、請求項１記載の電気外科手術機器。 14．前記支持装置が金属心材であり、前記作動電極表面が該支持装置の表面に 被覆として形成される、請求項１３記載の電気外科手術機器。 15．前記支持装置が電気絶縁型の支持装置である、請求項１３記載の電気外科 手術機器。 16．前記作動電極表面を所望の電位に維持する装置が更に含まれる、請求項１ 記載の電気外科手術機器。 17．前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭環境の中で実質的 に反応しない導電性セラミックで作られる、請求項１記載の電気外科手術機器。 18．前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭環境の中で実質的 に反応しないサーメットで作られる、請求項１記載の電気外科手術機器。 19．導電性セラミックまたはサーメットで作られる作動電極表面で被覆される 金属心材を含む、電気外科手術機器。 20．前記作動電極表面が、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セ ラミック、およびこれらのセラミックの混成物から成るグループから選択される 第１のセラミックから成る導電性セラミックで作られる、請求項１９記載の電気 外科手術機器。 21．前記第１のセラミックが、炭化ホウ素、炭化タングステン、炭化チタン、 炭化モリブデン、炭化ニオブ、炭化ジルコニウム、ホウ化チタン、ホウ化ジルコ ニウム、窒化チタン、窒化アルミニウム、窒化ジルコニウム、炭化バナジウム、 炭化ハフニウム、および炭化チタンから成るグループから選択される、請求項２ ０記載の電気外科手術機器。 22．前記導電性セラミックに、前記金属心材と同じ金属部材が更に含まれる、 請求項２０記載の電気外科手術機器。 23．前記作動電極表面が、金属および第２のセラミックから成るサーメットで 作られる、請求項１９記載の電気外科手術機器。 24．前記金属が耐火性または遷移金属である、請求項２３記載の電気外科手術 機器。 25．前記金属が、銀、銅、ハフニウム、プラチナ、タンタル、バナジウム、タ ングステン、チタン、ジルコニウム、ニオブ、コバルト、ニッケル、鉄、モリブ デン、およびアルミニウムから成るグループから選択される、請求項２３記載の 電気外科手術機器。 26．前記第２のセラミックが、炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化 物セラミック、およびこれらのセラミックの混成物から成るグループから選択さ れる、請求項２３記載の電気外科手術機器。 27．前記作動電極表面が、炭化アルミニウム・ホウ素、炭化コバルト・タング ステン、炭化ニッケル・鉄・タングステン、炭化ニッケル・モリブデン・チタン 酸化チタン・アルミニウム、および酸化アルミニウム・アルミニウムから成るグ ループから選択されるサーメットで作られる、請求項１９記載の電気外科手術機 器。 28．前記作動電極表面が、アルミニウム・ホウ素炭化物、およびアルミニウム 合金・ホウ素炭化物から成るグループから選択されるサーメットで作られる、請 求項１９記載の電気外科手術機器。 29．前記サーメットに、重量比で約４０％から約８０％までのＢ₄Ｃが含有さ れる、請求項２８記載の電気外科手術機器。 30．前記サーメットに、前記金属心材の金属と同じ金属部材が含まれる、請求 項１９記載の電気外科手術機器。 31．前記作動電極表面を所望の電位に維持するための装置が更に含まれる、請 求項１９記載の電気外科手術機器。 32．前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭環境の中で実質的 に反応しない導電性セラミックで作られる、請求項１９記載の電気外科手術機器 。 33．前記作動電極表面が、電気外科手術の間に存在する浸炭環境の中で実質的 に反応しないサーメットで作られる、請求項１９記載の電気外科手術機器。 34．電気外科手術機器用の電極を作るための方法であって、 （ａ）金属心材を具え、 （ｂ）該金属心材を、炭素、ホウ素、および窒素から成るグループから選択さ れる１つまたはそれ以上の原子を含む化合物、または化合物の混合物と接触させ て該金属心材の表面に導電性のセラミックまたはサーメットの被覆を作り出す段 階から成る、方法。 35．前記金属心材が、タングステン、チタン、モリブデン、ニオブ、ジルコニ ウム、バナジウム、ハフニウム、タンタル、およびアルミニウムから成るグルー プから選択される金属で作られる、請求項３４記載の方法。 36．炭化物セラミック、ホウ化物セラミック、窒化物セラミック、およびこれ らのセラミックの混成物から成るグループから選択される導電性のセラミックが 、前記金属心材の表面に被覆される、請求項３４記載の方法。 37．前記金属心材がアルミニウムで作られ、前記サーメットがアルミニウム・ ホウ素炭化物である、請求項３４記載の方法。 38．前記金属心材がアルミニウム合金で作られ、前記サーメットがアルミニウ ム合金・ホウ素炭化物である、請求項３４記載の方法。 39．前記段階（ｂ）に、前記金属心材を、炭素、ホウ素、窒素から成るグルー プから選択される１つまたはそれ以上の原子を含む化合物、または化合物の混合 物と接触させて加熱する段階が含まれる、請求項３４記載の方法。 40．前記段階（ｂ）に、前記金属心材を炭素粉末に接触させて加熱し、該金属 心材の表面に導電性の炭化物セラミックまたはサーメットの被覆を作り出す段階 が含まれる、請求項３４記載の方法。 41．前記段階（ｂ）に、前記金属心材をホウ素粉末に接触させて加熱し、該金 属心材の表面に導電性のホウ素化物セラミックまたはサーメットの被覆を作り出 す段階が含まれる、請求項３４記載の方法。 42．前記段階（ｂ）に、前記金属心材をホウ素ハロゲン化物および水素から成 る雰囲気の中で加熱し、該金属心材の表面に導電性のホウ素物セラミックまたは サーメットの被覆を作り出す段階が含まれる、請求項３４記載の方法。 43．前記段階（ｂ）に、前記金属心材をアンモニウムまたは窒素雰囲気の中で 加熱し、該金属心材の表面に導電性の窒化物セラミックまたはサーメットの被覆 を作り出す段階が含まれる、請求項３４記載の方法。