JP2002512544A - 非他着性導電性コーティングを備えた電気外科ブレード - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 導電性で可撓性のセラミックコーティング（１０４）を備えた電気外科ブレード（１００）を提供する。セラミックコーティングは、炭化した組織が堆積しないようにする表面を提供する。これらの性質により、電気外科ブレードは、制御された量の高周波エネルギを組織に送出できる。非晶質チタニウムナイトライドコーティングをステンレス鋼ブレードに付ける製造プロセスにより、コーティングを損傷することなく様々な外科手術を行うために電気外科ブレードを曲げることができる。従って、電気外科ブレードは、切断、凝固、放電療法、及び組織の乾燥を行うために効率的に使用できる。ブレードは主に単極モードで使用されるけれども、本発明は、電気外科ブレードと同じセラミックコーティングを持ち、凝固を行うために双極モードで使用される少なくとも二つの電気外科電極を含む。

Description

【発明の詳細な説明】 非他着性導電性コーティングを備えた電気外科ブレード発明の背景 １．発明の分野 本発明は、電気外科器具及びその製造方法に関する。更に詳細には、本発明は 炭化した組織が堆積しないようにし、及び従って切開時に組織を通って摺動でき 且つ周囲組織に加わる熱損傷の量を最小にして凝固機能を実施できる、使い捨て 及び再使用可能な電気外科ブレードに関する。 ２．従来の技術 従来技術の電気外科ブレードは、手術で、通常の組織の切開及び異常な組織の 切除の両方を行うためのブレードを提供するために使用されている。電気外科ブ レードは、高周波エネルギ源を組織に差し向け、これによって、凝固、放電療法 、及び乾燥等の焼灼（止血）機能を実施する。理想的には、電気外科ブレードを 使用して組織を効果的に切断すると同時に出血の量を制御する。 電気外科ブレードを通して組織に送出される高周波エネルギの量及び種類は、 実施される行為に従って変化する。切断は、主として連続正弦波形を用いて行わ れる。これとは対照的に、凝固は一連の正弦波群を用いて行われる。臨床医は、 理想的には、これらの波形の一つを選ぶか或いはこれらの波形を特定の外科手術 について組み合わせることができる。 電気外科ブレードは、電流が組織に進入し離れる方法で決まる二つのモードの うちの一方で作動できる。単極モードでは、電流は小さな活性電極（電気外科ブ レード）から流れ、身体を通って拡がり、皮膚に設けた大きな分散電極に戻る。 これとは対照的に、双極モードは、全体に間隔が隔てられて隙間を形成する二つ の電極間に配置された組織に電流を送出する。単極モードは、切断及び凝固の両 方について使用され、双極モードは主に凝固について使用される。 単極モードでは、組織が手術中に不可避的に炭化し、熱源に付着しようとする 。熱源が電気外科ブレードである場合には、炭化した組織が電気外科ブレードの 性能を妨げる。ブレードの性能の劣化は、患者の組織の熱損傷を最小にしようと する場合に重大な問題を生じる。 炭化した組織の堆積によって生じる現在の電気外科ブレードの特定の問題点の 一つは、切断効率の低下である。このような残留組織の堆積に対する代表的な対 応は、電気外科ブレードへの電流を増大させて補償することである。しかしなが ら、電流を増大させると、患者並びに臨床医に更に重大なショックが加わる危険 がもたらされる。更に、組織が更に容易に且つ迅速に炭化する可能性が大きくな る。これは、電気外科ブレードの幾つかの露呈面に炭化した組織が付着するが、 他の表面には炭化組織が付着せず、従って、組織に更に多くの電流が急速に送出 されてしまう。 炭化した組織の堆積により生じる別の問題点は、炭化した組織がブレードから 壊れて落ちてしまうということである。壊れて落ちた組織は、手術場所内で望ま しからぬ異物となる。壊れて落ちた組織は、この場合、実施される外科手術の邪 魔になる。 更に、炭化組織が堆積すると、組織を通過する電気外科ブレードに加わる抵抗 即ち抗力が増大する。この抗力は、組織を歪め、従って、解剖学的関係を変えて しまう。これは、外科手術後に縫合を行う場合に問題となり、目に付きやすい瘢 痕を残すことになる。 炭化した組織が燃えると視界を妨げる漂う煙（ｓｍｏｋｅ ｐｌｕｍｅｓ）が 発生する。煙の吸入は、外科手術を実施する人を危険に曝すことである。 炭化組織が堆積すると、電気外科ブレードを交換しなければならなくなるか或 いは臨床医が外科手術を続行する前に手術室（ＯＲ）の技術者が堆積物を除去し なければならなくなるかのいずれかである。上文中に説明した問題点は、様々な 電気外科ブレードで取り扱われている。例えば、従来、非他着性コーティングを ブレードの切断縁部に適用した様々な電気外科ブレードについて米国特許が発行 されている。しかしながら、これらのブレードは、代表的には、切断縁部に沿っ て導電性を確保するために非他着性コーティングに意図的に形成した小さな開口 部から損傷が加わる。しかしながら、ブレードの金属表面を露呈すると、炭化し た組織がこれらの領域にくっつくこととなる。その結果、ブレードの導電性が急 速に失われ、従って、使用不能になる。 ブレードを改良する試みにおいて、摩食又は蝕刻を施し、非他着性弗素化炭化 水素材料のコーティングを適用した切断縁部を持つ電気外科ブレードを教示する ため、来国特許第４，７８５，８０７号（以下、’８０７特許という）がブラン クに与えられた。この電気外科ブレードを第１図に示す。基端８及び先端１６を 持つブレード４が示してある。非他着材料のコーティング２０が切断ブレードの 表面領域を覆っており、このコーティングは、ブレードへの炭化組織の付着をな くすか或いは減少するものと考えられる。従来のブレードの非他着コーティング の小さな開口部をなくすことによって、ブレード４は炭化組織の堆積を良好に阻 止する。しかしながら、’８０７特許の原理には、非他着性コーティング２０が 耐久性でなく繰り返し使用すると剥がれてしまうという一つの欠点がある。これ は、部分的には、高周波エネルギが非他着性コーティング２０を通って組織に到 り、切断及び／又は焼灼を行うことができるようにするため、非他着性で非導電 性のコーティング２０を薄くしなければならないためである。 ’８０７特許に記載されたブレードの別の欠点は、非他着性コーティングが可 撓性でないということである。これにより電気外科ブレードが曲がることができ ないため、ブレードを使用できる外科手術が大幅に限定されてしまう。更に電気 外科ブレードを曲げると非他着性コーティングが壊れてしまう。すると、ブレー ドの金属が剥き出しになるため、電気外科ブレードへの炭化組織の堆積が急速に 進み、非他着性コーティングの全ての利点が失われる。 ’８０７特許の非他着性コーティングは、更に詳細には、テフロン（テフロン は登録商標である）として説明されている。テフロンは、切断及び焼灼に高い電 流を必要とする性質を備えている。これは、テフロンを通して組織に電流を通過 させなければならないためである。しかしながら、電流を常に通していると、テ フロンは、最終的には破壊され、小さな穴等の欠陥がテフロンコーティングに残 る。その後、テフロンコーティングの下の剥き出しの金属に炭化組織が付着し始 める。更に、金属が剥き出しになった場所に電流が集中するため、ブレードに亘 る電流はもはや均等でない。 従来技術には、少なくとも一つのセラミック製電気外科ブレードが含まれる。 セラミックは絶縁体として使用され、セラミックブレードの切断縁部にタングス テンワイヤが置かれる。この場合、高周波エネルギをタングステンワイヤに加え これにより組織の切断を容易にする。しかしながら、このセラミックブレードは 、焼灼を行うための平らな表面を提供せず、そのため、様々な異なる外科手術へ のその適用が非常に限定される。 別の従来技術の電気外科ブレードは、ポリマーから作られている。ポリマーを 導電性粒子でドーピングし、組織の加熱に使用される高周波エネルギの導体にす る。プラスチックを使用しようとする傾向は、プラスチックが安価であり、プラ スチックの平滑潤滑性（ｌｕｂｒｉｃｉｔｙ）の性質が電気外科ブレードで望ま しい性質であり、プラスチックをコーティングとして適用するプロセスが比較的 簡単であるために助長されている。 更に、代表的には、セラミックは良好な電気外科ブレードを形成しないと考え られている。これは、セラミックが脆性であり、可撓性がなく、電気エネルギ又 は高周波エネルギの導体でなく絶縁体として作用するためである。 従来技術を上回る利点は、とりわけ、炭化組織の堆積を良好に阻止する電気外 科ブレードを提供し、繰り返し使用及びクリーニングに耐えることができる更に 耐久性の非他着コーティングを提供し、非晶質又は非晶質様導電性コーティング を提供することである。非晶質又は非晶質様導電性コーティングにより、電気外 科ブレードを曲げることができ、更に様々の外科手術を、低い電力レベルで、コ ーティングを損傷することなく且つ組織の堆積を生ぜしめることなく、実施でき る。発明の目的及び概要 本発明の目的は、炭化組織の堆積を阻止する電気外科ブレードを提供すること である。 別の目的は、繰り返し使用後に焼損したり摩損したりしない非他着性コーティ ングを持つ電気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、非他着性コーティングを備えており、このコーティングが付けら れた材料とともに撓むことができ、これによって外科手術で更に融通性の高い電 気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、様々な焼灼機能を実施するための全体に平らな表面を持つ電気外 科ブレードを提供することである。 別の目的は、炭化組織の堆積を補償する必要がないために電力レベルを比較的 一定に維持する電気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、切断時及び焼灼時に組織が燃えることによる漂う煙を減少する電 気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、切断縁部だけでなく電気外科ブレード全体に亘る非他着性コーテ ィングとしてセラミックを使用する電気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、非他着性コーティングとして導電性セラミックを使用する電気外 科ブレードを提供することである。 別の目的は、壊れたり基材から剥がれたりすることなく撓むことができる非晶 質セラミックコーティングを使用した電気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、電力レベルを比較的一定レベルに保持することによって、患者及 び臨床医に対する電気の危険に関する安全性を向上した電気外科ブレードを提供 することである。 別の目的は、ベース金属基材に付けたコーティングを破壊することなく、放電 療法を行うことができる電気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、炭化組織の堆積を良好に阻止するブレードを提供することによっ て組織に加わる熱損傷を最小にし、切断を更に均等に且つ一貫して行う電気外科 ブレードを提供することである。 別の目的は、遷移金属の窒化物、炭化物、及び酸化物をセラミックコーティン グとして使用する電気外科ブレードを提供することである。 別の目的は、非晶質セラミックコーティングを形成するため、スパッタリング によって適用されたセラミックコーティングを持つ電気外科ブレードを提供する ことである。 別の目的は、対費用効果に優れた方法で簡単に且つ効率的に製造できる電気外 科ブレードを提供することである。 本発明のこれらの及び他の特徴によれば、本発明の利点は、以下の説明及び請 求の範囲から更に明らかになるであろう。或いは、本発明の利点は、本発明を実 施することによって学ぶことができる。 本発明は、好ましい実施例では、導電性であり且つ可撓性であり、炭化した組 織の堆積を阻止する表面を提供するセラミックコーティングを持つ電気外科ブレ ードが提供される。これらの性質により、電気外科ブレードは、制御された量の 高周波エネルギを組織に送出できる。製造プロセスは、チタニウムナイトライド コーティングをステンレス鋼ブレードに付ける。このコーティングは非晶質であ り、様々な外科手術を実施するためにブレードとともに曲げることができる。従 って、電気外科ブレードは、組織の切断、凝固、放電療法、及び乾燥を効率的に 行うために使用できる。ブレードは主に単極モードで使用されるけれども、本発 明は、電気外科ブレードと同じセラミックコーティングを持ち、凝固について双 極モードで使用される電気外科ブレードを含む。 本発明の一つの特徴によれば、電気外科ブレードは、非晶質セラミックコーテ ィングの導電性により、放電療法を行うことができる。放電療法は、通常は、他 のブレードのコーティングを破壊してしまう。従って、本発明は、融通性のある 手術用器具である。 別の特徴では、電気外科ブレードの性能は、他のブレードと比較して一貫して いる。これは、炭化した組織の堆積がはるかに緩慢であり、クリーニング後に電 気外科ブレードのセラミックコーティングの平滑潤滑性が同じ状態に戻るためで ある。 本発明の別の特徴は、セラミックコーティングの耐久性が大幅に改良されてい る。他のコーティングとは異なり、本発明は、繰り返し使用後に焼損したり薄片 をなして剥がれたりせず、電気外科ブレードを融通性があるばかりでなく対費用 効果に優れたものにする。 別の特徴では、炭化組織の堆積がかなり緩慢に起こり且つ最小であるため、電 気外科ブレードの作動に必要な電流が一貫して低レベルのままであるため、熱に よる組織の損傷が最小になる。 本発明の別の特徴では、主な煙源である炭化組織の堆積を阻止することによっ て、漂う煙を減少する。関連した特徴では、電気外科ブレードから薄片をなして 剥がれ落ちる炭化組織がない場合には、異物の導入による汚染もまた減少する。 本発明のこれらの及び他の目的、特徴、利点、及び別の特徴は、添付図面を参 照して以下の詳細な説明を考慮することにより当業者に明らかになるであろう。図面の簡単な説明 第１図は、従来技術の代表的な電気外科ブレードの斜視図である。 第２Ａ図は、本発明に従って製作された好ましい実施例の電気外科器具の輪郭 をこの器具に設けられた切断縁部とともに示す平面図である。 第２Ｂ図は、第２Ａ図のＡ−Ａ線に沿った、好ましい実施例の断面図である。 第２Ｃ図は、第２Ａ図のＢ−Ｂ線に沿った、好ましい実施例の断面図である。 第３図は、本発明の平滑潤滑性を非他着コーティングを使用した従来技術の現 在の電気外科ブレードと比較するグラフである。 第４図は、単極モードで使用された本発明の構成要素のブロックダイヤグラム である。 第５図は、本発明の直接スパッタリング製造プロセスで使用されたスパッタリ ングチャンバの概略図である。発明の詳細な説明 次に、本発明の一つの好ましい実施例の様々なエレメントに所与の参照番号を 附した添付図面を参照して、本発明の好ましい実施例を論じ、これにより当業者 が本発明を製作及び使用できるようにする。 本発明の物理的特徴を説明する前に、満たそうとする最も重要な機能を更に詳 細に検討するのが有利である。詳細には、本発明は、使用が安全であり、切開さ れる組織に対する熱損傷を最小にして切断が効果的に行われ、放電療法が容易に 行われなければならず、手術中に発生する煙を減少（漂う煙の減少）しなければ ならないという点で、従来技術に対する改良であるように設計されている。本発 明を示すにあたり、新たな電気外科器具がこれらの機能をどのようにして果たす のかを説明する。 好ましい実施例の物理的設計を説明することから始めると、本発明は、以下に 説明する電気外科ブレードで具体化される。その後、電気外科ブレードの製造方 法を説明する。電気外科ブレードを第２Ａ図の好ましい実施例に例示する。好ま しい実施例は、セラミックコーティング１０４を備えたベース金属基材１０２を 含む電気外科ブレード１００である。本発明の新規性の基礎を形成するのはこの セラミックコーティング１０４及びベース金属基材１０２へのその適用方法であ る。好ましい実施例では、セラミックコーティング１０４は窒化チタニウム即ち チタニウムナイトライド（ＴｉＮ）でできており、以下に説明する方法等の任意 の適当な方法によってベース金属基材１０２に適用される。 上述のように、セラミックコーティング１０４は従来技術の別の電気外科ブレ ードで使用されているが、これは絶縁体としてである。従って、セラミックスは 脆性であり、可撓性がなく、電気エネルギ又は高周波エネルギの導体でなく絶縁 体として作用するという理解（これは通常は正しい）にも拘わらず、本発明は、 有利には、本発明の改良された思いもよらぬ電気外科ブレードを形成するために 様々な種類のセラミックを使用する。 第２Ａ図の電気外科ブレード１００は、ベース金属基材１０２の切断−焼灼部 分１０９に適用されたＴｉＮ製の薄いセラミックコーティング１０４を有し、そ の結果、電気外科ブレード１００は、更に、凝固、放電療法、及び電気乾燥の機 能を実施できる。これらの全ての機能は、切断及び／又は焼灼を受ける組織に電 気外科ブレード１００からセラミックコーティング１０４を通して伝導される高 周波電気エネルギをセラミックコーティング１０４が制限も変更もしないために 行うことができる。セラミックコーティング１０４は、好ましくは、以下に説明 するようにミクロン単位の厚さを有する。 下文で説明する大きな利点は、ＴｉＮセラミックコーティング１０４が導電性 であるということである。構造的に重要なことは、電気外科ブレード１００を使 用する臨床医にショックが加わらないようにするために絶縁グリップ１０８を設 けることが必要になるということである。当業者に周知のように、絶縁グリップ １０８について、任意の適当な絶縁材料１０７（第２Ｂ図参照）を使用できる。 例えばグリップ１０８の剥き出しの金属部分を覆う上でゴム材料又はゴム引き材 料が適切に機能する。この場合、臨床医が所望であれば、ハンドル（図示せず） を絶縁材料１０７に被せることができる。 好ましい実施例の電気外科ブレード１００のベース金属基材１０２は、好まし くはステンレス鋼ブレード１０６である。これは、ステンレス鋼ブレード１０６ が今日既に広く利用されており、標準的なハンドルに嵌まる標準的な外科器具で あり、かくして安価に入手できるため、有利である。更に、ステンレス鋼ブレー ド１０６は、電気外科ブレード１００に加えられる高周波エネルギの優れた導体 である。 第２Ｂ図は、本発明の絶縁グリップ１０８の部分の断面を示す図であり、第２ Ａ図とは比率が異なっている。この好ましい実施例には、ベース金属基材１０２ は円形断面を持つものとして示してあり、絶縁材料１０７はベース金属基材１０ ２の周りでその厚さがほぼ均等であるように示してある。 第２Ｃ図は、本発明の切断−焼灼部分１０９の断面を示す図であり、この図も また第２Ａ図とは比率が異なっている。ベース金属基材１０２は、この好ましい 実施例では、矩形断面を持つように示してあり、セラミックコーティング１０４ は、ベース金属基材１０２の周りでその厚さがほぼ均等であるように示してある 。 本発明にとって最も重要なことは、ＴｉＮでできたセラミックコーティング１ ０４の性質である。好ましい実施例がＴｉＮをセラミックコーティング１０４と して使用する場合には、遷移金属の窒化物として周知のセラミック群に含まれる 他のセラミックスを本発明で使用できるということに言及しなければならない。 これらのセラミックコーティング材料には、チタニウムナイトライド等が含まれ る。これらの材料は、硬度、耐蝕性、色彩、及び分光反射率（滑らかさ）に関し て等級分けできる。本発明の好ましい実施例にとって重要なことは、セラミック コーティング１０４について選択された材料がＴｉＮの望ましい性質を備えてい るということである。これらの性質のうち最も重要な性質は、コーティングが、 （ａ）導電性であること、（ｂ）電気外科器具への適用後に非晶質として作用す ること、及び（ｃ）高度の平滑潤滑性を持ち、これによって切断／焼灼を受ける 組織に滑らかに入り込むことである。ＴｉＮは、単独で又は所望の性質を持つ他 の材料と組み合わせて使用できるということもまた理解されるべきである。これ らの他の材料には、導電性セラミック（遷移金属の窒化物）又は不導性セラミッ クが含まれる。 チタニウムナイトライドは、かつて手術用ブレードに適用されたことはなかっ たが、可動部品を摩耗から保護するために低摩擦界面が必要な用途における硬度 、耐摩耗性、不活性、平滑潤滑性、及び熱安定性についてその有利な特性が周知 のセラミックである。しかしながら、導電性並びに伝熱性が平滑潤滑性とあいま っ て、本発明の電気外科ブレード１００に適したコーティングとして魅力的なもの となる。 ＴｉＮをベース金属基材１０２に適用することによって電気外科ブレード１０ ０を製造する好ましいプロセスは、スパッタリングプロセスである。しかしなが ら、室温又はほぼ室温で行われるスパッタリングを使用してＴｉＮを適用でき、 製造プロセスが大幅に簡単になるということをこの段階で知っておくことが有利 である。更に、ＴｉＮは、全面に沿って均等なコーティング厚を得るため、高い 寸法精度で適用できる。更に、ＴｉＮは、非常に高い負荷支持性能及び靭性を示 す。更に、ＴｉＮは付着品質が優れており、表面の塑性変形時にも剥落しない。 高い靱性及び優れた付着性は、ステンレス鋼基材とＴｉＮコーティングとの間の 冶金学的結合による。 しかしながら、最も重要なことは、ＴｉＮが、有利なことには硬度が高く且つ 摩擦係数が低い（平滑潤滑性と呼ぶ）ということである。この平滑潤滑性により 、クリーニングとクリーニングとの間で、電気外科ブレード１００を組織を通し て長時間に亘って滑るように進ませることができる。しかしながら、テフロン（ テフロンは登録商標である）コーティングとは異なり、ＴｉＮは、焼損したり、 繰り返し使用による迅速な剥落によってベース金属基材１０２を剥き出しにして しまうことがない。従って、電気外科ブレード１００の表面に亘る電流密度が不 規則であるという問題点が回避される。 次に、詳細な説明の冒頭に説明した本発明の目的に鑑み、ＴｉＮセラミックコ ーティング１０４がどのようにして安全な電気外科ブレード１００を形成するの かという主な特徴を説明する。電気外科ブレードを取り扱うとき、臨床医は、こ れに供給される電流を制御する。これは、電気外科ブレード１００が実施する様 々な切断−凝固機能のためである。実際には、臨床医は、代表的には、電気外科 ブレード１００に供給される電流を増大する。これは、ブレード上に形成され始 めて組織への高周波エネルギの伝達の邪魔になる炭化組織を補償するためである 。しかしながら、電流が増大すると、患者の組織と接触する電流が高過ぎ、熱損 傷する可能性をも高めてしまう。従って、電気外科ブレード１００に炭化組織が 容易に蓄積できない場合には、臨床医は、清浄な電気外科ブレード１００を使 用する場合、電流を増大する誘惑にかられない。 関連した特徴は、本発明のブレードは、手術の開始に必要な電力が小さいとい うことである。これは、従来技術のブレードは、ブレードによって伝達される高 周波エネルギが絶縁コーティングを通過できるように、比較的高い電力設定を使 用する必要があるためである。これとは対照的に、本発明は、高周波エネルギを 組織に更に容易に伝えることができる導電性コーティングを備えている。 更に、従来技術のブレードは、非他着性コーティングに比較的容易に隙間が形 成されてしまい、ベース金属基材を露呈してしまう。臨床医が電流を増大し、高 い電流密度がベース金属基材の露呈領域に現れた場合、臨床医が組織を熱損傷す る危険が更に高くなる。しかしながら、ＴｉＮセラミックコーティング１０４は 、本発明のベース金属基材１０２との結合が良好であるため、ＴｉＮセラミック コーティング１０４には、一般的には、高い電流密度が現れる隙間が形成されな い。この結果、本発明では、組織を熱損傷する可能性がほとんどない。 関連した安全の特徴では、手術室で電流を使用することは、患者にとっての危 険を増大するばかりでなく、臨床医及び医療従事者とっての危険も増大する。従 って、手術に必要な電流量を少なくすることには、電気ショックの危険を減少し 、発生する煙を少なくし、これらに伴う全ての結果を少なくするという大きな利 点がある。 上文中に説明した本発明の安全上の利点を定量するため、電気外科ブレード１ ００の好ましい実施例を他のブレードと比較して更に詳細に検討するのが適当で ある。最初のうちは滑り易いブレード即ちスリックブレードを提供するという点 で性能が改善された他の電気外科ブレードにも、本発明が実質的に解決する問題 点がある。これらの問題点は、本発明が、ａ）使用寿命を更に長くするために靱 性をどれ程改善するのか、ｂ）どれ程大きな可撓性を提供するのか、及びｃ）高 周波エネルギの導体としてどのように作用するのかを示すことによって、最もよ く説明される。 例えば、従来技術の電気外科ブレードは、最初のうちは滑り易いブレードを提 供するけれども、コーティングを形成する材料が、繰り返し使用により、特に放 電療法により、ベース金属基材まで迅速に摩耗する。更に、この摩耗は、代表的 には、不均等である。しかしながら、セラミックであるＴｉＮの摩耗は、例えば 従来技術で使用されたテフロンよりもかなり優れている。これは、テフロンが焼 損し、基材を壊し、放電療法を実施するとテフロンを通して基材に穴が開いてし まうためである。従って、本発明は有効寿命が長い。 全ての電気外科ブレードでは、最終的には、炭化組織の蓄積が始まるが、組織 の蓄積を遅らせると、臨床医は、手術中、更に長時間に亘って連続的に使用でき る。性能を長時間に亘って保持するというこの概念を示すため、テフロンコーテ ィングした電気外科ブレードと比較して本発明の実際の用途を示す第３図のグラ フを提供する。ｙ軸は、増加する平滑潤滑性であり、ｘ軸は増大する時間を示す 。テフロンの性能線１１０は、テフロンコーティングを施した電気外科ブレード の性能を経時的に示す。テフロンの性能線１１０は、テフロンが最初のうちは高 度の平滑潤滑性を備えているが、この線１１０が急速に低下することを示す。こ のことは、テフロンコーティングの不利な性質のために炭化組織が比較的急速に 堆積することを示す。テフロンの平滑潤滑性はその初期平滑潤滑状態に戻ること が決してないということを重要事項として着目されたい。これとは対照的に、線 １１２は、本発明が比較的一貫して機能するということを示す。線１１２は、平 滑潤滑性に大きな落ち込みがなく、電気外科ブレード１００は、手早く拭うとそ の平滑潤滑性の初期状態を取り戻す。 最も有利なことには、本発明のＴｉＮセラミックコーティング１０４は、従来 技術のブレードよりも可撓性がかなり大きい。従来技術の電気外科ブレードの場 合には、電気外科ブレードを曲げないようにとの警告がなされている。曲げると 、代表的には、コーティングがベース金属基材から剥がれてしまう。これはベー ス金属基材とコーティングとの間の結合が比較的弱いためである。コーティング が剥がれると、ブレードが最初に備えていた全ての利点が本質的になくなってし まう。 これとは対照的に、本発明は、ベース金属基材１０２とそのセラミックコーテ ィング１０４との間の結合が遙かに強固である。この結合は、分子レベルにまで 及ぶ。更に詳細には、ステンレス鋼ブレード１０６とＴｉＮコーティングとの間 が冶金学的に結合されている。ベース金属基材１０２及びＴｉＮセラミックコー ティング１０４の両方からなる界面ナノメータ層と定義されるものが形成される 。この界面ゾーンは、コーティングプロセスの第１段階で、ＴｉＮをベース金属 基材１０２に溶射したときに形成される。換言すると、ＴｉＮセラミックコーテ ィング１０４を、割れを受ける結晶構造を持たない非晶質結合ということができ るというのが正しい。従って、非晶質ＴｉＮセラミックコーティング１０４は、 このコーティングが取り付けられたベース金属基材１０２と一体に撓むことがで きる。従って、本発明の電気外科ブレード１００は、その可撓性のため、従来技 術のブレードよりもかなり優れた挙動を示す。電気外科ブレード１００の可撓性 に対する唯一の限界は、ＴｉＮセラミックコーティング１０４の下にあるステン レス鋼ブレード１０６の性質による限界である。 電気外科ブレード１００はいうまでもなく、手術用ブレードにおける可撓性は 重要である。これは、多くの手術方法において、手術用ブレードを曲げたり変形 させたりするように操作する必要があるためである。かくして、今日使用されて いる曲げてはならない電気外科ブレードと比較した場合、本発明の好ましい実施 例の大きな利点が明らかになる。 実施可能な特定の手術法を詳細に検討すると、本発明の電気外科ブレード１０ ０のこの他の利点が明らかになる。上文中に言及したように、切断、凝固、放電 療法、及び電気乾燥法の機能を本発明を用いて実施する。これは、毎年行われて いる約１８００万件の外科手術のうち約８０％で電気外科手術が使用されている 点で優れている。 切断機能は、個々の細胞に電流を加えながら組織を通して電極を移動すること である。電極と接触した細胞が蒸発し、これによって組織を順次分離し、切断効 果を提供する。 血液凝固機能は、集中度の低い電流を使用して熱を比較的大きな面積に亘って 発生することによって行われる。この作用により、蒸発でなく細胞の脱水及び蛋 白質の変性を行い、及びかくして血管に血栓を生ぜしめる。 放電療法機能は、皮膚の表面の上方で電極を移動し、隙間にスパークを発生す ることである。このスパークにより組織を炭化させ、これにより深組織を破壊か ら守る。 最後に、乾燥機能は、高電圧低電流を使用して細胞の脱水及び電気乾燥効果を 生ぜしめることによって行われる。かくして、電極と組織との間の直接接触によ って組織の凝固を行う。 上述の機能は、第２Ａ図に示す電気外科ブレード１００の好ましい実施例を第 ４図に示す装置と関連して使用することによって行われる。ブロックダイヤグラ ムは、電気外科ブレード１００を従来技術の電気外科ブレードと同様の方法で使 用することを示す。例えば、単極モードでは、電気外科ブレード１００によって 導入された電流を吸収する大きなリターン電極１２４に患者１２０を寝かせる。 電気外科ユニット（ＥＳＵ）１２２が高周波エネルギを電気外科ブレード１００ に供給する。かくして、ＥＳＵ１２２から電気外科ブレード１００へ、電気外科 ブレード１００から患者１２０へ、患者１２０からリターン電極１２４へ、及び リターン電極１２４からＥＳＵ１２２に戻る電気エネルギの経路を確認するのが 容易である。 従来の電気外科ブレードは、上文中に説明した電気外科的機能の全てを行うた めに様々な形状の電極を使用するのが必要であるか或いは望ましいように作動す る。例えば、共通の形状は、ループ、正方形、ボール形、ブレード形、三角形、 菱形、ニードル形状である。しかしながら、本発明の電気外科ブレード１００は 全ての電気外科的機能を行うことができる。 比較すると、従来技術の凝固機能は、代表的には、細いワイヤを使用して実施 される。従って、プロセスは緩慢であり且つ退屈であり、最終的には凝固があま り効果的に行われない。更に、細いワイヤは、他の電気外科機能に適していない 。これとは対照的に、電気外科ブレード１００は、全体に平らな面１１６を使用 して凝固を行う。組織の大きな表面積を同時に凝固できると同時に、凝固が手早 く且つ更に効果的に行われるという利点が得られる。 止血を行うための放電療法機能は、本発明が予め得ようとした結果である。切 断縁部１１４を使用して切開を効果的に行った後、しかしこれと同時に止血プロ セスを行うのが不適切である場合、臨床医は、この場所で積極的出血に遭遇する 。スパーク隙間距離（電気外科ブレード１００と組織との間の距離）は、臨床医 の深さ感覚を受け入れるのに十分大きくなければならない。換言すると、スパー ク 隙間距離が小さ過ぎると、臨床医は放電療法を行うのが困難になり、組織に接触 してしまう。放電療法の電圧では、乾燥が起こり易く、組織が深くまで熱で損傷 する。従って、所与の電力設定についてのスパーク隙間距離が大きくなればなる 程、臨床医にとって放電療法が容易になり、過度の熱による不時の損傷が起こり 難くなる。 本発明が放電療法を行うことができるというのも従来技術に対する明らかな利 点である。これは、この機能が従来技術の電気外科ブレードのコーティングを損 傷するためである。これは、スパークがそのような集中した電流密度を持つため である。高い電流密度は、他のコーティングを通して穴を穿つ作用をなす。これ は、主として、テフロン等の他のコーティングが、代表的には、それ自体不導性 であるためである。放電療法を繰り返すと、最終的には、テフロンでコーティン グしたブレードが台無しになる。これとは対照的に、ＴｉＮセラミックコーティ ング１０４は放電療法による劣化を受けない。これは、スパークが大きな穴を物 理的に形成することによって貫かなければならない障害物としてＴｉＮが作用す るのでなく、スパークがＴｉＮによって導かれるためである。 かいつまんで述べると、本発明の電気外科ブレード１００は、従来技術を越え る多くの独特の利点を提供する。電気外科ブレード１００に適用したＴｉＮセラ ミックコーティング１０４は、切断、凝固、放電療法、及び電気乾燥法の全ての 機能を実施できるブレードを提供する。この場合、放電療法プロセスはＴｉＮセ ラミックコーティング１０４を破壊しない。ＴｉＮセラミックコーティング１０ ４は、組織を通して容易に滑るように進ませることができ、炭化した組織の堆積 を最小にし、これによって、切断が更に均等で且つ一貫して行われる。ＴｉＮセ ラミックコーティング１０４は、顕著に摩耗したり焼損したりせず、これによっ て信頼性及び耐久性を改善する。ＴｉＮセラミックコーティング１０４は、電気 外科ブレード１００が組織の堆積を更に効果的に減少するために使用しなければ ならない電流量を減少することによって、患者、臨床医、及び医療従事者の安全 性を向上する。更に、ＴｉＮセラミックコーティング１０４は、従来のステンレ ス鋼ブレードよりも多くの電流を必要としない。電流を低く抑えることによって 、熱（熱の拡がり）による周囲組織の損傷を最小にする。更に、ＴｉＮセラミッ ク コーティング１０４は、繰り返しクリーニングでき、これによって、電気外科ブ レード１００は、何回も再使用できる。電気外科ブレード１００自体は、その全 体に平らな面１１６を組織の焼灼にも使用できる。電気外科ブレード１００は、 非晶質コーティングを備えているため、損傷することなく曲げて多くの外科手術 を行うことができる。組織の堆積を減少することによって、手術場所が異物で汚 染されることをなくすばかりでなく、漂う煙が減少する。最後に、電気外科ブレ ード１００は低価格設計であり、比較的簡単なプロセスを使用して製造できる。 考える最終的な利点は、電気外科ブレード１００の製造プロセスに関する。好 ましい実施例では、ＴｉＮセラミックコーティング１０４は、室温直接スパッタ リングプロセスを使用してステンレス鋼ブレード１０６に適用される。スパッタ リングは、チタニウムナイトライドの制御された薄いフィルムをステンレス鋼ブ レード１００に均等に付着させる室温プロセス即ち比較的低温で行われるプロセ スである。 スパッタリングプロセス自体は比較的簡単であり、本発明にとって多くの利点 を有する。例えば、スパッタリングプロセスは、ベース金属基材１０２又はＴｉ Ｎセラミックコーティング１０４の性質を変化させない。この他の利点は、スパ ッタリングプロセスを検討することによって明らかになる。 本発明の電気外科ブレード１００を形成するためのスパッタリングの２つの形 態を説明する。スパッタリングの第１の形態は、直接スパッタリングとして周知 である。このことは、スパッタリングがＴｉＮ源から直接的に行われるというこ とを意味する。ＴｉＮ源は商業的に入手でき、非反応性雰囲気内で高周波源を使 用して純粋なＴｉＮをベース金属基材１０２にコーティングできる。 ＴｉＮをベース金属基材１０２に適用する別の方法は、反応スパッタリングプ ロセスによって行われる。このプロセスでは、反応雰囲気は窒素でできていなけ ればならない。チタニウムが窒素雰囲気と反応してチタニウムナイトライドを形 成する。次いで、ＴｉＮがステンレス鋼ブレード１０６の表面をコーティングす る。 直接スパッタリングプロセス及び反応スパッタリングプロセスの両方とも、第 ５図に示すのとほぼ同じ機器を用いて行われる。スパッタリングはステンレス鋼 チャンバ１３０内で行われる。この好ましい実施例では、ステンレス鋼チャンバ １３０の寸法は、直径が約４５．７２cm（約１８インチ）で高さが３０．４８cm （１２インチ）である。実際のスパッタリング機能は、一般的にステンレス鋼チ ャンバ１３０の頂部に配置されたスパッタリングガン１３２によって行われる。 スパッタリングガン１３２は、水平方向及び垂直方向の両方向に所望の通りに移 動できる。 上文中に説明したスパッタリングシステムは、製造のために容易に入手できる 標準的な機器を使用して形成されている。好ましい実施例では、スパッタリング 機器を使用して電気外科ブレードを直接スパッタリングで製造する。直接スパッ タリングプロセスの一例を以下に説明する。ステンレス鋼チャンバ１３０から周 囲空気を排気ポート１４０を通して排出する。次いで窒素等の不活性ガスをガス ポート１３４を通してステンレス鋼チャンバ１３０に供給する。陰極１４４及び 陽極１４６を使用してアルゴンガスをイオン化してイオン束１３６を発生し、こ れをチタニウムナイトライド１４２に当てる。イオン束１３６の衝撃によりＴｉ Ｎスパッタリング束１３８を放出させる。この束はベース金属基材１０２まで移 動してこれに付着する。当業者に周知の他のスパッタリングプロセスがあり、こ れらのプロセスもＴｉＮセラミックコーティング１０４を適用する上で適してい るということに着目することが重要である。 スパッタリング時間は変化させることができるが、経験的には、ベース金属基 材１０２に約０．５μｍ厚のＴｉＮセラミックコーティング１０４を発生するた めのスパッタリング時間は約１時間乃至１．５時間であると確認されている。一 般的には、スパッタリングプロセスはＴｉＮセラミックコーティング１０４を一 次関数に従って適用することがわかっており、そのため、適用時間は、これに従 って、所望の厚さを得るために容易に調節される。かくして、０．５μｍ厚のＴ ｉＮコーティングは、毎秒約１・厚のＴｉＮ付着速度と対応することがわかって いる。ＴｉＮセラミックコーティング１０４の適正な厚さは、約０．１μｍ乃至 ０．５μｍの間で変化する範囲である。ＴｉＮセラミックコーティング１０４が これよりも薄い場合には、電気外科ブレード１００を撓ませるとＴｉＮセラミッ クコーティング１０４がベース金属基材１０２から分離してしまう。厚さ範囲の 上側の領域は、ＴｉＮセラミックコーティング１０４をこれ以上厚くしても何等 得るところがないということを強調するためにだけ提供した。 本発明の変形例では、切断縁部を電気外科器具に設ける必要がないということ を理解することが重要である。詳細には、最小浸襲電気手術法を実施しようとす る場合、ループ、正方形、ボール形、ブレード形、三角形、菱形、ニードル形を 含む形状を使用して切断／凝固手段を行うことができる。本発明の電気外科ブレ ード１００は上文中に説明した全ての電気外科機能を実施できるが、切断以外の 場合に組織に不時の損傷を与える切断縁部が設けられていないのが望ましい。 上文中に説明した実施例は本発明の原理の用途の単なる例示であるということ は理解されるべきである。当業者は、本発明の精神及び範囲を逸脱することなく 、多くの変形及び変更を案出するであろう。添付の請求の範囲は、このような変 形及び変更をカバーしようとするものである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，Ｓ Ｄ，ＳＺ，ＵＧ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ， ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，Ｇ Ｂ，ＧＥ，ＧＨ，ＨＵ，ＩＬ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ， ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，Ｎ Ｏ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ ，ＳＩ，ＳＫ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ， ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ (72)発明者 クマー，ビー・アジト アメリカ合衆国ユタ州84103，ソルト・レ イク・シティ，ノース 300 ウエスト 825，スイート ノース413 (72)発明者 カンウィルカー，プラタップ アメリカ合衆国ユタ州84121，ソルト・レ イク・シティ，イースト・シャドウ・コー ヴ 1651 (72)発明者 オルセン，ドン・ビー アメリカ合衆国ユタ州84121，ソルト・レ イク・シティ，ブルー・ジェイ・レイン 8832 (72)発明者 グルスワミー，シヴァラマン アメリカ合衆国ユタ州84108，ソルト・レ イク・シティ，サウス・ブラッドムーア・ ストリート 2001

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．組織の切断又は焼灼を高周波エネルギを使用して行うのが望ましい外科手術 で使用するための電気外科器具において、 少なくとも一つの切断縁部を持ち、この少なくとも一つの切断縁部に差し向け ることができる高周波エネルギ源に電気的に接続された基材と、 前記基材に付けられた連続的セラミックコーティングとを含み、これによって 、前記少なくとも一つの切断縁部は、前記連続的セラミックコーティングの連続 性を損なうことなく前記基材に従って撓むことができる非晶質コーティングで覆 われる、ことを特徴とする電気外科器具。 ２．前記連続的セラミックコーティングは導電性であり、これによって、高周波 エネルギを前記基材と切断又は焼灼されるべき組織との間に流すことができる、 請求項１に記載の電気外科器具。 ３．前記基材は少なくとも一つの焼灼面を更に有し、この少なくとも一つの焼灼 面に高周波エネルギを差し向けることによって、前記少なくとも一つの焼灼面が 接触する組織の止血を促すことができる、請求項１に記載の電気外科器具。 ４．前記連続的セラミックコーティングは、この連続的セラミックコーティング から前記組織にスパークを伝達することによって組織に放電療法を施すことがで きるのに十分導電性である、請求項１に記載の電気外科器具。 ５．前記連続的セラミックコーティングは、（ｉ）非晶質であり且つ（ｉｉ）導 電性の遷移金属窒化物からなる群から選択される、請求項１に記載の電気外科器 具。 ６．前記連続的セラミックコーティングは、遷移金属窒化物である少なくとも二 つのセラミックの群でできている、請求項１に記載の電気外科器具。 ７．前記連続的セラミックコーティングは、（Ｉ）遷移金属窒化物である少なく とも一つのセラミック、及び（ｉｉ）遷移金属窒化物でない少なくとも一つの材 料でできている、請求項１に記載の電気外科器具。 ８．前記基材は導電性ベース金属でできている、請求項１に記載の電気外科器具 。 ９．前記導電性ベース金属はステンレス鋼である、請求項８に記載の電気外科器 具。 １０．前記連続的セラミックコーティングは、前記基材に少なくとも０．１μｍ の厚さまで付着してある、請求項１に記載の電気外科器具。 １１．前記連続的セラミックコーティングは、切断、焼灼、放電療法、及び乾燥 の機能の繰り返し実施後に焼損しない、請求項１に記載の電気外科器具。 １２．前記少なくとも一つの切断縁部は、これに高周波エネルギを加えた場合、 前記切断縁部に沿った電流密度がほぼ均等である、請求項１に記載の電気外科器 具。 １３．前記少なくとも一つの焼灼面は、これに高周波エネルギを加えた場合、前 記焼灼面に沿った電流密度がほぼ均等である、請求項３に記載の電気外科器具。 １４．高周波エネルギを使用して凝固を行うのが望ましい場合に外科手術で使用 するための電気外科器具において、 凝固端に電極を持つ基材であって、この基材は、高周波エネルギ源に電気的に 接続されており、高周波エネルギは、高周波エネルギが前記電極まで移動するた めの第１経路及び高周波エネルギが前記電極から戻るための第２経路を提供する ように電極に差し向けることができる、基材と、 前記基材に付けられた連続的セラミックコーティングとを含み、これによって 、前記電極は、前記連続的セラミックコーティングの連続性を損なうことなく前 記電極に従って撓むことができる非晶質コーティングで覆われる、ことを特徴と する電気外科器具。 １５．前記連続的セラミックコーティングは導電性であり、これによって、高周 波エネルギを第１電極から第２電極及びこれらの電極間に置かれた組織との間に 流すことができる、請求項１４に記載の電気外科器具。 １６．組織に加わる熱損傷を最小にして少なくとも一つの電気外科術を実施する ための方法において、 ａ）電気外科器具に加わえられる最小レベルの高周波エネルギを使用して少なく とも一つの電気外科術を実施できるように炭化組織の堆積に抵抗する非晶質セラ ミックコーティングを電気外科器具に配置する工程と、 ｂ）少なくとも一つの電気外科術中に前記電気外科器具を使用して切断、焼灼、 放電療法、又は乾燥の機能を実施する工程とを含む、ことを特徴とする方法。 １７．前記非晶質セラミックコーティングを配置する工程は、（ｉ）非晶質であ り且つ（ｉｉ）導電性の遷移金属窒化物からなるセラミック群から選択されたセ ラミックコーティングを適用する工程を含む、請求項１６に記載の少なくとも一 つの電気外科術を実施するための方法。 １８．前記非晶質セラミックコーティングを配置する工程は、遷移金属窒化物で ある少なくとも二つのセラミックを適用する工程を含む、請求項１７に記載の少 なくとも一つの電気外科術を実施するための方法。 １９．前記非晶質セラミックコーティングを配置する工程は、（ｉ）遷移金属窒 化物である少なくとも一つのセラミックを適用する工程、及び（ｉｉ）遷移金属 窒化物でない少なくとも一つの材料を適用する工程を含む、請求項１７に記載の 少なくとも一つの電気外科術を実施するための方法。 ２０．前記放電療法機能を実施する工程は、組織への電気スパークの伝達を容易 にする導電性非晶質セラミックコーティングを適用することによって行われる、 請求項１６に記載の少なくとも一つの電気外科術を実施するための方法。 ２１．高周波エネルギを加えることや殺菌のために擦ることによって摩耗しない 非晶質セラミックコーティングを適用する工程を更に含む、請求項１６に記載の 少なくとも一つの電気外科術を実施するための方法。 ２２．少なくとも一つの電気外科術を実施するための前記方法は、電気外科器具 を休止状態から変形させることを必要とする電気外科術を実施する工程を含み、 前記非晶質セラミックコーティングは、前記非晶質セラミックコーティングを損 傷することなく、電気外科器具とともに変形させられる、請求項１６に記載の少 なくとも一つの電気外科術を実施するための方法。 ２３．前記電気外科器具に付けた非晶質セラミックコーティングを使用すること によって前記電気外科器具に炭化組織が堆積しないようにし、これによって、少 なくとも一つの電気外科術中に漂う煙を最小にする工程を更に含む、請求項１６ に記載の少なくとも一つの電気外科術を実施するための方法。 ２４．少なくとも一つの電気外科術中に壊れてしまう炭化組織の電気外科器具で の堆積を減少することによって、異物汚染物の手術場所への導入を減少する工程 を更に有する、請求項１６に記載の少なくとも一つの電気外科術を実施するため の方法。 ２５．前記電気外科器具への炭化組織の堆積を減少することによって、組織に切 開部を制御下で形成する工程を更に有する、請求項１６に記載の少なくとも一つ の電気外科術を実施するための方法。 ２６．高周波エネルギを使用して組織の切断又は焼灼を行うのが望ましい場合に 外科手術で使用するための電気外科器具の製造方法において、ベース金属基材に 薄い非晶質セラミックコーティングを付着する工程を有し、前記非晶質セラミッ クコーティングは、前記電気外科器具に損傷を及ぼすことなく前記電気外科器具 と一体に変形できる、ことを特徴とする製造方法。 ２７．室温又は室温近くでのスパッタリングを使用して非晶質セラミックコーテ ィングを付着する工程を更に有する、請求項２６に記載の製造方法。 ２８．チタニウムナイトライドを前記ベース金属基材にスパッタリングする工程 を更に有する、請求項２６に記載の製造方法。 ２９．高周波エネルギを使用して組織の切断又は焼灼を行うのが望ましい場合に 外科手術で使用するための電気外科器具において、 少なくとも一つの切断／凝固手段を持ち、前記少なくとも一つの切断／凝固手 段に差し向けることができる高周波エネルギ源に電気的に接続された基材と、 前記少なくとも一つの切断／凝固手段を非晶質コーティングで覆うために前記 基材に付着させた連続的セラミックコーティングであって、前記非晶質コーティ ングは、前記連続的セラミックコーティングの連続性を損なうことなく前記基材 とともに撓むことができる、連続的セラミックコーティングとを含む、ことを特 徴とする電気外科器具。 ３０．前記少なくとも一つの切断／凝固手段は、ループ、正方形、ボール形、ブ レード形、三角形、菱形、ニードル形を含む切断／凝固手段からなる群から選択 される、請求項２９に記載の電気外科器具。