JP2020062297A - 高周波処置に用いられる医療機器用電極および医療機器 - Google Patents

Abstract

【課題】高周波処置に用いられる医療機器用電極において、良好な処置性能を長期間維持することができるようにする。【解決手段】電極部１０１Ａは、電極基材１と、皮膜２Ａと、を含む。電極基材１は金属製である。皮膜２Ａは、電極基材１の基材表面１ａに形成されている。皮膜２Ａは、第１金属と第２金属とを含んでいる。第１金属は、タングステン、タンタル、ニオブ、およびモリブデンからなる群から選ばれた１以上の金属を含む。第２金属は、ニッケル、チタン、およびアルミニウムからなる群から選ばれた１以上の金属を含む。【選択図】図３

Description

本発明は、高周波処置に用いられる医療機器用電極および医療機器に関する。

高周波処置に使用される医療機器用電極は、生体組織に高周波電流を印加する。高周波電流が印加された生体組織においては、水分が蒸発し、タンパク質が変性する。このような生体組織の一部は、医療機器用電極に付着しやすい。医療機器用電極に付着した生体組織は、医療機器の処置性能を低下させる。
特許文献１には、バイポーラピンセットの先端チップ部へのタンパク質の付着量および固着量を低下させる目的で、先端チップ部に複合メッキ皮膜と積層メッキ皮膜とを積層させる技術が記載されている。複合メッキ皮膜は、貴金属材料と非伝導性微粒子とからなる。積層メッキ皮膜は、貴金属材料からなる。
特許文献１には、貴金属材料として、金、白金、銀、パラジウム、ニッケル、クロム、銅、およびスズが記載されている。非伝導性微粒子として、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）粒子およびフッ化エチレン重合体粒子が記載されている。

特開２００６−２８８４２５号公報

しかしながら、上記のような関連技術には、以下のような問題がある。
高周波処置によっては、電極からの強いスパークが発生する。しかし、特許文献１に記載の技術では、スパークによって電極の表面が局所的に溶融しやすい。この理由は、スパークに起因する発熱によって、電極表面の一部の温度がメッキ皮膜中の貴金属材料の融点を超えるからである。メッキ皮膜の一部が溶融すると、メッキ皮膜の厚さが低下する結果、電極基材が露出する。電極基材が露出すると生体組織の付着量が増大する。この結果、電極の寿命が低下する。
電極寿命を延ばす目的で、電極表面に高融点の金属材料の皮膜を形成することも考えられる。例えば、３４００℃の融点を有するタングステンの皮膜を形成すると、スパークによる電極の溶融は起こりにくくなる。
しかし、電極は使用時に加熱され使用後に冷却される。この結果、電極は、熱応力による繰り返し負荷を受ける。繰り返し負荷を受ける結果、電極基材と高融点の金属材料との線膨張係数の差によって皮膜のはがれが起こりやすくなる。皮膜がはがれた部位では、生体組織の付着が発生しやすくなる結果、電極の寿命が低下する。
例えば、電極基材に用いられることが多いステンレス鋼の線膨張係数は１７．３×１０^−６Ｋ^−１である。これに対して、タングステンの線膨張係数はステンレス鋼の約１／４である。

本発明は、上記のような問題に鑑みてなされたものであり、良好な処置性能を長期間維持することができる、高周波処置に用いられる医療機器用電極および医療機器を提供することを目的とする。

上記の課題を解決するために、本発明の第１の態様の高周波処置に用いられる医療機器用電極は、金属製の基材と、前記基材の表面に形成された皮膜と、を備え、前記皮膜は、第１金属と第２金属とを含んでおり、前記第１金属は、タングステン、タンタル、ニオブ、およびモリブデンからなる群から選ばれた１以上の金属を含み、前記第２金属は、ニッケル、チタン、およびアルミニウムからなる群から選ばれた１以上の金属を含む。

上記医療機器用電極においては、前記皮膜の厚さは、５μｍ以上５０μｍ以下であってもよい。

上記医療機器用電極においては、前記皮膜における前記第１金属の含有率は、２０質量％以上５０質量％以下であってもよい。

上記医療機器用電極においては、前記皮膜の表面には、非粘着性粒子が分散されており、前記非粘着性粒子は、ＰＴＦＥ粒子およびメチル基で修飾されたシリカ粒子の少なくとも一方を含んでもよい。

上記医療機器用電極においては、前記皮膜は、前記第１金属および前記第２金属を含むメッキ膜からなっていてもよい。

本発明の第２の態様の医療機器は、上記医療機器用電極を備える。

本発明の高周波処置に用いられる医療機器用電極および医療機器によれば、良好な処置性能を長期間維持することができる。

本発明の第１の実施形態の医療機器の一例を示す模式的な構成図である。 図１におけるＡ−Ａ断面図である。 本発明の第１の実施形態の医療機器用電極の模式的な断面図である。 本発明の第２の実施形態の医療機器用電極の模式的な断面図である。 本発明の第３の実施形態の医療機器用電極の模式的な断面図である。 実施例の医療機器用電極の表面のＳＥＭ画像である。 比較例の医療機器用電極の表面のＳＥＭ画像である。

以下では、本発明の実施形態について添付図面を参照して説明する。すべての図面において、実施形態が異なる場合であっても、同一または相当する部材には同一の符号を付し、共通する説明は省略する。

［第１の実施形態］
本発明の第１の実施形態の医療機器用電極および医療機器について説明する。
図１は、本発明の第１の実施形態の医療機器の一例を示す模式的な構成図である。図２は、図１におけるＡ−Ａ断面図である。図３は、本発明の第１の実施形態の医療機器用電極の模式的な断面図である。

図１に示す本実施形態の高周波処置具１００は、本実施形態の医療機器の一例である。高周波処置具１００は、被処置体に対する高周波処置に用いられる。高周波処置具１００の被処置体の例としては、生体組織が挙げられる。高周波処置具１００によって行われる高周波処置の例としては、生体組織の切開、切除、凝固（止血）、焼灼などが挙げられる。
高周波処置具１００は、シャフト１０２と、電極部１０１Ａ（医療機器用電極）と、を備える。

シャフト１０２は、後述する電極部１０１Ａを支持する支持部材である。シャフト１０２の遠位端（図示左側の端部）には、後述する電極部１０１Ａの近位端が埋没されている。
本実施形態では、シャフト１０２の外形は円柱である。シャフト１０２の内部には、電極部１０１Ａに電気的に接続する導電部１０４が設けられている。導電部１０４には、高周波電源１０３が電気的に接続されている。シャフト１０２の外周部は絶縁体で覆われている。
シャフト１０２における近位端（図示右側の端部）には、図示略のハンドピースが設けられている。ハンドピースは、高周波処置具１００の使用時に術者が手で持つ目的で設けられている。

電極部１０１Ａは、シャフト１０２の遠位端から遠位側に突出している。電極部１０１Ａは、使用時に生体組織に当接される。電極部１０１Ａは、導電部１０４が介在することによって高周波電源１０３に電気的に接続されている。高周波電源１０３には、被処置体に装着する対極板１０５が電気的に接続されている。

電極部１０１Ａの外形は特に限定されない。電極部１０１Ａにおいて電極部１０１Ａから突出している突出部１０１ａの形状は、電極部１０１Ａの処置用途に応じた適宜の形状が用いられる。例えば、突出部１０１ａの形状は、板状、ワイヤー状、丸棒状、角棒状、円板状、鉤状、先端が複数に分かれた放射状などであってもよい。突出部１０１ａの形状が線状の場合、突出部１０１ａは、真直に延びていてもよいし、屈曲または湾曲していてもよい。突出部１０１ａの形状が面状の場合、突出部１０１ａは、平面状であってもよいし、曲面状であってもよい。
図１に示す例では、突出部１０１ａは真直の丸棒状に形成されている。

図２に示すように、電極部１０１Ａは、電極基材１（基材）と、皮膜２Ａと、を備える。
電極基材１は、金属材料によって形成される。電極基材１の材質は、加工性に優れる金属材料であることがより好ましい。この場合、電極形状が複雑でも、容易に形成できる。 電極基材１の材料は、電極基材１の中心部と外周部とで異なっていてよい。
電極基材１に好適な金属材料の例としては、ステンレス鋼、アルミニウム、アルミニウム合金、チタン、チタン合金などが挙げられる。
例えば、ステンレス鋼の例としては、ＳＵＳ３０４、ＳＵＳ３１６などが挙げられる。ＳＵＳ３０４の線膨張係数および融点は、それぞれ、１７．３×１０^−６Ｋ^−１、１４００℃である。ＳＵＳ３１６の線膨張係数および融点は、それぞれ、１６×１０^−６Ｋ^−１、１３７１℃である。ただし、各線膨張係数は０−１００℃における値を示す（以下の線膨張係数も同様）。

皮膜２Ａは、電極基材１の基材表面１ａ（基材の表面）上に形成されている。皮膜２Ａは、少なくとも突出部１０１ａの全体を被覆している。図３に示すように、皮膜２Ａの表面２ｂは基材表面１ａに密着している。皮膜２Ａの厚さ方向において表面２ｂと反対側の表面２ａは、突出部１０１ａにおける電極部１０１Ａの最表面を構成している。
皮膜２Ａは、第１金属と第２金属とを含んでいる。第１金属は、タングステン、タンタル、ニオブ、およびモリブデンからなる群から選ばれた１以上の金属を含む。第２金属は、ニッケル、チタン、およびアルミニウムからなる群から選ばれた１以上の金属を含む。

第１金属は、２４００℃以上の高融点を有する。第１金属は、皮膜２Ａの耐熱性を向上する目的で皮膜２Ａに含まれている。第１金属は、電極基材１の材料に比べて生体組織が付着しにくい材料でもある。
タングステン（Ｗ）、タンタル（Ｔａ）、ニオブ（Ｎｂ）、およびモリブデン（Ｍｏ）の融点は、それぞれ、３４００℃、２９９０℃、２４７０℃、２６２０℃である。
高融点を有する金属の線膨張係数は、融点が低い金属の線膨張係数よりも小さい傾向がある。
例えば、タングステン、タンタル、ニオブ、およびモリブデンの線膨張係数は、それぞれ、４．５×１０^−６Ｋ^−１、６．６×１０^−６Ｋ^−１、７．１×１０^−６Ｋ^−１、５．１×１０^−６Ｋ^−１である。
これに対して、例えば、金（融点：１０６４℃）、白金（融点：１７７０℃）、銀（融点：９６２℃）、パラジウム（融点：１５５０℃）、ニッケル（融点：１４５０℃）、クロム（融点：１８６０℃）、銅（融点：１０８３℃）、スズ（融点：２３２℃）の線膨張係数は、それぞれ、１４．２×１０^−６Ｋ^−１、９．０×１０^−６Ｋ^−１、１９．３×１０^−６Ｋ^−１、１０．６×１０^−６Ｋ^−１、８．９×１０^−６Ｋ^−１、８．４×１０^−６Ｋ^−１、１６．７×１０^−６Ｋ^−１、２３×１０^−６Ｋ^−１である。

第２金属は、皮膜２Ａの線膨張係数を低減する目的で皮膜２Ａに含まれている。ニッケル、チタン、およびアルミニウムの線膨張係数は、それぞれ、８．９×１０^−６Ｋ^−１、８．５×１０^−６Ｋ^−１、２３×１０^−６Ｋ^−１である。
皮膜２Ａにおいては、第１金属よりも線膨張係数が低い第２金属が含まれる。この結果皮膜２Ａ全体としての実質的な線膨張係数が低減される。
第２金属は、基材表面１ａにおける電極基材１と皮膜２Ａとの線膨張の差が低減される結果が得られるように、皮膜２Ａに含まれていればよい。

例えば、本実施形態では、皮膜２Ａにおいて第１金属と第２金属とが略均一に混ざり合っている。皮膜２Ａの表面２ａには、第１金属および第２金属がそれぞれの含有率に応じて分散している。
例えば、本実施形態における皮膜２Ａは、第１金属および第２金属を含むメッキ膜であってもよい。
この場合、皮膜２Ａの線膨張係数は、第１金属および第２金属の混ざり方の均一性、第１金属および第２金属の各含有率、第１金属および第２金属の各原子種などによっても異なる。しかし、皮膜２Ａの線膨張係数は、第１金属の線膨張係数よりも大きく、第２金属の線膨張係数よりも小さくなると考えられる。
同様に、皮膜２Ａの溶融温度は、第１金属の融点よりも低く、第２金属の融点よりも高くなると考えられる。

第２金属の材料としては、電極基材１の線膨張係数に近い線膨張係数を有する材料が用いられることがより好ましい。
第２金属は、電極基材１との密着性が良好な金属が選ばれることがより好ましい。例えば、第２金属は、基材表面１ａにおける電極基材１の材料に含有される金属であることがより好ましい。
例えば、電極基材１がステンレス鋼からなる場合には、皮膜２Ａの第２金属の主成分は、ニッケルであることがより好ましい。電極基材１がステンレス鋼、第２金属の主成分がニッケルである場合、第１金属の主成分としては、タングステンであることがより好ましい。この場合、第２金属、第１金属は、それぞれニッケル、タングステンからなることがさらに好ましい。
例えば、電極基材１がチタンまたはチタン合金からなる場合には、皮膜２Ａの第２金属の主成分は、チタンであることがより好ましい。例えば、電極基材１がアルミニウムまたはアルミニウム合金からなる場合には、皮膜２Ａの第２金属の主成分は、アルミニウムであることがより好ましい。

皮膜２Ａにおける第１金属の含有率は、スパークによる皮膜２Ａの劣化と、繰り返しの熱サイクルに対する皮膜２Ａの耐久性と、が良好になれば、特に限定されない。
第１金属の含有率が増加すると、皮膜２Ａの溶融温度が第１金属の融点に近づく。この結果、スパークに対する皮膜２Ａの耐久性は向上する。
一方、第１金属の含有率が増加すると、皮膜２Ａの線膨張係数が第１金属の線膨張係数に近づく結果、基材表面１ａにおける電極基材１と皮膜２Ａとの線膨張の差が増大する。この結果、繰り返しの熱サイクルに対する皮膜２Ａの耐久性は低下する。
スパークに対する皮膜２Ａの耐久性と、繰り返しの熱サイクルに対する皮膜２Ａの耐久性とのバランスを良好にする目的では、第１金属の含有率は、１０質量％以上５０質量％以下であることがより好ましく、２０質量％以上５０質量％以下であることがさらに好ましい。

皮膜２Ａの厚さは、スパークによる皮膜２Ａの劣化と、繰り返しの熱サイクルに対する皮膜２Ａの耐久性と、が良好になれば、特に限定されない。
皮膜２Ａの厚さが薄すぎると、皮膜２Ａの熱容量が小さくなりすぎる結果、皮膜２Ａが高温になりやすくなる。この結果、皮膜２Ａの溶融または基材表面１ａにおける電極基材１の溶融が起こりやすくなる。
さらに、皮膜２Ａの厚さが薄すぎると、電極基材１に対する線膨張係数の差に起因する応力によって皮膜２Ａが破断されやすくなる。
一方、皮膜２Ａの厚さが増大すると、皮膜２Ａの耐久性は向上する。しかし、皮膜２Ａの製造に時間がかかる、皮膜２Ａの材料費が増大する、といった理由で、電極部１０１Ａのコストが増大してしまう。
例えば、皮膜２Ａの厚さは、５μｍ以上５０μｍ以下であることがより好ましい。

以上説明した電極部１０１Ａは、例えば、以下のようにして製造されてもよい。
例えば、適宜の金属材料が加工されて電極基材１が製造される。電極基材１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、電極基材１の基材表面１ａに皮膜２Ａが形成される。
皮膜２Ａの形成方法としては、例えば、メッキ、スパッタリング、蒸着などが用いられてもよい。
皮膜２Ａがメッキによって形成される場合、第１金属の含有率を増やしやすい点で、電解メッキが用いられることがより好ましい。ただし、第１金属の含有率が低くてもよい場合には、無電解メッキが用いられてもよい。
皮膜２Ａがメッキによって形成される場合、電極基材１の形状が複雑であったり、曲率の小さな湾曲面を有していたりしても、均一な薄膜が容易に形成される。
基材表面１ａ上に、必要な厚さの皮膜２Ａが形成されると、電極部１０１Ａが得られる。

次に、このような構成の高周波処置具１００および電極部１０１Ａの作用について説明する。
まず、高周波処置具１００および電極部１０１Ａの動作および使用方法について説明する。
図１に示すように、高周波処置具１００を用いた処置は、例えば、患者（図示略）に対極板１０５を装着し、高周波電源３によって電極部１０１Ａに高周波電圧を印加した状態で行われる。術者は、電極部１０１Ａ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１０１Ａを接触させる。
電極部１０１Ａと対極板１０５との間に高周波電圧が印加されると、皮膜２Ａと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。これにより生体組織の水分が急速に蒸発する。生体組織は、電極部１０１Ａからの押圧力によって破断される。電極部１０１Ａが生体組織に対して移動されると、生体組織の切開、切除が可能となる。
電極部１０１Ａを生体組織に押し当てた状態で高周波電流が流されると、生体組織の水分が急速に蒸発し、電極部１０１Ａの近傍で生体組織が凝固される。電極部１０１Ａが生体組織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１０１Ａを被処置体から離間させる。このとき、皮膜２Ａが劣化していると、生体組織の一部が皮膜２Ａに付着する。皮膜２Ａへの生体組織の付着量が多くなりすぎると、付着部位において処置に必要な高周波電流が流れなくなる。この結果、良好な処置が遂行できなくなる。
したがって、皮膜２Ａに生体組織が過剰に付着した場合には、生体組織が除去される必要がある。生体組織が充分除去できない状態で付着している場合には、電極部１０１Ａは寿命を迎える。

電極部１０１Ａの表面に生体組織が付着する原因としては、皮膜２Ａの消耗およびはがれが挙げられる。
ここで、皮膜２Ａの消耗とは、皮膜２Ａが溶融する結果、電極基材１が露出する部位が現れることを意味する。電極基材１が露出する部位では、皮膜２Ａに覆われた部位に比べて、生体組織が格段に付着しやすい。この結果、生体組織が電極基材１の露出する部位に固着しやすい。
高周波処置においては、電極の表面全体が同時に電極材料の溶融温度に達することはない。しかし、生体組織において、ジュール熱による水分の蒸発およびタンパク質の変性が生じると、電極表面に生体組織由来の絶縁層が形成される。この状態でさらに高周波電圧が印加されると、絶縁層を介して電極表面から放電が起こる。大きな高周波電力を要する高周波処置では、このような放電はスパークを引き起こす。スパーク電流は、微小領域に集中するので、電極表面の一部に局所的な高温部が生じる。このような高温部では、電極材料の溶融温度を超えることがあると考えられる。

皮膜２Ａのはがれは、皮膜２Ａに繰り返し応力が作用して亀裂が生じることによって発生しやすくなる。この場合、皮膜２Ａは微細な剥離片として基材表面１ａから脱落する。この結果、電極基材１が露出する部位が形成される。

本実施形態の皮膜２Ａによれば、高融点を有する第１金属を含んでいる。この結果、より低融点の第２金属のみからなる皮膜あるいは電極基材１自体に比べて、皮膜２Ａの溶融温度が高くなっている。この結果、使用時におけるスパークに起因する温度上昇が生じても、皮膜２Ａの溶融が起こりにくくなっている。
さらに、皮膜２Ａによれば、第１金属および第２金属を含むことによって、第１金属単体よりも、皮膜２Ａの線膨張係数が大きくなっている。この結果、皮膜２Ａの線膨張係数が電極基材１の基材表面１ａにおける線膨張係数に近づいている。これにより、電極部１０１Ａが繰り返し使用される際に発生する加熱および冷却の熱サイクルにおいて発生する応力が低減される。この結果、繰り返し応力に起因する皮膜２Ａの破断と、基材表面１ａに対する剥離と、が抑制される。
このようにして、電極部１０１Ａでは、皮膜２Ａの消耗およびはがれが抑制できる結果、生体組織の固着防止性能が向上する。
この結果、本実施形態の高周波処置具１００および電極部１０１Ａによれば、良好な処置性能を長期間維持することができる。

［第２の実施形態］
本発明の第２の実施形態の医療機器用電極について説明する。
図４は、本発明の第２の実施形態の医療機器用電極の模式的な断面図である。

図１に示すように、本実施形態の電極部１０１Ｂ（医療機器用電極）は、第１の実施形態の高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いることができる。
図２、４に示すように、電極部１０１Ｂは、第１の実施形態の電極部１０１Ａの皮膜２Ａに代えて、皮膜２Ｂを備える。
以下、第１の実施形態と異なる点を中心に説明する。

図４に示すように、本実施形態の皮膜２Ｂは、金属膜２１と、非粘着性粒子２２と、を備える。
金属膜２１は、第１の実施形態の皮膜２Ａと同様に構成される。ただし、金属膜２１における第１金属の含有率および第２金属の含有率は、皮膜２Ｂ全体に対する含有率が第１の実施形態に例示された範囲であることがより好ましい。
非粘着性粒子２２は、金属膜２１に分散されている。非粘着性粒子２２は、生体組織に対する非粘着性に優れる粒子からなる。例えば、非粘着性粒子２２は、非金属の無機粒子であってもよいし、有機粒子であってもよい。金属膜２１に分散される非粘着性粒子２２は、無機粒子および有機粒子で構成されてもよい。金属膜２１に分散される非粘着性粒子２２の材質は、２種類以上であってもよい。
非粘着性粒子２２の例としては、メチル基で修飾されたシリカからなるシリカ粒子、ＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）からなるＰＴＦＥ粒子などが挙げられる。例えば、メチル基で修飾されたシリカ粒子の場合、メチル基が疎水基を有する結果、生体組織への非粘着性に優れる。例えば、ＰＴＦＥ粒子の場合、フッ素樹脂自体が疎水性を有する結果、生体組織への非粘着性に優れる。
非粘着性粒子２２は、電極部１０１Ｂの表面２０ａにおける生体組織の付着をさらに抑制する目的で用いられる。したがって、皮膜２Ｂにおいて、非粘着性粒子２２の少なくとも一部は、表面２０ａに露出している。
例えば、非粘着性粒子２２は、表面２０ａにおいて、一部が金属膜２１に埋没された粒子のみで構成されてもよい。
ただし、図４に示すように、非粘着性粒子２２の一部の粒子は、表面２０ａに露出することなく金属膜２１の内部に分布していることがより好ましい。この場合、経時使用によって、金属膜２１の厚さが減少しても、内部に分布する非粘着性粒子２２が表面に露出する。この結果、金属膜２１の厚さが減少しても、非粘着性粒子２２による生体組織の付着防止性能が持続される。

非粘着性粒子２２の粒子径は、０．５μｍ以上３０μｍ以下であってもよい。
非粘着性粒子２２の粒子径が、０．５μｍ未満であると、表面に露出する非粘着性粒子２２の割合が少ないことが原因で、非粘着効果が充分に現れないおそれがある。
非粘着性粒子２２の粒子径が、３０μｍを超えると、金属膜２１と非粘着性粒子２２との界面で剥がれが発生しやすくなることが原因で、金属膜２１が破壊されるおそれがある。
非粘着性粒子２２の粒子径は、１μｍ以上１０μｍ以下であることがより好ましい。この場合、特に非粘着性粒子２２が適度に金属膜２１の表面から突出しやすくなる。この結果、凹凸による非粘着効果も期待できる。
非粘着性粒子２２の含有率は、０．５ｖｏｌ％以上２０ｖｏｌ％以下であってもよい。 非粘着性粒子２２の含有率が、０．５ｖｏｌ％未満であると、非粘着性粒子２２が金属膜２１の表面に露出する割合が少ないことが原因で、非粘着効果が充分に現れないおそれがある。
非粘着性粒子２２の含有率が、２０ｖｏｌ％を超えると、金属膜２１の膜強度が低下することが原因で、実用強度が得られないおそれがある。
非粘着性粒子２２の含有率は、１ｖｏｌ％以上１０ｖｏｌ％以下であることがより好ましい。

以上説明した電極部１０１Ｂは、皮膜２Ｂに非粘着性粒子２２が含有される以外は、第１の実施形態と同様にして製造できる。
特に、皮膜２Ｂ内に、非粘着性粒子２２を均一に分散させやすいという点では、皮膜２Ｂは、電解メッキによって形成されることがより好ましい。この場合、メッキ浴中に非粘着性粒子２２を分散させた状態で、電解メッキが行われる。メッキが開始されると、メッキ浴中に浮遊する非粘着性粒子２２は、メッキ浴中を移動する金属イオンとともに電極基材１の表面に移動する。非粘着性粒子２２は、金属イオンが金属として析出する時に、金属とともに析出面に固定される。

このような構成の電極部１０１Ｂは、高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いられることで、電極部１０１Ａと同様な高周波処置が行える。
電極部１０１Ｂは、第１の実施形態における皮膜２Ａと同様の金属膜２１を備えるため、電極部１０１Ａと同様、良好な処置性能を長期間維持することができる。
さらに、電極部１０１Ｂは、皮膜２Ｂの表面２０ａに、生体組織と付着しにくい非粘着性粒子２２が分散状態で露出している。この結果、皮膜２Ｂによれば、金属膜２１のみが生体組織と接触する場合に比べて、さらに生体組織に対する付着防止性能が向上する。
このようにして皮膜２Ｂの消耗およびはがれが抑制される結果、電極部１０１Ｂは、良好な処置性能を長期間維持することができる。

［第３の実施形態］
本発明の第３の実施形態の医療機器用電極について説明する。
図５は、本発明の第３の実施形態の医療機器用電極の模式的な断面図である。

図１に示すように、本実施形態の電極部１０１Ｃ（医療機器用電極）は、第１の実施形態の高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いることができる。
図２、５に示すように、電極部１０１Ｃは、第１の実施形態の電極部１０１Ａの皮膜２Ａに代えて、皮膜２Ｃを備える。
以下、第１の実施形態と異なる点を中心に説明する。

図５に示すように、本実施形態の皮膜２Ｃは、第１金属層３１と、第２金属層３２と、を備える。第１金属層３１および第２金属層３２は、基材表面１ａからこの順に積層されている。すなわち、第２金属層３２は、電極基材１の基材表面１ａに積層されている。第１金属層３１は、第２金属層３２において基材表面１ａと反対側の表面３０ｂに積層されている。第１金属層３１において表面３０ｂと反対側の表面３０ａは、電極部１０１Ｃの最表面を構成している。

第１金属層３１は、第１金属を主成分金属とする金属膜である。ただし、第１金属層３１には、有機粒子および非金属の無機粒子の少なくとも一方が含まれてもよい。例えば、第１金属層３１には、第２の実施形態における非粘着性粒子２２が含まれてもよい。この場合、非粘着性粒子２２の少なくとも一部は、表面３０ａに露出するように第１金属層３１に分散される。
第１金属層３１における金属成分は、第１金属のみで形成されてもよい。例えば、第１金属層３１は、タングステンのみによって形成されてもよい。

第２金属層３２は、第２金属を主成分金属とする金属膜である。ただし、第２金属層３２には、有機粒子および非金属の無機粒子の少なくとも一方が含まれてもよい。
第２金属層３２は、第２金属を主成分金属とする金属膜である。第２金属層３２における金属成分は、第２金属のみで形成されてもよい。例えば、第２金属層３２は、ニッケルのみによって形成されてもよい。

第１金属層３１および第２金属層３２の各厚さは、皮膜２Ｃとして必要な耐久性が得られれば、特に限定されない。第１金属層３１および第２金属層３２の各厚さは、第１金属、第２金属の材料、含有量に応じて適宜決められればよい。
例えば、簡単のため、第１金属層３１が第１金属のみからなり、第２金属層３２が第２金属からなる場合を考える。この場合、表面３０ａは第１金属のみで形成されるので、第１金属層３１は薄くても第１金属層３１は溶融しにくい。さらに、第２金属層３２は厚くするほど、電極基材１と第１金属層３１との線膨張量の差に起因して発生する皮膜２Ｃの内部歪みを緩和しやすくなる。

皮膜２Ｃにおける第１金属および第２金属の含有率は、皮膜２Ｃとして必要な耐久性が得られれば、特に限定されない。

以上説明した電極部１０１Ｃは、第１の実施形態と同様にして製造された電極基材１の基材表面１ａに、第２金属層３２および第１金属層３１をこの順に積層させることによって製造できる。
第２金属層３２、第１金属層３１は、それぞれ、第１の実施形態の皮膜２Ａと同様の形成方法によって形成できる。

このような構成の電極部１０１Ｃは、高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いられることで、電極部１０１Ａと同様な高周波処置が行える。
電極部１０１Ｃにおいては、最表面に高融点の第１金属を主成分とする第１金属層３１が設けられているので、皮膜２Ｃの消耗が抑制される。
電極部１０１Ｃにおいては、第１金属層３１と電極基材１との間に、第１金属層３１よりも線膨張係数が大きい第２金属層３２が積層されているので、皮膜２Ｃのはがれが抑制される。
このようにして皮膜２Ｃの消耗およびはがれが抑制される結果、電極部１０１Ｃは、良好な処置性能を長期間維持することができる。

［第４の実施形態］
本発明の第４の実施形態の医療機器用電極について説明する。
図１に示すように、本実施形態の電極部１０１Ｄ（医療機器用電極）は、第１の実施形態の高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いることができる。
図２、５に示すように、電極部１０１Ｄは、第１の実施形態の電極部１０１Ａの皮膜２Ａに代えて、皮膜２Ｄを備える。
以下、第１の実施形態と異なる点を中心に説明する。

図５に示すように、本実施形態の皮膜２Ｄは、最表層４１と、中間層４２と、を備える。最表層４１および中間層４２は、基材表面１ａからこの順に積層されている。すなわち中間層４２は、電極基材１の基材表面１ａに積層されている。最表層４１は、中間層４２において基材表面１ａと反対側の表面４０ｂに積層されている。最表層４１において表面４０ｂと反対側の表面４０ａは、電極部１０１Ｄの最表面を構成している。

最表層４１は、第１の実施形態における皮膜２Ａと同様に構成される。
中間層４２は、電極基材１と最表層４１との密着性を向上する目的で設けられる。中間層４２の材料としては、電極基材１および最表層４１のいずれとも密着性の良好な金属材料が用いられる。例えば、中間層４２に好適な材料として、ニッケルなどが挙げられる。
中間層４２の線膨張係数は、基材表面１ａの近傍の電極基材１の線膨張係数よりも小さく、最表層４１の線膨張係数より大きいことがより好ましい。

以上説明した電極部１０１Ｄは、第１の実施形態と同様にして製造された電極基材１の基材表面１ａに、中間層４２および最表層４１をこの順に積層させることによって製造できる。
中間層４２、最表層４１は、それぞれ、第１の実施形態の皮膜２Ａと同様の形成方法によって形成できる。

このような構成の電極部１０１Ｄは、高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いられることで、電極部１０１Ａと同様な高周波処置が行える。
電極部１０１Ｄにおいては、最表面に第１の実施形態と同様の構成を有する最表層４１が設けられているので、第１の実施形態と同様、皮膜２Ｄの消耗およびはがれが抑制される。
さらに、本実施形態では、最表層４１と電極基材１との間に、中間層４２が積層されているので、皮膜２Ｄのはがれがさらに抑制される。
このようにして皮膜２Ｄの消耗およびはがれが抑制される結果、電極部１０１Ｄは、良好な処置性能を長期間維持することができる。

［第５の実施形態］
本発明の第５の実施形態の医療機器用電極について説明する。
図１に示すように、本実施形態の電極部１０１Ｅ（医療機器用電極）は、第１の実施形態の高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いることができる。
図２、３に示すように、電極部１０１Ｅは、第１の実施形態の電極部１０１Ａの皮膜２Ａに代えて、皮膜２Ｅを備える。
以下、第１の実施形態と異なる点を中心に説明する。

図３に示すように、本実施形態の皮膜２Ｅは、第１の実施形態と同様、単層で構成される。皮膜２Ｅの表面５０ｂは、第１の実施形態における皮膜２Ａの表面２ａと同様、基材表面１ａに密着している。皮膜２Ｅの厚さ方向において表面５０ｂと反対側の表面５０ａは、突出部１０１ａにおける電極部１０１Ｅの最表面を構成している。
皮膜２Ｅの組成および厚さは、第１の実施形態における皮膜２Ａと同様である。ただし、皮膜２Ｅでは、第１金属および第２金属の組成比は皮膜２Ｅの厚さ方向において変化している。特に、基材表面１ａと接する皮膜２Ｅの表面５０ｂおよびその近傍では、第１金属の組成比よりも第２金属の組成比が大きい。これに対して、表面５０ａおよびその近傍では、第２金属の組成比よりも第１金属の組成比が大きい。
表面５０ｂは第２金属のみで形成されてもよい。表面５０ａは第１金属のみで形成されてもよい。
表面５０ｂ、５０ａの間では、表面５０ｂから表面５０ａに向かって、第２金属の組成比が漸次または段階的に減少し、かつ第１金属の組成比が漸次または段階的に増大することがより好ましい。

以上説明した電極部１０１Ｅは、第１の実施形態と同様にして製造された電極基材１の基材表面１ａに、皮膜２Ｅをこの順に積層させることによって製造できる。
皮膜２Ｅは、厚さ方向における第１金属および第２金属の組成比を変化させる以外は、第１の実施形態の皮膜２Ａと同様の形成方法によって形成できる。第１金属および第２金属の組成比を容易に変化させることができる点では、皮膜２Ｅの形成方法として、スパッタリング、蒸着などが特に好適である。

このような構成の電極部１０１Ｅは、高周波処置具１００における電極部１０１Ａに代えて用いられることで、電極部１０１Ａと同様な高周波処置が行える。
電極部１０１Ｅにおいては、第３の実施形態と同様、最表面において高融点の第１金属の組成比が大きくなっているので、皮膜２Ｅの消耗が抑制される。
電極部１０１Ｅにおいては、第３の実施形態と同様、電極基材１に密着する表面５０ｂでは、第２金属の組成比が大きくなっているので、皮膜２Ｅのはがれが抑制される。

さらに、電極部１０１Ｅにおいては、厚さ方向において、第１金属および第２金属の組成比が変化している結果、線膨張係数が厚さ方向に変化している。具体的には、表面５０ｂおよびその近傍の線膨張係数は、表面５０ａおよびその近傍の線膨張係数よりも大きい。表面５０ｂおよびその近傍の線膨張係数は、表面５０ａおよびその近傍の線膨張係数に比べると電極基材１の基材表面１ａおよびその近傍の線膨張係数に近い。
この結果、本実施形態では、加熱時に皮膜２Ｅに発生する歪みが、皮膜２Ｅにおける第１金属および第２金属の組成比の変化に応じて厚さ方向に分散される。例えば、第３の実施形態の皮膜２Ｃのような、組成比の異なる２層構造を有する場合と比べると、皮膜２Ｅの厚さ方向における歪み分布は、より滑らかになる。この結果、皮膜２Ｅによれば、加熱および冷却による熱サイクルに起因する繰り返し応力に対する耐性がさらに向上する。

このようにして皮膜２Ｅの消耗およびはがれが抑制される結果、電極部１０１Ｅは、良好な処置性能を長期間維持することができる。

なお、上記各実施形態の説明では、高周波処置に用いられる医療機器用電極を備える医療機器が、高周波処置具の場合の例で説明した。しかし、医療機器は、高周波処置に用いられる医療機器用電極を備えていていれば、上述のような高周波処置具には限定されない。本発明の高周波処置に用いられる医療機器用電極を好適に用いることができる他の医療機器の例としては、例えば、高周波ナイフ、高周波ハサミ型ナイフ、電気メス、スネアなどが挙げられる。

次に、実施例１＿１〜５、２＿１〜５、３＿１〜５、４＿１〜５、５＿１〜５、６＿１〜５、７＿１〜３、８＿１〜３について、比較例１とともに説明する。下記［表１］に、各実施例および比較例１の電極部の構成が示されている。

［実施例１＿１〜５］
実施例１＿１〜５は、上述の第１の実施形態の電極部１０１Ａに対応する実施例とされた。
実施例１＿１では、電極基材１の材質としてはステンレス鋼であるＳＵＳ３０４が用いられた。電極基材１の突出部１０１ａの外形は、外径０．８ｍｍの円柱とされた。
皮膜２Ａは、第１金属と第２金属とのみで形成された。皮膜２Ａには、粒子は含まれなかった。皮膜２Ａの第１金属はタングステン（Ｗ）が用いられた。皮膜２Ａの第２金属はニッケル（Ｎｉ）が用いられた。
［表１］に示すように、皮膜２ＡにおけるＷの含有率は、５質量％以上１０質量％未満とされた。ここで、含有率の数値を明示していないのは、複数の供試サンプル間で製法上および測定上の理由で含有率の数値がばらついたためである。
皮膜２Ａの厚さ（［表１］では「膜厚」と記載）は１μｍとされた。
このような構成の実施例１＿１の皮膜２Ａは、電解メッキによって形成された。メッキ浴には、硫酸ニッケルおよびタングステン酸ナトリウムが添加された。硫酸ニッケルおよびタングステン酸ナトリウムに対するタングステン酸ナトリウムの比率は、５ｍｏｌ％とされた。
電極基材１を陰極として、上述のメッキ浴中で電解メッキが行われた。通電時間および電流量を調整することによって、電極基材１の基材表面１ａ上に１μｍのＮｉ−Ｗ膜が形成された。
形成されたＮｉ−Ｗ膜に対して、ＥＤＸ分析（エネルギー分散型Ｘ線分析、Energy Dispersive X-ray spectrometry）を行ったところ、皮膜２ＡにおけるＷの含有率は、５質量％以上１０質量％未満になっていた。

実施例１＿２の電極部１０１Ａは、皮膜２Ａの厚さが２μｍとされた以外は、実施例１＿１と同様に形成された。
実施例１＿３の電極部１０１Ａは、皮膜２Ａの厚さが５μｍとされた以外は、実施例１＿１と同様に形成された。
実施例１＿４の電極部１０１Ａは、皮膜２Ａの厚さが１０μｍとされた以外は、実施例１＿１と同様に形成された。
実施例１＿５の電極部１０１Ａは、皮膜２Ａの厚さが１５μｍとされた以外は、実施例１＿１と同様に形成された。
実施例１＿２〜５におけるＮｉ−Ｗ膜に対して、ＥＤＸ分析を行ったところ、各皮膜２ＡにおけるＷの含有率は、膜厚等によるばらつきはあったが、いずれも５質量％以上１０質量％未満になっていた。

［実施例２＿１〜６＿５］
実施例２＿１〜６＿５は、上述の第１の実施形態の電極部１０１Ａに対応する実施例とされた。
実施例２＿１〜５の電極部１０１Ａは、皮膜２ＡにおけるＷの含有率が１０質量％以２０質量％未満になっていた以外は、実施例１＿１〜５と同様に形成された。このようなＷの含有率は、メッキ浴におけるタングステン酸ナトリウムの比率が、１０ｍｏｌ％とされることによって得られた。
実施例３＿１〜５の電極部１０１Ａは、皮膜２ＡにおけるＷの含有率が２０質量％以３０質量％未満になっていた以外は、実施例１＿１〜５と同様に形成された。このようなＷの含有率は、メッキ浴におけるタングステン酸ナトリウムの比率が、２０ｍｏｌ％とされるすとによって得られた。
実施例４＿１〜５の電極部１０１Ａは、皮膜２ＡにおけるＷの含有率が４０質量％以５０質量％未満になっていた以外は、実施例１＿１〜５と同様に形成された。このようなＷの含有率は、メッキ浴におけるタングステン酸ナトリウムの比率が、４０ｍｏｌ％とされるすとによって得られた。
実施例５＿１〜５の電極部１０１Ａは、皮膜２ＡにおけるＷの含有率が５０質量％以６０質量％未満になっていた以外は、実施例１＿１〜５と同様に形成された。このようなＷの含有率は、メッキ浴におけるタングステン酸ナトリウムの比率が、５０ｍｏｌ％とされるすとによって得られた。
実施例６＿１〜５の電極部１０１Ａは、皮膜２ＡにおけるＷの含有率が６０質量％以７０質量％未満になっていた以外は、実施例１＿１〜５と同様に形成された。このようなＷの含有率は、メッキ浴におけるタングステン酸ナトリウムの比率が、６０ｍｏｌ％とされるすとによって得られた。

［実施例７＿１〜３］
実施例７＿１〜３は、上述の第２の実施形態の電極部１０１Ｂに対応する実施例とされた。
実施例７＿１は、上述の第２の実施形態の電極部１０１Ｂに対応する実施例とされた。
電極基材１は、実施例１＿１と同様に形成された。
皮膜２Ｂの金属膜２１は、ＷとＮｉとで構成された。皮膜２ＢにおけるＷの含有率は、実施例４−３と同様、４０質量％以上５０質量％以下とされた。
皮膜２Ｂに含有された非粘着性粒子２２（［表１］では「添加粒子」と記載）としては、メチル基修飾シリカ粒子（［表１］では「シリカ」と記載）が用いられた。具体的には、平均粒子径１μｍのトリメチルシリル修飾タイプのｓｉｃａｓｔａｒ（登録商標）（商品名；Ｍｉｃｒｏｍｏｄ社製）が用いられた。
皮膜２Ｂにおける非粘着性粒子２２の含有率は、３ｖｏｌ％とされた。
皮膜２Ｂの厚さは、実施例４＿３と同様、５μｍとされた。
このような皮膜２Ｂは、メッキ浴に非粘着性粒子２２を分散された以外は、実施例４−３と同様の電解メッキによって形成された。

実施例７＿２の電極部１０１Ｂは、皮膜２Ｂの厚さが１０μｍとされた以外は、実施例７＿１と同様に形成された。
実施例７＿３の電極部１０１Ｂは、皮膜２Ｂの厚さが１５μｍとされた以外は、実施例７＿１と同様に形成された。

［実施例８＿１〜３］
実施例８＿１〜３は、実施例７＿１〜３と同様、上述の第２の実施形態の電極部１０１Ｂに対応する実施例とされた。
実施例８＿１〜３の電極部１０１Ｂは、非粘着性粒子２２として、平均粒子径１μｍのＰＴＦＥ粒子（［表１］では「ＰＴＦＥ」と記載）が用いられた以外は、それぞれ、実施例７＿１〜３と同様に形成された。

［比較例１］
比較例１は、皮膜におけるＷの比率が１００％とされた以外は、実施例１＿３と同様に構成された。比較例１の皮膜の厚さは２μｍとされた。
ただし、比較例１の皮膜は、スパッタリングによって形成された。

［評価］
各実施例、比較例の各電極部は、高周波処置具１００に取り付けられた後、高周波処置具１００を用いた評価試験が行われた。評価試験としては、凝固モード試験と、切開モード試験と、貼り付き評価試験と、が行われた。

［凝固モード試験および切開モード試験］
凝固モード試験および切開モード試験では、実施例１＿１〜６＿５および比較例１の各電極部によって、豚胃粘膜（生体組織）を被検体として、組織焼灼が行われた。
凝固モード試験では、高周波処置具１００の電源条件が凝固モードに設定された。凝固モード試験では、電極部による生体組織の凝固処置が凝固モードによる１秒の通電で行われた。１回の通電の後、通電は０．５秒間、休止された。このような凝固処置を、６０回繰り返す動作が１サイクルと定義された。凝固モード試験では、電極部への生体組織の貼り付きによって生体組織の除去が必要となるまで、試験が続行された。
切開モード試験では、高周波処置具１００の電源条件が切開モードに設定された。切開モード試験では、電極部による生体組織の切開処置が切開モードによる０．５秒の通電で行われた。１回の通電の後、通電は０．５秒間、休止された。このような切開処置を、６０回繰り返す動作が１サイクルと定義された。切開モード試験では、電極部への生体組織の貼り付きによって生体組織の除去が必要となるまで、試験が続行された。
凝固モード試験および切開モード試験では、いずれも続行されたサイクル数によって電極部の耐久性が評価された。
さらに、各試験の後、電極部に付着した組織が除去され、電極部の表面のＳＥＭ観察おＥＤＸ分析が行われた。

［貼り付き評価試験］
貼り付き評価試験では、実施例４＿３〜５、７＿１〜３、８＿１〜３の各電極部によって、１サイクルの凝固モード試験が行われた。試験後、目視で、各電極表面が観察された。

［評価結果１］
下記［表２］に凝固モード試験の評価結果（評価結果１）を示した。

［表２］では、各行に皮膜の厚さ（［表２］には「膜厚」と記載）、各列にWの含有率を取り、各実施例および比較例１の評価結果を示した。［表２］における含有率の記載において、例えば、「５−１０」は、「５質量％以上１０質量％未満」を表す。
例えば、「５−１０」列と「１」行とが交差する欄には、実施例１＿１の評価結果「△」が記載されている。例えば、「１００」列と「２」行とが交差する欄には、比較例１の評価結果「×」が記載されている。
評価は、「非常に良い」（ｖｅｒｙ ｇｏｏｄ、［表２］では「◎」）、「良い」（ｇｏｏｄ、［表２］では「○」）、「可」（ｆａｉｒ、［表２］では「△」）、「不良」（ｎｏ ｇｏｏｄ）の四段階でなされた。
試験が２サイクルを超えて続行された場合の評価は「非常に良い」と定義した。
試験が１サイクルを超えて続行され、２サイクル目を終了できなかった場合の評価は「良い」と定義した。
試験が１サイクル目の３０回以上６０回以下で終了した場合の評価は「可」と定義した。
試験が１サイクル目の２９回以下で終了した場合の評価は「不可」と定義した。

図６は、実施例の医療機器用電極の表面のＳＥＭ画像である。図７は、比較例の医療機器用電極の表面のＳＥＭ画像である。
［表２］に示すように、凝固モード試験では、実施例４＿３〜５、５＿３〜５、６＿３〜５の評価は「非常に良い」であった。実施例３＿３〜５の評価は「良い」であった。
図６に示したのは、生体組織除去後の実施例の電極表面のＳＥＭ画像の一例である。図６から分かるように、実施例の電極表面における皮膜には、割れ、はがれは生じていなかった。

実施例１＿１、１＿２、２＿１、２＿２、３＿１、３＿２、４＿１、４＿２、５＿１、５＿２（以下、１＿１〜５＿２と略記）の評価は「可」であった。
ただし、実施例１＿１〜５＿２では、生体組織を除去すれば、再使用が可能なレベルであった。
実施例１＿１〜５＿２の電極表面をＳＥＭ観察したところ、皮膜が薄くなっていることが分かった。一部には電極表面が露出している箇所も見られた。
実施例６＿１〜５の評価は上記の評価基準では「可」であった。しかし、実施例６＿１〜５の各電極表面をＳＥＭ観察したところ、一部に皮膜のはがれが観察された。生体組織を除去して再使用しても、早期に生体組織の除去が必要になる点では、「可」であっても、実施例１＿１〜５＿２に比べるとやや劣る状態であった。そこで、［表２］には「△（−）」と記載した。

これに対して、比較例１の評価は「不可」であった。
図７に示したのは、生体組織除去後の比較例１の電極表面のＳＥＭ画像である。図７から分かるように、比較例１の電極表面には、Ｗからなる皮膜が剥離した剥離片（符号Ｂで示す）が見られ、基材表面（符号Ｃで示す）が露出していた。

評価結果１によれば、Ｗの含有率が２０質量％以上６０質量％未満であって、皮膜の厚さが５μｍ以上の場合に特に良好な結果が得られた。
Ｗの含有率が１０質量％未満では、電極表面において融点の低いＮｉが占める面積が大きすぎたことが原因で、皮膜の消耗が激しかったと考えられる。

［評価結果２］
下記［表３］に切開モード試験の評価結果（評価結果２）を示した。

［表３］における各実施例、比較例１の配置および各評価の定義は、［表２］と同様とされた。
［表３］に示したように、切開モード試験では、実施例４＿３〜５、５＿３〜５、６＿３〜５の評価は「非常に良い」であった。その他の実施例の評価は「良い」であった。凝固モード試験で「可」もしくは「良い」と評価された各実施例は、それぞれ「良い」、「非常に良い」という評価が得られた。
切開モードでは電極部が移動する結果、凝固モードに比べると、焼灼が進んだ生体組織が電極表面にとどまる時間が短くなる。この結果、スパークの発生が少なかったと考えられる。

これに対して、比較例１の評価は、凝固モード試験と同様、「不可」であった。
比較例１の電極部では、切開モードにおいても、皮膜の消耗およびはがれが激しかったことが原因で、各実施例に比べて生体組織の付着が起こりやすかったと考えられる。

［評価結果３］
下記［表４］に、貼り付き評価試験における実施例４＿３〜５、７＿１〜３、８＿１〜３の評価結果（評価結果３）を示した。

［表４］において「なし」列には、実施例４＿３〜５の評価結果が示された。「シリカ」列には、実施例７＿１〜３の評価結果が示された。「ＰＴＦＥ」列には、実施例８＿１〜３の評価結果が示された。
各評価結果は、生体組織の付着の有無で記載された。「有」は、目視によって生体組織の付着が観察されたことを表している。「無」は、目視によって生体組織の付着が観察されなかったことを表している。
［表４］に示したように、非粘着性粒子２２が含有されなかった実施例４＿３〜５では、いずれも生体組織が付着していた。ただし、付着量は、通電には支障がない程度であった。このように付着量が少なかったので、上述の凝固モード試験では、生体組織を除去することなく２サイクル目の試験を続行することができた。
これに対して、実施例７＿１〜３、８＿１〜３では、目視では、生体組織の付着が認められなかった。
このように、実施例７＿１〜３、８＿１〜３では、電極表面に非粘着性粒子２２が露出していた結果、金属膜２１の構成が実施例４＿３〜５の皮膜２Ａと同等であっても。生体組織の付着がさらに抑制されていたと考えられる。

以上、本発明の好ましい各実施形態を各実施例とともに説明したが、本発明はこれらの各実施形態、各実施例に限定されることはない。本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、構成の付加、省略、置換、およびその他の変更が可能である。
また、本発明は前述した説明によって限定されることはなく、添付の特許請求の範囲によってのみ限定される。
例えば、第３〜第５の実施形態における各皮膜において、第２の実施形態における非粘着性粒子２２が含まれてもよい。
例えば、第１、第２、第４、および第５の実施形態における各皮膜と電極基材１との間に、第３の実施形態における第２金属層３２が設けられていてもよい。
例えば、第２、第３、および第５の実施形態における各皮膜と電極基材との間に、第４の実施形態における中間層４２が設けられてもよい。

１ 電極基材（基材）
１ａ 基材表面（基材の表面）
２Ａ、２Ｂ、２Ｃ、２Ｄ、２Ｅ 皮膜
２１ 金属膜
２２ 非粘着性粒子
３１ 第１金属層
３２ 第２金属層
４１ 最表層
４２ 中間層
１００ 高周波処置具（医療機器）
１０１ａ 突出部
１０１Ａ、１０１Ｂ、１０１Ｃ、１０１Ｄ、１０１Ｂ電極部（医療機器用電極）

Claims (6)

1. 金属製の基材と、
   前記基材の表面に形成された皮膜と、
   を備え、
   前記皮膜は、第１金属と第２金属とを含んでおり、
   前記第１金属は、タングステン、タンタル、ニオブ、およびモリブデンからなる群から選ばれた１以上の金属を含み、
   前記第２金属は、ニッケル、チタン、およびアルミニウムからなる群から選ばれた１以上の金属を含む、
   高周波処置に用いられる医療機器用電極。
2. 前記皮膜の厚さは、
   ５μｍ以上５０μｍ以下である、
   請求項１に記載の高周波処置に用いられる医療機器用電極。
3. 前記皮膜における前記第１金属の含有率は、
   ２０質量％以上５０質量％以下である、
   請求項１に記載の高周波処置に用いられる医療機器用電極。
4. 前記皮膜の表面には、非粘着性粒子が分散されており、
   前記非粘着性粒子は、ＰＴＦＥ粒子およびメチル基で修飾されたシリカ粒子の少なくとも一方を含む、
   請求項１に記載の高周波処置に用いられる医療機器用電極。
5. 前記皮膜は、
   前記第１金属および前記第２金属を含むメッキ膜からなる、
   請求項１に記載の高周波処置に用いられる医療機器用電極。
6. 請求項１に記載の高周波処置に用いられる医療機器用電極を備える、医療機器。