TW201517864A - 高頻處置器具 - Google Patents

Abstract

本發明之高頻處置器具包括：插入部，其插入體腔內；操作導線，其進退自如地插通插入部；處置部，其配置於操作導線之前端部，且藉由施加高頻電流處置活體組織；及操作部，其附設於插入部之基端部並操作處置部；且處置部之至少與體內組織接觸之電極部分係使用100℃時之熱導率為18W/m．K以上且30W/m．K以下之材料。

Description

高頻處置器具

本發明係關於一種高頻處置器具。

本案基於2013年8月16日於日本提出申請之日本專利特願2013-169025號而主張優先權，並將其內容援用至此。

醫療用高頻處置器具係用於利用高頻電流對體內之病變部位進行處置。高頻處置器具通常包括：細管部(插入部)，其插入體腔內；操作導線，其進退自如地插通細管部內；處置部，其配置於操作導線前端部且藉由施加高頻電流處置活體組織；高頻施加部，其接觸操作導線並施加高頻電流；及操作部，其附設於細管部之基端部並經由操作導線操作處置部。

高頻處置器具將連接於高頻電源裝置之高頻電源連接線連接於操作部之高頻端子，藉由自高頻電源裝置向操作導線及附設於操作導線之前端部之處置部流動高頻電流，而可進行活體組織之切斷、止血等處置。

作為於處置部具有抓持鉗子功能之高頻處置器具，例如已知有專利文獻1。於該專利文獻1中，揭示有如下高頻處置器具：設置於處置部之前端之一對鉗子片之開關操作係藉由遠距離操作而進行，並具有用以進行體內組織之採取、活體組織之切除及其他處置之抓持鉗子功能。進而，上述高頻處置器具中，一對鉗子片係作為高頻電極而構 成，並可進行使高頻電流流通於抓持鉗子而燒灼體內組織之處置、即切開活體組織等處置、或使體內組織凝固而止血等處置。

[先前技術文獻] [專利文獻]

[專利文獻1]日本專利特開2009-006128號公報

然而，於如專利文獻1所記載之先前之高頻處置器具中，存在如下問題：於進行燒灼體內組織之處置時組織會附著於電極部(於抓持鉗子中例如附著於鉗子片)，而電極部難以自組織剝落。因此，有於在組織燒灼處置後欲自組織剝落電極部時，附著後之組織追隨電極部之移動而作業性降低之虞。

本發明係鑒於上述情況而完成者，其課題在於提供一種於組織燒灼處置時組織難以附著之高頻處置器具。

為了達成上述課題，本發明採用了以下之構成。

即，本發明係一種高頻處置器具，其特徵在於包括：插入部，其插入體腔內；操作導線，其進退自如地插通上述插入部；處置部，其配置於上述操作導線之前端部，並藉由施加高頻電流處置活體組織；及操作部，其附設於上述插入部之基端部，並操作上述處置部；且上述處置部之至少與體內組織接觸之電極部分係使用100℃時之熱導率為18W/m．K以上且30W/m．K以下之材料。

又，上述處置部為包含彼此可開關之一對鉗子片之抓持鉗子部，且較佳為上述一對鉗子片之彼此對向之內表面成為上述電極部 分。

又，上述處置部之材料較佳為不鏽鋼。

又，上述不鏽鋼較佳為鉻系不鏽鋼。

又，上述不鏽鋼較佳為麻田散鐵系不鏽鋼。

又，上述不鏽鋼較佳為鐵氧體系不鏽鋼。

又，上述不鏽鋼較佳為二相系不鏽鋼。

根據本發明之高頻處置器具，由於處置部之至少與體內組織接觸之電極部分係使用100℃時之熱導率為18W/m．K以上且30W/m．K以下之材料，故而可提供一種於組織燒灼處置時組織難以附著之高頻處置器具。因此，根據本發明之高頻處置器具，可提高作業性，並可減輕被試驗者之負擔。

1‧‧‧高頻處置器具

2‧‧‧細管部(插入部)

3‧‧‧處置部

4‧‧‧操作部

5‧‧‧一對鉗子片

5a‧‧‧內表面

6‧‧‧連桿機構

7‧‧‧本體

8‧‧‧高頻施加部

9‧‧‧旋轉操作部

10‧‧‧滑塊部

11‧‧‧把手部

12‧‧‧電極端子

23‧‧‧處置部

23A‧‧‧處置部

23B‧‧‧處置部

23C‧‧‧處置部

25a‧‧‧操作導線

25b‧‧‧操作導線

25c‧‧‧操作導線

33‧‧‧處置部

33A‧‧‧處置部

33B‧‧‧處置部

33C‧‧‧處置部

35a‧‧‧前端部

35b‧‧‧前端部

35c‧‧‧前端部

43‧‧‧處置部

45‧‧‧前端部鉗子片

45a‧‧‧內表面

圖1係用以說明應用本發明之第1實施形態之高頻處置器具之構成的圖。

圖2係構成應用本發明之第1實施形態之高頻處置器具之處置部的放大圖。

圖3係構成應用本發明之第1實施形態之高頻處置器具之操作部的放大圖。

圖4A係構成應用本發明之第2實施形態之高頻處置器具之處置部的放大圖。

圖4B係構成應用本發明之第2實施形態之高頻處置器具之處置部的放大圖。

圖4C係構成應用本發明之第2實施形態之高頻處置器具之處置部的放大圖。

圖5A係構成應用本發明之第3實施形態之高頻處置器具之處置部 的放大圖。

圖5B係構成應用本發明之第3實施形態之高頻處置器具之處置部的放大圖。

圖5C係構成應用本發明之第3實施形態之高頻處置器具之處置部的放大圖。

圖6係構成應用本發明之第4實施形態之高頻處置器具之處置部的放大圖。

以下，使用圖式對應用本發明之一實施形態之高頻處置器具進行詳細說明。

再者，為了使特徵容易理解，以下之說明所使用之圖式存在為了方便說明而將成為特徵之部分放大表示之情形，各構成要素之尺寸比率等未必與實際相同。

<第1實施形態>

首先，對應用本發明之第1實施形態之高頻處置器具之構成進行說明。

圖1係表示應用本發明之第1實施形態之高頻處置器具1之一例之圖。如圖1所示，高頻處置器具1大致包括：細管部(插入部)2，其插入體腔內；導電性之操作導線(省略圖示)，其進退自如地插通細管部2；處置部3，其配置於操作導線之前端部，並藉由施加高頻電流處置活體組織；及操作部4，其附設於細管部2並操作處置部3。該高頻處置器具1係使供處置部3及操作導線插通之細管部2穿過內視鏡(省略圖示)之鉗子口而使用。

細管部2連接操作部4與處置部3，且處置部3可接近病變部位。細管部2只要具有可撓性即可，其材料並無特別限定。作為細管部2之材料，具體而言，例如可列舉不鏽鋼之類的導電性材料、氟系樹脂、 聚乙烯樹脂或聚丙烯樹脂之類的聚烯烴系樹脂、聚醯胺系樹脂、聚醯亞胺系樹脂、聚胺基甲酸酯系樹脂、聚碳酸酯系樹脂等。於該等之中，於使用氟系樹脂作為細管部2之材料之情形時，由於與供細管部2插通之內視鏡之鉗子孔之滑動性優異，故而較佳。另一方面，於使用導電性材料之情形時，較佳為於細管部2之具有導電性之內表面薄膜塗佈絕緣性材料。

細管部2之尺寸根據使用之內視鏡而不同，例如，較佳為於長度為1500~2500mm且外徑為1.5~3mm之範圍內。若長度處於上述範圍內，便可使高頻處置器具1插通內視鏡之鉗子口而使用。又，若外徑為上述上限以下，對內視鏡之鉗子孔之插通性便會更良好。

處置部3設置於細管部2之前端，且具有藉由高頻電流之施加而處置例如患部等活體組織之功能。又，處置部3係藉由插通細管部2內之操作導線(省略圖示)之進退而驅動。再者，為了對處置部3施加高頻電流，安裝有高頻電流線(省略圖示)之電源端子12係以相對於高頻處置器具1之軸方向朝垂直方向突出之方式設置於操作部4(參照圖3)。又，作為處置之對象之活體組織並不限定於具有病變或外傷之患部，亦可為可能包含作為病理檢查等之對象之正常之活體組織。

如圖2所示，本實施形態之高頻處置器具1中之處置部3構成具有彼此可開關之一對鉗子片5、5之抓持鉗子部。更具體而言，處置部3於上下一對鉗子片5、5之內表面(即相對向之面)形成有將凸部與凹部交替地配設之鋸齒狀之凹凸。又，處置部3係以一對鉗子片5、5於關閉狀態下彼此對向之內表面5a、5a至少部分地接觸之方式而設置。藉此，處置部3係作為以於鉗子片5、5間夾住體內組織之方式進行抓持之被稱為鱷魚嘴型鉗子之抓持鉗子發揮功能。

鉗子片5、5連結於連桿機構6，並根據該連桿機構6進行開關動作。連桿機構6連接於在高頻處置器具1之軸線方向作動之省略圖示之 作動構件，並經由該作動構件進而與導電性之操作導線(省略圖示)連接。藉此，藉由操作部4之操作，操作導線及作動構件於軸線方向移動，連桿機構6作動，且構成處置部3之鉗子片5、5進行開關動作。

進而，鉗子片5、5經由連桿機構6及作動構件與操作導線連結，並且該等各構件係由具有導電性之構件形成。因此，該等構件構成自設置於操作部4之電源端子12至鉗子片5、5之供電路徑。另一方面，鉗子片5、5之內表面5a、5a雖露出，但該內表面5a、5a以外之部分被絕緣被覆。藉此，一對鉗子片5、5之彼此對向之內表面5a、5a成為電極部分，並可流通高頻電流。

此處，本實施形態之高頻處置器具1之特徵在於構成處置部3之鉗子片5、5係使用熱導率為18W/m．K以上且30W/m．K以下之材料。再者，所謂熱導率，係指100℃時之熱導率，例如，可藉由溫度傾斜法、雷射閃光法、熱線法測定。又，作為熱導率之下限值，較佳為18W/m．K以上，更佳為20W/m．K以上，進而較佳為22W/m．K以上。另一方面，作為熱導率之上限值，較佳為30W/m．K以下，更佳為28W/m．K以下，進而較佳為27W/m．K以下。換言之，於本案中處置部3之電極部分之材料之熱導率為18~30W/m．K，較佳為18~28W/m．K，更佳為20~28W/m．K，進而較佳為20~27W/m．K，尤佳為22~27W/m．K。

若用於鉗子片5、5之材料之熱導率之下限值未達18W/m．K，則有於進行體內組織之燒灼處置時組織會附著於電極部分，作為電極部分之鉗子片5、5難以自組織剝落而作業性降低之虞，故而不佳。另一方面，若上限值超過30W/m．K，則有假定以上之過度之熱量施加於燒灼處置部分，且因於處置體內組織時產生之水蒸氣而阻礙視野，至水蒸氣消散為止作業效率降低而處置耗費時間之虞，故而不佳。相對於此，若用於鉗子片5、5之材料之熱導率於上述範圍內，則於燒灼處 置體內組織時組織不會附著於鉗子片5、5，且無作業性降低之虞，故而較佳。

作為用於鉗子片5、5之材料，只要其熱導率處於上述範圍內則並無特別限定。作為此種材料，具體而言，例如可列舉不鏽鋼、鈦、莫乃爾合金、康銅等，其中自價格、加工性、活體相容性、導電性而言，不鏽鋼較佳。

通常，不鏽鋼根據JIS標準規定有沃斯田鐵系不鏽鋼(鉻鎳系)、麻田散鐵系不鏽鋼(鉻系)、鐵氧體系不鏽鋼(鉻系)、二相系不鏽鋼(鉻鎳系)、析出硬化系不鏽鋼(鉻鎳系)此5個系統。此處，作為用於鉗子片5、5之不鏽鋼，例如較佳為SUS403(JIS標準鋼種記號，以下相同)、SUS410、SUS410S、SUS420J1、SUS420J2、SUS440A、SUS440C等麻田散鐵系不鏽鋼(鉻系)；SUS405、SUS410L、SUS429、SUS430、SUS430LX、SUS430J1L、SUS434、SUS436L、SUS436J1L、SUS445J1、SUS445J2、SUS444、SUS447J1、SUSXM27等鐵氧體系不鏽鋼(鉻系)；及SUS329J1、SUS329J3L、SUS329J4L等二相(沃斯田鐵、鐵氧體)系不鏽鋼(鉻鎳系)。

於該等之中，尤其是SUS440C、SUS444較佳。於使用SUS440C作為鉗子片5、5之材料之情形時，於進行燒灼處置時組織難以附著於電極部分，作為電極部分之鉗子片容易自組織剝落，除此之外由於為高強度、高硬度之材料而可獲得耐久性優異之性質。又，於使用SUS444之情形時，耐蝕性優異。

再者，於表1中表示代表性之不鏽鋼之熱導率。可較佳地使用表1所示之不鏽鋼之中之熱導率為18~30W/m．K之不鏽鋼。

引用)不銹鋼資料書 不銹鋼協會編P.438表5.3 ISO/TS15510：1997及JIS、ASTM、EN各記號(編號)之種類。

再者，於本實施形態中，對構成處置部3之鉗子片5、5整體應用所需之熱導率之材料之情形進行了說明，但並不限定於此。具體而言，亦可設為如下構成，即，僅處置部3之與體內組織接觸之電極部分(即鉗子片5、5之彼此對向之內表面5a、5a)應用所需之熱導率之材料。

操作導線(省略圖示)為插通於細管部2之管腔之金屬製造之金屬 線。操作導線之前端與處置部3連接。又，操作導線之基端與操作部4連接。藉此，可藉由操作操作部4而經由操作導線驅動操作處置部3。

又，操作導線係利用不鏽鋼之類的導電性材料製作，較理想為使用具有高轉矩性能之轉矩金屬線或者轉矩鋼索。於處置部3可相對於細管部2旋轉之情形時，藉由使用具有高轉矩性能之操作導線，可不損耗地傳達對處置部3之旋轉。又，亦可於操作導線之表面塗佈氟樹脂等。藉此，細管部2之內部與操作導線之滑動性變得良好，而可提高操作導線之操作性。

如圖3所示，操作部4大致構成為於本體7包括：高頻施加部8；旋轉操作部9，其經由插通於本體7內之省略圖示之操作導線而與處置部3一體旋轉；滑塊部10，其滑動自如地被支持於旋轉操作部9之軸線方向並輔助處置部3之操作；及把手部11，其輔助滑塊部10之動作。

於高頻施加部8設置有與省略圖示之高頻電流線連接之電極端子12。又，該高頻施加部8設定為與旋轉操作部9獨立並可旋轉。

滑塊部10之形狀雖並無特別限定，但較佳為可使操作者之手之中指與食指卡合之形狀。又，把手部11之形狀雖並無特別限定，但較佳為操作者之拇指可插入之環狀之形狀。

滑塊部10及處置部3與插通於本體7內之操作導線連結。藉此，藉由使滑塊部10相對於本體7於軸方向橫向滑動，可進行處置部3之操作。又，藉由使旋轉操作部9旋轉，可進行處置部3之旋轉。

繼而，對上述高頻處置器具1之使用方法進行說明。

本實施形態之高頻處置器具1具有作為抓持鉗子抓持體內組織之功能。於該情形時，高頻處置器具1未與高頻電源連接而使用。具體而言，將設置於細管部2之前端之處置部3插入體內，並使其與要抓持之臟器或者組織對向，藉由使滑塊部10沿本體7之軸線方向移動而進行鉗子片5、5之開關操作。

又，本實施形態之高頻處置器具1具有如下功能，即將省略圖示之高頻電流線連接於電極端子12，並藉由使高頻電流流通於鉗子片5、5，進行藉由燒灼之止血或病變部之切除等處置。具體而言，首先，於藉由內視鏡觀察而發現出血部或病變部時，經由處置器具插通通道等將處置部3導入需要燒灼或者切除之部位附近。繼而，打開處置部3之鉗子片5、5，獲取需要燒灼或者切除之部位作為目標部。此時，操作細管部2或操作部4使處置部3沿容易夾持目標部之方向旋轉。

繼而，藉由關閉鉗子片5、5而夾持該目標之部位。於夾持了非目標部之部位之情形時，由於為流通高頻電流之前，故而可適當重新夾持準確的目標部。於準確地夾持了目標部之後，將處置部3以引入內視鏡側之方式進行操作，並於該狀態下使高頻電流朝向鉗子片5、5流通，藉此可進行藉由燒灼而使其凝固之止血或病變之體內組織之切除等處置。

然而，於先前之高頻處置器具中，由於在進行燒灼體內組織之處置時組織會附著於成為電極部分之鉗子片，故而有鉗子片難以自組織剝落之問題。此時，若欲自組織剝落電極部，則有附著後之組織會追隨電極部之動作而作業性降低之虞。

相對於此，根據本實施形態之高頻處置器具1，對作為處置部3之至少與體內組織接觸之電極部分之鉗子片5、5使用100℃時之熱導率為18W/m．K以上且30W/m．K以下之材料。藉此，可提供一種於燒灼處置時組織難以附著於鉗子片5、5而無作業性降低之虞之高頻處置器具1。因此，根據本實施形態之高頻處置器具1，可減輕對被試驗者之負擔。

<第2實施形態>

繼而，對應用本發明之第2實施形態進行說明。於本實施形態 中，僅處置部之構成與第1實施形態之高頻處置器具1不同，關於其他構成部分，與第1實施形態共用。因此，對與第1實施形態相同之構成部分標註相同符號並省略說明。

圖4A~4C係表示構成第2實施形態之高頻處置器具之處置部之放大圖。如圖4A~4C所示，本實施形態之處置部23(23A~23C)係分別包括環狀之操作導線25a~25c之圈型之處置部。該圈型之處置部23(23A~23C)根據操作導線25a~25c之進退擴大或縮小圈直徑，且一面對活體組織施加高頻電流一面將其紮緊以切開該活體組織。

此處，構成本實施形態之處置部23(23A~23C)之環狀之操作導線25a~25c之整體或者至少與體內組織接觸之部分應用上述第1實施形態所說明之所需之熱導率之材料。藉此，可獲得與第1實施形態相同之效果。

再者，圖4A~4C中所示之構成本實施形態之處置部23(23A~23C)之環狀之操作導線25a~25c之形狀或大小為一例，並不限定於此。

<第3實施形態>

繼而，對應用本發明之第3實施形態進行說明。於本實施形態中，僅處置部之構成與第1及第2實施形態之高頻處置器具不同，關於其他構成部分，與第1實施形態共用。因此，對與第1實施形態相同之構成部分標註相同符號並省略說明。

圖5A~5C係表示構成第3實施形態之高頻處置器具之處置部之放大圖。如圖5A~5C所示，本實施形態之處置部33(33A~33C)為前端部35a~35c分別為不同形狀之處置部。

具體而言，圖5A所示之前端部35a為彎曲之刀型之處置部33A係於將彎曲之前端部35a牽拉至活體組織之狀態下，一面對活體組織施加高頻電流一面將處置部33A牽引至基端側而將該活體組織切開。 又，圖5B所示之前端部35b為針狀型之處置部33B係將前端部35b抵壓於活體組織，並一面對活體組織施加高頻電流一面將其切開。進而，圖5C所示之前端部35c包括針狀部與設置於該針狀部之最前端之直徑擴大之大致半球狀部之處置部33C係於將處置部33C抵壓於活體組織之狀態下、或者於將前端部35c牽拉至活體組織之狀態下，一面對活體組織施加高頻電流一面將處置部33C牽引至基端側而將該活體組織切開。

此處，構成本實施形態之處置部33(33A~33C)之前端部35a~35c之整體、或者至少與體內組織接觸之部分應用上述第1實施形態所說明之所需之熱導率之材料。藉此，可獲得與第1及第2實施形態相同之效果。

再者，圖5A~5C中所示之構成本實施形態之處置部33(33A~33C)之前端部35a~35c之形狀或大小為一例，並不限定於此。

<第4實施形態>

繼而，對應用本發明之第4實施形態進行說明。於本實施形態中，僅處置部之構成與第1~第3實施形態之高頻處置器具不同，關於其他構成部分，與第1實施形態共用。因此，對與第1實施形態相同之構成部分標註相同符號並省略說明。

圖6係表示構成第4實施形態之高頻處置器具之處置部之放大圖。如圖6所示，本實施形態之處置部43包括彼此可開關之一對前端部鉗子片45、45，且為該前端部鉗子片45、45交替之剪刀型形狀之處置部。又，前端部鉗子片45、45與第1實施形態之構成處置部3之鉗子片5、5相同，可進行開關動作。進而，鉗子片45、45之內表面45a、45a露出，但該內表面45a、45a以外之部分被絕緣被覆。藉此，一對鉗子片45、45之彼此對向之內表面45a、45a成為電極部分，並可流通高頻電流。

而且，本實施形態之處置部43係於藉由前端部鉗子片45、45抓持活體組織之狀態下施加高頻電流而將該活體組織切開。

此處，構成本實施形態之處置部43之前端部鉗子片45、45應用上述第1實施形態所說明之所需之熱導率之材料。藉此，可獲得與第1~第3實施形態相同之效果。

再者，於本實施形態中，對構成處置部43之前端部鉗子片45、45整體應用所需之熱導率之材料之情形進行了說明，但並不限定於此。具體而言，亦可設為如下構成，即僅處置部43之與體內組織接觸之電極部分(即鉗子片45、45之彼此對向之內表面45a、45a)應用所需之熱導率之材料。

再者，本發明之技術範圍並不限定於上述第1~第4實施形態，可於不脫離本發明之主旨之範圍內施加各種變更。

以下，對實施例進行表示。

(驗證試驗1)

如下述之表2中所示，使用不同之6種材料製作圖2所示之鱷魚嘴型抓持鉗子之鉗子片(試驗例1~6)。

繼而，使用製作後之鱷魚嘴型抓持鉗子進行組織附著性之評價。具體而言，關於操作順序、高頻電源之條件、燒灼對象、判斷基準，如下述所表示。

[操作順序]

(1)將燒灼對象(豬之食道黏膜)配置於相對電極板上。

(2)利用電極部夾持燒灼對象，一面相對於燒灼對象沿逆方向引入電極部一面進行10秒燒灼。

(3)觀察燒灼後之電極部之情況。

(4)改變燒灼對象之部位，並重複進行上述2、3之操作。

(5)根據(3)之結果並基於下述之判斷基準進行「◎」、「○」、「×」 判定。

[高頻電源之輸出等條件]

高頻電源裝置：VIO300D(Elbe公司製造)

輸出：Soft coag E5 50W

[燒灼之對象物]

豬之食道黏膜

[判斷基準]

關於上述操作順序(3)之結果之「◎」與「○」與「×」之判斷基準如下所述。

「◎」：於上述條件下，於目視下組織完全未附著於燒灼後之電極部，或者即便附著電極部亦容易自組織剝落。

「○」：於上述條件下，於目視下組織未附著於燒灼後之電極部，或者即便附著電極部亦容易自組織剝落。

「×」：於上述條件下，於燒灼後組織附著於電極部分，電極部難以自組織剝落，且附著後之組織追隨電極部之動作。

再者，將評價結果示於表2。

如表2所示，試驗例1及試驗例2係利用100℃時之熱導率均為16.3(W/m．K)之材料製作鉗子片。於該試驗例1及試驗例2之抓持鉗子中確認到於進行活體組織之燒灼處置時，組織會附著於作為電極部分 之鉗子片。

又，試驗例6係利用100℃時之熱導率為50(W/m．K)之材料製作鉗子片。於該試驗例6之抓持鉗子中，於進行活體組織之燒灼處置時產生水蒸氣而阻礙處置者之視野，作業效率降低，故而中止試驗。

相對於此，試驗例3、試驗例4及試驗例5係利用100℃時之熱導率分別為24.3、25.9、27.2(W/m．K)之材料製作鉗子片。於該試驗例3、試驗例4及試驗例5之抓持鉗子中確認到於進行活體組織之燒灼處置時組織不會附著於作為電極部分之鉗子片。尤其是於試驗例3及試驗例4之抓持鉗子中看出於目視下組織完全未附著。

1‧‧‧高頻處置器具

2‧‧‧細管部(插入部)

3‧‧‧處置部

4‧‧‧操作部

Claims (7)

1. 一種高頻處置器具，其特徵在於包括：插入部，其插入體腔內；操作導線，其進退自如地插通上述插入部；處置部，其配置於上述操作導線之前端部，且藉由施加高頻電流處置活體組織；及操作部，其附設於上述插入部之基端部，並操作上述處置部；且上述處置部之至少與體內組織接觸之電極部分係使用100℃時之熱導率為18W/m．K以上且30W/m．K以下之材料。
2. 如請求項1之高頻處置器具，其中上述處置部係包含彼此可開關之一對鉗子片之抓持鉗子部，上述一對鉗子片之彼此對向之內表面成為上述電極部分。
3. 如請求項1或2之高頻處置器具，其中上述處置部之材料為不鏽鋼。
4. 如請求項3之高頻處置器具，其中上述不鏽鋼為鉻系不鏽鋼。
5. 如請求項3之高頻處置器具，其中上述不鏽鋼為麻田散鐵系不鏽鋼。
6. 如請求項3之高頻處置器具，其中上述不鏽鋼為鐵氧體系不鏽鋼。
7. 如請求項3之高頻處置器具，其中上述不鏽鋼為二相系不鏽鋼。