WO2003061490A1 - Instruments a usage medical revetus de ceramique, instruments revetus de ceramique pour l'etude d'organismes vivants et procede de production - Google Patents

Instruments a usage medical revetus de ceramique, instruments revetus de ceramique pour l'etude d'organismes vivants et procede de production Download PDF

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ceramic
needle
coated
coating
medical
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Yukio Inokuti
Hirotaro Mori
Hiroyuki Fukuda
Masaaki Ebara
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Kawasaki Steel Corporation
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    • A61B2017/0088—Material properties ceramic

Definitions

  • the present invention relates to a ceramic or metal medical or biological research instrument and a method for producing the same.
  • Metal parts that are in direct contact with the living body such as injection needles, medical needles such as puncture needles for liver biopsy and renal biopsy, suture needles, tweezers for living bodies, forceps, surgical scissors, and surgical scalpels, are made of ceramic.
  • the present invention relates to a coated medical device or biological research device and a method for producing the same.
  • the present invention also relates to a ceramic-coated needle for gene control and a method for producing the needle.
  • MRI magnetic resonance imaging
  • conductive metal needle of the substrate having excellent electrical characteristics such as stainless steel or high tensile steel (3 ⁇ 4 anti index /): 10 one 6 ⁇ 10- 8 ⁇ ⁇ m) Therefore, it has been pointed out that a tissue piece collected from a lesioned part has negative effects on cells and tissues around a puncture needle punctured in the lesioned part by damage such as rupture or tearing. This adverse effect can be attributed to (1) oxidation, reduction reaction, (2) hydrolysis, and (3) binding to antibodies such as haptin (eg, SG Steinemann: Periodontology 2000, 17 (1998), p. 7). -21) Is considered for.
  • a ceramic puncture needle (hereinafter simply referred to as a ceramic puncture needle or a ceramic needle) will not adversely affect the cells around the puncture needle that has punctured the collected tissue piece or lesion. Conceivable. Nevertheless, ceramic puncture needles and ceramic needles are very fragile and easily broken, so they are not used at present.
  • the inventor first put a ceramic membrane on the outer surface of a normal metal puncture needle as a puncture needle that does not adversely affect the cells around the puncture needle that punctured the collected tissue piece ⁇ lesion. Thought about forming.
  • Japanese Patent Publication No. 6-20464 proposes a medical incision and press-fitting device in which the frictional resistance during incision is reduced by coating a diamond film on the surface of a medical scalpel.
  • the above-mentioned diamond film is formed by heating the substrate to 500 to 1300 ° C, and the diamond film is easily peeled off due to a large difference in thermal expansion between the substrate and the diamond film. Therefore, the method cannot be applied to a puncture needle or the like targeted in the present invention.
  • the obtained TiN ceramic film had extremely good adhesion to the puncture needle, and peeling did not occur with a small amount of bending.
  • the present invention solves the above-mentioned problems, and provides medical instruments and biological research instruments, for example, medical needles such as injection needles, puncture needles, suture needles, biological tweezers, forceps, surgical scissors, and surgery.
  • medical instruments such as scalpels, medical instruments coated with ceramic that do not have any adverse effect on living tissues and cells, or instruments for biological research (hereinafter simply referred to as medical instruments)
  • the purpose is to propose).
  • the present invention also provides an innovative medical ceramic coating that does not cause breakage during use and does not adversely affect the cells around the puncture needle punctured in the collected tissue lesion.
  • the aim is to propose a needle.
  • the inside of the puncture needle is also coated with an insulating ceramic, and even when the amount of the collected tissue piece is large, such a tissue piece comes into contact with a metal surface, thereby causing the above-mentioned adverse effects.
  • the purpose of the present invention is to propose a ceramic-coated needle for medical use that does not cause bleeding.
  • the present invention solves the above-mentioned problem.
  • an insulating ceramic on the inner surface side of the extra fine gene control needle
  • the cell nucleus and the like can be cut at the time of cutting the cell nucleus or injecting an immune solution or the like.
  • an epoch-making ceramic coated needle for gene control which does not adversely affect the cell nucleus inside the needle as well as around the needle pierced into the needle, and a method and apparatus for manufacturing the same.
  • the purpose is to:
  • the present invention relates to the improvement of the above-mentioned technology.
  • the interface (initial coating layer) between the iron matrix and the ceramic coating is improved as a mixed layer of both, while improving the adhesion.
  • An object of the present invention is to propose a method of manufacturing a ceramic-coated medical device in which at least the outermost layer of the coating is further increased in resistivity / 0 to further improve insulation and abrasion resistance.
  • the gist configuration of the present invention is as follows.
  • a ceramic-coated medical device or a ceramic-coated biological research device in which at least the metal part in direct contact with the living body is coated with an insulating ceramic having a resistivity p of 10 5 ⁇ -m or more.
  • the ceramic film is a ceramic-coated medical device or a ceramic-coated biological device comprising at least one selected from nitrides, carbides or oxides of Al, B, Si, Cr and Ti. Research instruments.
  • the medical ceramic-coated needle according to the item 5 wherein the needle has an insulating ceramic coating having a resistivity p of 10 5 ⁇ ⁇ ⁇ or more on a part or the entire surface of the needle. 7. The medical ceramic-coated needle according to 6 above, wherein the thickness of the ceramic coating is 0.05 5.0 ⁇ .
  • the ceramic coating comprises at least one selected from nitrides, carbides, and oxides of AlBSiCr and Ti.
  • a ceramic coated needle for medical use wherein the base metal of the coated needle is stainless steel or high-tensile steel.
  • the ceramic coating area of the metal needle is at least on the outer surface of the metal needle, A ceramic coated needle for gene control, characterized in that the surface is at least a site that comes into contact with a cell nucleus in a living tissue.
  • the ceramic coating is made of at least one selected from nitrides, carbides or oxides of Al, B, Si, Cr and Ti Ceramic coated needle for gene control.
  • the ceramic-coated region of the needle is at least a portion of the outer surface and the inner surface of the metal needle that comes into contact with a cell nucleus in a living tissue, and the surface of the ceramic coating.
  • a ceramic coated needle for genetic control characterized in that the roughness has an arithmetic mean roughness Ra of 1.5 / i iD or less.
  • the ceramic coating may be at least one selected from the group consisting of nitrides, carbides and oxides of Al, B, Si, Cr and Ti. Ceramic coated needle.
  • Ceramic-coated medical device or ceramic-coated medical device in which at least the metal part of a medical device or biological research device that is in direct contact with the living body is coated with an insulating ceramic by dry plating. Manufacturing method of research equipment. . 3 1 in the 3 0, in the second half of the dry plating process, by introducing 0 2 5 ⁇ 500sccm in coatings atmosphere, the resistivity at least ceramic coating outermost layer /) a 10 5 ⁇ - m
  • the ceramic coating may be at least one selected from nitrides, oxides or carbides of Al, B, Si, Cr and Ti.
  • the needle is placed in parallel with the traveling direction of the vapor-deposited particles and opposed to the vapor-deposited particles traveling at the tip of the metal needle, and at least the tip of the needle is placed.
  • a method for manufacturing a ceramic coated needle for medical use in which a ceramic coating is applied to a part by a dry plating method.
  • the needle is provided in parallel with a traveling direction of vapor-deposited particles, so as to face the vapor-deposited particles traveling at the tip of the metal needle. Manufacturing method of ceramic coated needle for medical use.
  • the initial stage of the magnetron sputtering process is a method of manufacturing a ceramic coated needle for medical use in which the supply of reactive gas is stopped.
  • the needle is placed in parallel with the traveling direction of the vapor-deposited particles and at the tip of the metal needle so as to face the vapor-deposited particles that are traveling. than the outside using a pressure vacuum and held at a high vacuum, on at least the tip portion of the needle, the ceramic target resistivity P is equal to or higher than the insulating 10 5 ⁇ ⁇ m by de stripe plating method A method for producing a ceramic-coated needle for gene control for forming a membrane.
  • a magnetron, a spatula device, a sample holder and a high-pressure chamber with a differential pressure are provided, and a metal needle to be treated is placed in parallel with the direction of vapor deposition particles.
  • the tip of the metal needle is placed on the sample holder in a posture facing the evaporating particles, and the differential pressure high vacuum chamber is connected to the rear end of the metal needle via a tube, Genetic control ceramic-coated needle for forming an insulating ceramic coating on the outer and inner surfaces of the metal needle by holding the inside of the metal needle at a higher vacuum than the outside by the differential pressure vacuum action.
  • Manufacturing equipment Brief description of the drawings ''
  • Figure 1 is a graph showing the relationship between the resistivity / 0 of coated ceramics and the degree of tissue damage (T DD).
  • FIG. 2A is a diagram of the present invention applied to tweezers for a living body.
  • FIG. 2B is a diagram showing a conventional tweezers for a living body.
  • FIG. 3A is a view in which the present invention is applied to a forceps.
  • FIG. 3B is a view showing a conventional forceps.
  • FIG. 4A is a diagram in which the present invention is applied to surgical scissors. '
  • FIG. 4B is a view showing a conventional surgical scissors.
  • ⁇ Figure 5 is a schematic diagram of a magnetron sputtering device suitable for use in the production of the ceramic-coated needle of the present invention.
  • FIG. 6 A Diagram showing how the puncture needle is set on the sample holder
  • FIG. 6B is an enlarged sectional view of the distal end portion of the puncture needle.
  • FIG. 7 is a transmission electron micrograph showing a state where cell nuclei have been cut.
  • FIG. 8 is a schematic view of another magnetron sputtering device suitable for use in manufacturing the ceramic-coated needle of the present invention.
  • Fig. 9 is a view showing the details of the processing chamber, which is the point of high-pressure evacuation.
  • FIG. 10 is an enlarged view of the tip of the metal needle.
  • FIG. 2 is a schematic diagram of a printer device.
  • Fig. 12 Diagram showing how the puncture needle is set on the 2A sample holder
  • FIG. 12B is an enlarged sectional view of the distal end portion of the puncture needle.
  • FIG. 13 is a diagram showing the relationship between the resistivity p and the amount of oxygen gas introduced.
  • FIG. 14 is a diagram showing the results of elemental analysis in the film thickness direction from the surface by 14GDS.
  • Figure 15 shows the surface roughness (arithmetic mean roughness Ra) of the outer surface near the tip of the needle before the 5A SiN x ceramic coating.
  • Figure 15 shows the surface roughness (arithmetic mean roughness Ra) of the outer surface near the tip of the needle after 15B SiN x ceramic coating.
  • Figure 16 shows the surface roughness (arithmetic mean roughness Ra) of the inner surface near the tip of the needle before the 16A SiN x ceramic coating.
  • Figure 16 shows the surface roughness (arithmetic mean roughness, Ra) of the inner surface near the tip of the needle after 16B SiN x ceramic coating.
  • the coating ceramic is not limited to any ceramic as long as it is an insulator having a large resistivity p. It was determined that it needed to be a material.
  • FIG. 1 shows the effect of using a puncture needle on the surface of a stainless steel substrate coated with a ceramic film with various resistivity p on the biological tissue.
  • the average value of the surface roughness Ra of the cell tissue cut surface cut with a conventional stainless steel puncture needle is 10.5; ⁇ , and the TDD at this time is 0.5, and the resistance is
  • the smallest value of the surface roughness Ra of the cut section of the cell tissue cut by the ceramic-coated needle with a ratio ⁇ of ⁇ was defined as 3.4 ⁇ m, and the TDD at this time was 0.1.
  • the above TDD is 0.40 or less, preferably 0.35 or less, it can be said that there is no adverse effect on the living tissue due to damage such as rupture or tearing.
  • the resistivity P is by using even the least 10 5 ⁇ ⁇ m of, TDD it was possible to obtain good results of 0.40 or less.
  • the puncture needle ceramic coating is not stainless steel is that of resistivity p is 7 X 10- 6, also puncture needle resistivity p is those of 3 X 10 4 coated with Ti N as ceramic It is.
  • the resistivity mentioned here is the volume resistivity determined by the four-terminal method according to AST MD-991 '.
  • the present invention uses a ceramic coating method in a high vacuum / high plasma atmosphere to strengthen the adhesion between the metal needle that has been processed in detail and the ceramic thin film having an insulating property.
  • the present invention is characterized in that a composite structure (including a gradient function) is formed via a mixed layer of an iron matrix and a ceramic film, and the performance of each is skillfully used.
  • FIG. 5 schematically shows a magnetron'sputter device suitable for use in manufacturing the ceramic-coated needle of the present invention.
  • Fig. 6A shows the installation configuration of a metal puncture needle, which is a material
  • Fig. 6B shows an enlarged cross section of the tip of the puncture needle after coating with a ceramic membrane.
  • number 1 is a vacuum chamber
  • 2 is a sample holder
  • 3 is a metal puncture needle.
  • Reference numeral 4 denotes a target silicon wafer
  • 5 denotes a magnet
  • 6 denotes a copper plate interposed therebetween
  • 7 denotes a water-cooled tube.
  • 8 is a reaction gas inlet
  • 9 is ionized Si particles
  • 10 is a fixing jig for the puncture needle 3
  • 11, 12 are formed on the outer surface and the inner surface of the puncture needle 3, respectively. This is the ceramic film that has been made.
  • the ionized Si particles 9 react with nitrogen gas as a reaction gas while traveling straight against the metal puncture needle 3 fixed by the sample holder 2, and the puncture needle 3 as S ⁇ Will be deposited on the surface.
  • the puncture needle 3 when forming the above-described vapor-deposited particles, that is, the SiN x ceramic, the puncture needle 3 is moved in parallel with the traveling direction of the vapor-deposited particles along the distal end of the bracket 3.
  • the feature is that it is installed so as to face the coming vapor deposition particles.
  • the vapor-deposited particles effectively penetrate and adhere to the inside of the puncture needle 3, and as shown in FIG. 6B, the insulating property is exerted not only on the outer surface but also on the inner surface.
  • the ceramic film 12 is effectively coated.
  • the outer surface of the puncture needle is not necessarily required to be coated with the ceramic film on the entire surface of the needle, and it is sufficient that at least an area that comes into contact with living tissue at the time of use is coated.
  • the ceramic film is preferably coated about 3 to 10 mm from the tip of the needle (the root of the opening). ⁇
  • medical parts such as injection needles, puncture needles, suture needles, etc., tweezers for living organisms, forceps, surgical scissors, surgical scalpels, etc.
  • a ceramic coating with excellent adhesion and abrasion resistance is applied.
  • any metal material can be used, but stainless steel and high tensile steel are particularly preferable.
  • stainless steel has a low surface and is easy to perform precision processing, and ferrite stainless steel is particularly suitable.
  • Typical ferritic stainless steel components are as follows: C: 0.Olwt% or less, Si: l. (Rt% or less, Mn: 2.0wt% or less, P: 0.08wt% or less, S: 0.02wt% or less , Cr: 10 to 35 wt%, N: 0.10 wt% or less, preferably the balance is Fe and unavoidable impurities, A1: 0.3 wt% or less, Ni: 1.0 wt% or less, Mo: 3.
  • Owt% or less Ti: 1.0 wt% or less, Nb: 1.0 wt% or less, V: 0.30 wt% or less, Zr: 1.0 wt% or less, Cu: 1.0 wt% or less, ⁇ '0.30 wt% or less, B: 0.
  • One or more selected from Olw t% or less may be contained. Les ,.
  • the typical components of high-strength steel are C: less than 0.1 wt%, Si: less than 1.0 wt%, and Mn: 2.0 wt%. /.
  • P 0.08 wt% or less
  • S 0.02 wt% or less, with the balance being Fe and unavoidable impurities.
  • the stainless steel material is continuously manufactured, hot-rolled, cold-rolled, and brightly annealed, followed by precision processing. Process into various shapes. Note that this processing step may be performed according to a conventional technique.
  • a method generally used is to continuously form, subject to hot rolling, cold rolling and annealing, weld both ends of the plate, and subdivide it into round shapes. Have been.
  • the metal surfaces of the obtained medical needles such as injection needles, puncture needles, suture needles, etc., biological tweezers, forceps, surgical scissors and surgical scalpels are cleaned by ultrasonic cleaning or electrolytic polishing.
  • the resistivity p is used more insulating ceramic 10 5 ⁇ ⁇ m. This is because a ceramic with a resistivity p of 10 5 ⁇ m or more can completely prevent the contacted tissue piece from damaging cells and tissues surrounding the lesion by damage such as tearing. Can be dispelled.
  • the ceramic having a resistivity of 10 5 ⁇ ⁇ m or more at least one selected from nitrides, carbides or oxides of Al, B, Si, Cr, and Ti is suitable.
  • the coating thickness of the ceramic film is preferably 0.05 to 5.0 mm. This is because if the ceramic film thickness is 0.05 ⁇ or more, sufficient insulation can be ensured. On the other hand, when the ceramic film thickness is less than 5.0 ⁇ , not only the adhesion between the ceramic film and the base material is easily ensured, but also the cost increase due to coating can be avoided.
  • the thickness was measured using a stylus-type film thickness meter, Alpha-step 200 (manufactured by Tencor instrument Co., Ltd.), and the difference between the coated area on another glass slide and the area without coating was measured. It was measured. (3) Ceramic membrane coating method
  • the method for coating the ceramic film is not particularly limited. However, it is advantageous to apply the coating by a dry plating method.
  • the most suitable dry plating method is magnetron sputtering, which enables high ionization and high-speed film formation.
  • Other RF (Radio Frequency) ion plating methods hereinafter referred to as RF methods
  • RF methods Radio Frequency ion plating methods
  • hollow cathodes Known PVD coating methods such as a discharge method and an arc discharge method, as well as a CVD coating method and a high plasma CVD coating method can be used.
  • the preferable coating conditions of the ceramic film by the magnetron sputtering method are as follows.
  • the coating of the ceramic film on the surface of medical instruments such as injection needles, puncture needles, suture needles, and other medical instruments such as tweezers, forceps, surgical scissors, and surgical scalpels of the present invention may be performed using these instruments. It is not necessary to apply it to the entire surface of the body, but it is sufficient to apply it at least to the part that comes into direct contact with the living tissue when used.
  • FIG. 2A shows tweezers for a living body
  • Fig. 3A shows forceps
  • Fig. 4A shows scissors for surgery.
  • Figures 2B, 3B, and 4B are all current medical instruments.
  • the needle targeted in the present invention is not limited to the above-described puncture needle or injection needle, and is used for the treatment of contrast agent for injecting a contrast agent such as axe! Any medical needle used to pierce the living body, such as a needle or a needle, is suitable.
  • the above-mentioned coating method cannot further obtain a ceramic coating having excellent insulating properties.
  • the second half of the dry plating only, it was decided to increase the 0 2 concentration in the coating atmosphere.
  • the second half of the coating in which oxygen gas is introduced into the coating atmosphere, means that the proportion of iron in the mixed layer of iron matrix and ceramic is 20 wt% or less (preferably 10 wt% or less). It is a stage. When this stage is converted into the thickness of the ceramic coating, it corresponds to about 10 to 50% of the total coating thickness.
  • the ratio of iron in the mixed layer of iron matrix and Seramitsu click increases the 0 2 concentration in quotes queuing atmosphere from the first half of the 20 wt% greater than the coating, is inhibited adhesion of the ceramic coating, the resistivity ⁇ ⁇ 5 Obtaining ⁇ . ⁇ was difficult.
  • Figure 13 shows the results of a study on the relationship between the resistivity p of the SiN x ceramic-coated puncture needle and the oxygen gas introduction rate when the surface of the puncture needle was coated with SiN x using magnetron sputtering. .
  • the oxygen gas was introduced only in the latter half of the magnetron sputtering method (the surface layer of the coating: equivalent to 0.5 jum thickness).
  • the resistivity p sharply increases by introducing oxygen gas.
  • the oxygen gas introduction amount is 5 sccm or more
  • the resistivity p is 10 9 ⁇ -m or more
  • the resistivity p exhibits an extremely high value of 10 13 ⁇ -m or more. It became so.
  • the amount of oxygen to be introduced into the coating atmosphere in the latter half of the dry plating is limited to the range of 5 to 500 sccm. Preferably it is in the range of 50-500 sccm.
  • FIG. 14 shows the analysis results of the Fe, N, O, and Si components in the film thickness direction by glow discharge analysis of the SiN x ceramic coating.
  • each component changes in the film thickness direction.
  • O is large in the range of 0.5 ⁇ from the surface. This means that the ceramic coating has a gradient function in the film thickness direction, which made it possible to form a ceramic coating with excellent adhesion, insulation and abrasion resistance. It is.
  • At least one selected from the group consisting of nitrides, oxides and carbides of Al, ⁇ , Si, Cr and Ti is suitable as the ceramic coating to be coated.
  • the coating thickness of such a ceramic coating is preferably 0.05 to 5.0 jum. This is because if the ceramic coating thickness is 0.05 / m or more, sufficient insulation can be secured. On the other hand, if the ceramic coating thickness is 5.0 / im or less, not only the adhesion between the ceramic coating and the base material can be easily ensured, but also the cost increase due to coating can be avoided.
  • the ceramic to be coated is a nitride or carbide
  • a simple material metal body
  • the ceramic to be coated is an oxide.
  • placing a magnet around the target and using an RF (Radio Frequency) device is more advantageous in achieving a high plasma atmosphere and obtaining excellent resistivity. .
  • the coating of the ceramic coating on the surface of medical instruments such as the injection needle, puncture needle, suture needle, tweezers, forceps, surgical scissors and surgical scalpel of the present invention covers the entire surface of these instruments. No need to apply, at least in direct contact with living tissue during its use It should be applied to the part to be done.
  • FIG. 11 shows another apparatus of the present invention, which shows an apparatus for obtaining a good plasma atmosphere without abnormal discharge.
  • the vapor deposition particles mostly I-ionization was Si particles
  • the straight against metallic puncture needle 3 fixed in a sample holder 2
  • a reactive gas 0 2 gas react with, it will be deposited on the surface of the puncture needle 3 as Si0 2.
  • all of the evaporating particles coming out of the target are not ionized Si particles, and some of them do not separate into Si and O 2 but adhere to the metal puncture needle 3 in the form of Si 0 2 particles as they are.
  • an insulator such as Si0 2 as described above was used as a target, also placing a high plasma atmosphere formed magnet 21 and the RF device 19 around such a target, without generating abnormal discharge Since a very high plasma atmosphere can be achieved, it is possible to manufacture a puncture needle with extremely excellent insulation properties without losing adhesion.
  • 20 is a power supply of the RF device.
  • the present invention by setting two insulating sputter targets and using a W-force sword system in which these are alternately discharged, the occurrence of abnormal discharge on the target surface can be prevented more effectively. In addition, high-speed film formation can also be achieved.
  • the adhesion to the base material is slightly inferior to the case where a normal metal / metalloid target is used.
  • the coating thickness of such a ceramic coating is preferably in the range of 0.05 to 5.0 urn. This is because if the thickness of the ceramic coating is 0.05 ⁇ or more, sufficient insulation can be ensured. On the other hand, when the thickness of the ceramic coating is less than 500 ⁇ , the adhesion between the ceramic coating and the substrate can be easily ensured, and the cost increase due to coating can be avoided.
  • the method for coating the ceramic film as described above is not particularly limited in the present invention, as described above.
  • coating by dry plating method It is advantageous to do so.
  • the dry plating method it is preferable to use a magneto-sputtering method that enables high ionization and high-speed film formation, facilitates control of the ceramic film, and is easy to coat.
  • a magnet 21 for forming a high plasma atmosphere is placed around or above the force sword and an RF device 19 is installed. Is preferred. At this time, if a so-called W cathode system is used in which two sputtering targets are provided and these are alternately discharged, occurrence of abnormal discharge can be prevented more effectively.
  • preferable coating conditions of the ceramic film by magnetron sputtering are as follows.
  • SiN x coating in order to perform the Si0 2 coating using the Si0 2 target obtained by sintering, in order to perform the SiN x coating also may be used to sintered SiN x target.
  • input power 5 ⁇ 50 kW
  • vacuum degree 0. 8
  • Ar gas flow rate 50 to 500 sccm
  • a reaction gas (0 2 gas and N (2 gases, etc.)
  • the optimal flow rate is 50 to 2000sccm.
  • the adhesion to the needle as a base material is It is slightly deteriorated as compared with the case of coating in the state of ionized particles using Therefore, at the initial stage of coating without supplying reaction gas such as 0 2 or N 2, it is possible to perform coating while the presence of several minutes ionized particles, is more advantageous in preventing the adhesion of degradation .
  • the needle to be used in the present invention is not limited to the above-described puncture needle, injection needle, and suture needle, and may be any medical needle used to pierce a living body, such as a contrast needle for injecting a contrast agent. Is suitable.
  • a ceramic with excellent insulation in a good plasma atmosphere without abnormal discharge Mick's feature is that it performs coating.
  • the inventor has extracted the rat liver tissue using the above-described ceramic-coated puncture needle of the present invention and observed it in detail by a transmission electron microscope. As a result, the inventors have found the following new fact.
  • the ceramic-coated needle having the ceramic coating having excellent insulating properties has extremely small adverse effects such as rupture or tearing on living tissues and cells.
  • the inventors In order to utilize the above features of the ceramic-coated needle in other fields other than medical use, the inventors have studied the applicability of the ceramic-coated needle over a wide range of technical fields.
  • the needle for gene control for cutting the nucleus of a cell or injecting an immune solution or the like into the nucleus needs to be extremely fine.
  • the cell nucleus has a diameter of about 2 to 5 m, so in order to control it, it is necessary to make the diameter commensurate with this size.
  • Such a fine needle is made of glass or ceramic. It is extremely difficult to manufacture with a needle, and in the past, the diameter was only about 0.7 ⁇ at minimum.
  • the present invention is based on the above findings.
  • a needle as fine as a cell nucleus is required.
  • the cell nucleus a large one is an egg (diameter: about 25 ⁇ ) I, and a small one is a normal cell nucleus (diameter: about 2 to 5 / z m).
  • the diameter of the needle does not necessarily need to be smaller than the diameter of the cell nucleus; However, considering the precise control of the injection volume of the immune solution, etc., the size of the cell nucleus is about 1/4 to 1/5 so that the tip can completely enter the cell nucleus. It goes without saying that it is advantageous to do so.
  • the preferable diameter of the ceramic-coated needle for gene control is 0.0005 to 0.5 mm.
  • any metal material can be used, but stainless steel is particularly preferable.
  • the stainless steel material is continuously forged, subjected to hot rolling, cold rolling, and light annealing, followed by precision processing. And processing it into a shape. This processing step is performed according to the prior art. Just do it.
  • the obtained needle is finely processed to a diameter: 0.0005 to 0.5 thigh ⁇ using recent high precision processing technology.
  • the surface of the needle is cleaned by ultrasonic cleaning or electrolytic polishing, and then a ceramic coating is formed.
  • a ceramic it is important to use an insulating ceramic having a resistivity p of 10 5 ⁇ ⁇ ⁇ or more. Ceramics with a resistivity ⁇ of 10 5 ⁇ ⁇ ⁇ or more can completely eliminate the adverse effects on the cells around the contacted tissue explant and on the target cell nucleus.
  • FIG. 8 schematically shows a magnetron sputtering apparatus suitable for producing the ceramic needle for gene control of the present invention.
  • number 1 is a vacuum chamber
  • 13 is a processing chamber containing a sample holder and metal needles
  • 4 is a silicon wafer, which is a target
  • 5 is a magnet
  • 6 is a copper plate interposed between them
  • 8 is a reaction gas inlet.
  • ionized Si particles 9 react with nitrogen gas, which is a reaction gas, while traveling straight against a metal puncture needle 3 fixed by a sample holder in a processing chamber 13 to form SiN x. It will be deposited on the surface of the puncture needle 3.
  • the installation state of the metal needle 3 is devised, and a technique of differential pressure vacuum is newly used to increase the degree of vacuum inside the needle from the outside of the needle.
  • a technique of differential pressure vacuum is newly used to increase the degree of vacuum inside the needle from the outside of the needle.
  • the plasma vapor flow inside the very fine needle The penetration, and thus the deposition of SiN x , was made possible.
  • the details of the high pressure differential rate evacuation procedure and processing chamber will be described with reference to FIG.
  • reference numeral 3 is a metal needle for gene control
  • 2 is a sample holder
  • 10 ' is a fixing jig for the needle 3 for gene control
  • 17 is a connection between the needle 3 for gene control and the differential pressure high vacuum chamber 16
  • a tube 18 is a jig for joining the tube 17 and the differential pressure high vacuum chamber 16.
  • the metal needle 3 is advanced in parallel with the traveling direction of the vapor-deposited particles along the leading end of the metal needle 3.
  • the first feature is that it is installed so as to face the vapor deposition particles that are coming. With such an installation state, the vapor deposition particles effectively penetrate into the inside of the metal needle 3 and adhere thereto.
  • the metal needle 3 for gene control is connected to the differential pressure high vacuum chamber 16, and the inside of the metal needle 3 is changed to the outer degree of vacuum by the differential pressure vacuum technique.
  • the second feature is that plasma coating is performed in a state where the degree of vacuum is increased.
  • the insulating ceramic film was formed not only on the outer surface but also on the inner surface of the metal needle 3.
  • reference numeral 11 denotes a ceramic film coated on the outer surface of the metal needle 3
  • reference numeral 12 denotes a ceramic film coated on the inner surface.
  • the difference pressure vacuum difference inside and outside of the metal needle is also dependent on the diameter of the metal needle, it is desirable that at least the difference between pressure vacuum difference 4. 5 X 10_ 4 Torr or more.
  • a diffusion pump is sufficient as a vacuum device for evacuating the vacuum chamber
  • a high vacuum can be easily obtained as a vacuum pump for obtaining a high vacuum with a differential pressure. It is necessary to use a suitable pump.
  • a cryopump or a turbo pump is mentioned.
  • the area covered with the ceramic film on the outer surface and inner surface of the metal needle for gene control does not necessarily need to be the entire surface of the needle, and at least the part of the outer surface that comes into contact with biological tissue, On the other hand, as for the inner surface of the metal needle, at least a portion that comes into contact with a cell nucleus in living tissue is sufficient.
  • the coating area of the ceramic film is, specifically, 1 mm or more, preferably 10 mm or more from the tip of the metal needle on the outer surface, while the metal needle is formed on the inner surface. It is at least ⁇ ⁇ from the tip (the root of the opening), preferably at least one thigh (indicated by h in FIG. 10).
  • the preferred conditions for coating the ceramic film by magnetron sputtering are as follows.
  • the resistivity p is 10 9 Omega - can also be coated m or more very highly insulating ceramic coating .
  • the surface roughness Ra of the ceramic coating is preferably 1.5 im or less, and more preferably 1.3 ⁇ or less.
  • a 0.1 mm diameter stainless steel needle was coated with a 0.7 ⁇ SiN x ceramic coating on the outer and inner surfaces of the needle.
  • the surface roughness of the SiN x ceramic coating on the outer and inner surfaces near the tip of the needle was investigated.
  • the outer surface and inner surface of the stainless steel needle before being coated with the ceramic coating as described above were similarly examined, and the two were compared.
  • the arithmetic average roughness Ra was determined in accordance with JIS B0633 (IS04288) using a surface roughness meter manufactured by Pelty GmbH, Germany.
  • the needle diameter was too small to accurately measure the surface roughness, so a similar SiN x ceramic coating was separately applied to a stainless steel needle with a diameter of 1.5 mm. The thing was measured.
  • the measurement conditions were the cut-off value; L c: 5 ⁇ , evaluation length 1 ": was 5 mm.
  • Figures 15A and 15B show the surface roughness (arithmetic mean roughness Ra) of the outer surface near the tip of the needle before and after SiN x ceramic coating, respectively, and Figures 16A and 16B show the tip of the needle, respectively.
  • the results of a study on the surface roughness (arithmetic mean roughness Ra) before and after the SiN x ceramic coating on the inner surface near the part are shown in comparison.
  • the surface irregularities of the stainless steel needle are about 2 ⁇ in arithmetic average roughness Ra on both the outer surface and the inner surface.
  • the outer and inner surfaces are arithmetically averaged, as is clear from Figs. 15B and 16B.
  • Ra is improved to 1.2 ⁇ or less.
  • the surface roughness Ra of the ceramic coating can be stably reduced to 1.3 / xm or less.
  • the needle surface is significantly smoothed on both the outer surface and the inner surface. Therefore, it is considered that the cell tissue or its nucleus was easily cut when used.
  • smoothing the surface of the ceramic coating it is possible to significantly reduce the occurrence of morphological defects such as a cut surface or a contact surface being torn in the middle when cutting cell nuclei or injecting an immune solution or the like.
  • the surface roughness Ra of the ceramic coating of the present invention is preferably 1.5 m or less, and more preferably 1.3 or less.
  • a ferritic stainless steel material with a composition of Fe and unavoidable impurities is continuously formed, hot-rolled, cold-rolled, brightly annealed, and then precision-processed to produce tweezers, forceps, surgical scissors and surgical scissors. A surgical scalpel was made.
  • Table 1 shows the results of examining the insulating properties (resistivity P ) and adhesion of the ceramic films in the medical instruments such as tweezers, forceps, surgical scissors, and surgical scalpels for the living body thus obtained.
  • the adhesiveness of the ceramic film was measured in such a way that a ceramic-coated steel sheet with a ceramic film formed on the surface of a separately prepared stainless steel sheet by the same method was wound on rods of various diameters, and no peeling of the film occurred. It was evaluated with a small diameter.
  • the minimum diameter is 2 Omm or less, the adhesion is good (marked with ⁇ ), when it exceeds 2 Omm to 3 Omm or less is good (marked with ⁇ ), and when it exceeds 3 Omm is bad (marked with X).
  • the resistivity /) was measured by the four-terminal method as described above. ⁇ resistivity p is, it means that low efficiency /) is 1 0 9 Omega. M or more.
  • Table 2 also shows the results of a study on the insulating properties (resistivity /) and adhesion of the ceramic coating in the medical device thus obtained.
  • the adhesiveness of the ceramic coating was measured by winding a ceramic-coated steel sheet coated with a ceramic coating on the surface of a separately prepared stainless steel sheet in a similar manner onto rods of various diameters, resulting in peeling of the coating. It was evaluated with the smallest diameter that did not exist.
  • the determination of the adhesion of the ceramic coating was performed in the same manner as in Example 1.
  • the resistivity p was measured by the four-terminal method as in Example 1. Resistivity p -OO, the resistivity p is 10 9 Omega - to agree taste that is m or more.
  • each of the medical devices obtained according to the present invention was extremely excellent in insulating properties and also excellent in coating adhesion.
  • Example 3 As shown in Table 2, each of the medical devices obtained according to the present invention was extremely excellent in insulating properties and also excellent in coating adhesion.
  • a contrast needle with an outer diameter of 0.8 and a length of 200 mm was created by precision machining.
  • these contrast needles were subjected to ultrasonic cleaning, and then a SiN x film was formed in a high plasma atmosphere using a magnetron 'sputtering apparatus shown in FIG.
  • the film When forming the SiN x ceramic film by the magnetron sputtering method, the film was formed to a thickness of 0 in Ar: 100 sccm and N 2 : 65 sccm. Measurement of thickness
  • the measurement was performed in the same manner as in 1.
  • the coating area of the SiN x ceramic film was 70 mm from the tip of the needle on the outer surface, and 6 bands from the tip of the needle (root of the opening) on the inner surface.
  • Table 3 shows the results obtained by examining the degree of tissue damage (TDD) and the adhesion of the SiN x ceramic film of the tissue obtained using the thus obtained ceramic-coated contrast needle.
  • TDD degree of tissue damage
  • the adhesion of the ceramic film was determined by winding a ceramic-coated steel sheet with a ceramic film formed on the surface of a separately prepared stainless steel sheet by the same method on rods of various diameters without peeling off the coating. The evaluation was made at the minimum diameter.
  • the determination of the adhesion of the ceramic coating was performed in the same manner as in Example 1. Further, the resistivity p was measured by the four-probe method as in Example 1.
  • the resistivity p ⁇ means that the resistivity is 10 9 ⁇ ⁇ m or more.
  • Table 3 also shows, for comparison, the results of the investigation using the ferrite-based stainless steel imaging needle described in a) above, which had no ceramic coating.
  • the ceramic-coated needle obtained according to the present invention had good coating adhesion, and the TDD of the collected tissue showed an excellent value of 0.15 or less.
  • a ferritic stainless steel material with a composition of Fe and unavoidable impurities is continuously formed, and then hot-rolled and cold-rolled.
  • Sa A 170 mm biopsy needle (hereinafter referred to as a biopsy needle) was created. Then, after ultrasonic cleaning this biopsy needle, Using the magnetron sputtering method shown in Fig. 5 (some RF methods were also used), various ceramic films shown in Table 4 were formed in a high plasma atmosphere. The thickness was measured in the same manner as in Example 1.
  • the installation state of the biopsy needle was the same as in the case of FIG.
  • the results obtained by examining the degree of tissue damage (TDD) of the tissue obtained using the ceramic-coated needle thus obtained and the adhesion of the coated ceramic film are also shown in Table 4.
  • the determination of the adhesion of the ceramic coating was performed in the same manner as in Example 1.
  • the resistivity p was measured by the four-probe method as in Example 1.
  • the resistivity p ⁇ means that the resistivity ⁇ is greater than 10 9 ⁇ -m.
  • the area covered with the ceramic film by magnetron sputtering is about 50 to 80 mm from the tip of the needle on the outer surface, and about 5 to 8 mm from the tip of the needle (the root of the opening) on the inner surface. there were.
  • Table 5 also shows the results of a study on the adhesion and insulation (resistivity p) of the ceramic film in the ceramic-coated puncture needle thus obtained.
  • Example 6 Example for eggs with large cell nuclei (approximately 25 / im)
  • a ferritic stainless steel material with a composition of Fe and inevitable impurities is continuously formed, hot-rolled, cold-rolled, bright-fired, and then subjected to precision processing to form an outer diameter of 0.2 mm and an inner diameter of 0.2 mm.
  • a metal needle with a diameter of 0.15 mm and a length of 100 mm was created.
  • the needle was subjected to ultrasonic cleaning, and then a SiN x film was formed using a magnetron sputtering apparatus shown in FIGS. 8 and 9.
  • the SiN x ceramic film When forming the SiN x ceramic film by the magnetron sputtering method, a 0.7 m thick film was formed in Ar: 100 sccm and N 2 : 150 sccm. The thickness was measured in the same manner as in Example 1. Further, the coating area of the SiN x ceramic membranes, is attached to the outer surface 5 0 discussions from the needle tip, the inner surface was 8 mm from the tip of the needle (the base of the opening).
  • Example 7 Example in which the nucleus of a cell is a small cell of a lymphocyte (approximately 3 ⁇ ))
  • a BN film is formed to a thickness of 0.5 / im using a magnetron 'sputtering apparatus shown in FIGS. 8 and 9 (some RF methods are also used). did.
  • the thickness was measured in the same manner as in Example 1.
  • the film When forming the SiN x ceramic film by the magnetron sputtering method, the film was formed to a thickness of 0.5 ⁇ xm in Ar: 100 sccm and N 2 : 130 sccm. The thickness was measured in the same manner as in Example 1.
  • the vacuum degree of the outer surface of the needle at this time is 1. 5 X 10- 3 Torr, the inside of vacuum was controlled to 5. 0 X 10- 5 Torr.
  • the coating area of the SiN X ceramic film is 5 mm from the tip of the needle on the outer surface.
  • the thigh and inner surface were 20 ⁇ from the needle tip (the root of the opening).
  • Table 6 also shows the results of a study on the insulating properties (resistivity and tissue damage (T DD)) of the ceramic film in the ceramic-coated needle thus obtained.
  • the ceramic-coated needle obtained in accordance with the present invention was excellent in insulating properties, low in tissue damage, and excellent.
  • the film When forming the SiN x ceramic film by the magnetron sputtering method, the film was formed to a thickness of 0.5 ⁇ m in Ar: 100 sccm and N 2 : 130 sccm. The thickness was measured in the same manner as in Example 1.
  • the degree of vacuum 1.60X10- 3 of the outer surface of the needle at this time (1.2X 10 ⁇ 3 Torr)
  • the inside of the vacuum degree was controlled 9.31X10- 3 in Pa (7.0 X 10- 5 Torr) .
  • the coating area of the SiN ceramic coating is 500 mm from the tip of the needle for the outer surface and 5 ⁇ from the tip of the needle (the root of the opening) for the inner surface (indicated by h in Figure 10 '). Area).
  • the surface roughness Ra of the SiN ceramic-coated needle thus obtained is 1.1 ⁇ , and when an attempt is made to cut the cell nucleus using such a ceramic-coated needle, the nucleus is cut exactly at the intended cutting position. I was able to.
  • the installation state of the metal needle was the same as that in the case of FIG. 9, and various sputter targets shown in Table 7 were used.
  • Table 7 also shows the results of a study on the surface roughness Ra and insulation (resistivity and degree of tissue damage (TDD)) of the ceramic coating in the ceramic-coated needle thus obtained.
  • the surface roughness Ra of the ceramic-coated needle obtained according to the present invention was 1. 3 / xm or less, and such a ceramic-coated needle was excellent in insulating properties, low in tissue damage and good.
  • Example 11 After the metal needle was subjected to ultrasonic cleaning, various ceramic coatings were formed in a high plasma atmosphere using the magnetron sputtering apparatus shown in FIGS. 8 and 9 in the same manner as in Example 11. The thickness was measured in the same manner as in Example 1.
  • the surface roughness Ra and insulation (resistivity and degree of tissue damage (TDD)) of the ceramic coating of the ceramic-coated needle thus obtained are shown in Table 8. As shown in Table 8, the results are shown in Table 8. The surface roughness Ra of the ceramic-coated needle thus obtained was 1.2 m or less, and the ceramic-coated needle was excellent in insulating properties, low in tissue damage, and excellent. Sex ''
  • a ceramic-coated medical material which is extremely excellent in insulation and does not have any adverse effects such as rupture or tearing on living tissues and cells when performing surgery or the like. Equipment can be obtained stably.
  • the medical-coated needle for medical use does not cause breakage or the like during use, and does not adversely affect cells around the puncture needle pierced into the collected tissue piece / lesion. Can be manufactured stably.
  • the gene control such as cutting the cell nucleus and injecting an immune solution or the like into the cell nucleus is performed not only around the needle pierced into the cell nucleus and the like, but also the cells inside the needle. Can be easily implemented without any adverse effects on the nucleus, Table 1
  • ⁇ means resistivity ⁇ 10 9 ⁇ -m.
  • ⁇ means resistivity / ⁇ ⁇ 10 9 ⁇ -m.
  • ⁇ means resistivity ⁇ 10 9 ⁇ -m.
  • W canode Double cathode system
  • ⁇ means resistivity / ⁇ 10 9 ⁇ -m
  • ⁇ means resistivity /) ⁇ 10 ⁇ , m
  • ⁇ means resistivity ⁇ 10 ⁇ -m.

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Description

明 細 書
セラミック被覆医療用器具とセラミック被覆生体研究用器具おょぴ
それらの製造方法 技術分野
本発明は、 セラミック被覆された金属製の医療用または生体研究用器具とそれら の製造方法に関するものである。 主として注射針や肝生検 ·腎生検用の穿刺針、 縫 合針等の医療針、 生体用ピンセッ ト、 鉗子、 手術用ハサミおよび手術用メスなど、 生体と直接接触する金属部位をセラミックで被覆した医療用器具あるいは、 生体研 究用器具とそれらの製造方法に関するものである。 また、 遺伝子制御用のセラミツ ク被覆針およぴその製造方法にも関するものである。 背景技術
近年の医療技術の進歩は目ざましく、 例えば肝臓や膝臓等の検査においては、 血 液検査では得られないデータを得るために、 エコーを利用した超音波検査や、 C T
(コンピューター断層撮影） 検査、 強い磁気と電波を使用して各種臓器の断面像を 映し出す M R I (磁気共鳴画像） 検査、 細い管 （カテーテル） を介して造影剤を注 入し、 血管の状態を画像化する血管造影検査等が広く用いられている。
血液検査や各種画像診断によれば、 ガン等の病巣の存在は診断できるけれども、 確定診断のためには、 肝生検等により病変部の病理組織学的な検査が必要となる。 通常、 かような検査においては、 特殊な穿刺針を直接病変部に刺して組織片を採 取する方法が採用されている。
しかしながら、 現行の穿刺針を用いた場合、 針の基材がステンレス鋼や高張力鋼 等の電気的特性に優れた導体金属 （¾抗率/) ： 10一6〜 10— 8 Ω · m) であることから、 病変部から採取した組織片ゃ病変部に刺した穿刺針のまわりの細胞や組織に破壌や、 引きちぎり等のダメージによる悪影響を及ぼすことが指摘されている。 この悪影響 は、①酸化，還元反応、②加水分解、③ハプティン （Haptein)等の抗体との結合（例 えば、 S. G. Steinemann : Periodontology 2 0 0 0、 1 7 ( 1 9 9 8 ) 、 p. 7 - 21参照） のためと考えられている。
この点、 セラミック製の穿刺針 （以下、 単にセラミック穿刺針あるいはセラミツ ク針と呼ぶ） を使用すれば、 採取した組織片ゃ病変部に刺した穿刺針のまわりの細 胞に悪影響を及ぼさないと考えられる。 にもかかわらず、セラミック穿刺針やセラ ミック針は、 非常に脆く、 折れ易いため、 現在では全く使用されていない。
発明者らは、 まず、 採取した組織片ゃ病変部に刺した穿刺針のまわりの細胞に悪 影響を及ぼすことのない穿刺針として、 通常の金属製の穿刺針の外表面にセラミッ ク膜を被成することを考えた。
しかしながら、 穿刺針のような極めて細い円筒体の表面にセラミック膜を被成し たとしても、 その密着性が悪ければ、 使用時にセラミック膜が剥落して、 所期した 目的が達成できない。 特に、 穿刺針や注射針などは、 その使用に際して、 ある程度 撓むことが避けられないので、 剥落の危険性は極めて大きい。
例えば、 特公平 6 —20464 号公報には、 医療用メスの表面にダイヤモンド膜をコ 一ティングすることによって、 切開時の摩擦抵抗を小さくした医療用切開 ·圧入器 具が提案されている。
しかしながら、 上記のダイヤモンド膜は、 基板を 500〜1300°Cに加熱して形成す るものであって、 基板とダイヤモンド膜との熱膨張差が大きいために、 ダイヤモン ド膜が剥離し易いという問題があり、 本発明で対象とする穿刺針等には適用するこ とができない。
ところで、 最近、 発明者らにより、 フェライ ト系ステンレス鋼板上に薄い Ti Nセ ラミック膜もプラズマ ' コーティングした後、 180° 曲げ変形による塑性加工を加 えた場合において、 Ti Nセラミック膜はクラック発生位置で金属のような凹状の独 特の形態をして局所的な伸びを示す新事実が解明された 〔井口征夫： 2001年度国際 写真展受賞作品参照 （米国、 インディアナポリス、 2001. 11 / 5〜8 . j oint ly I MS (Internat ional etal lographic Soc i ety) and Αί>ύ (Ameri can Soc i ety of Metal s)〕。
この現象は、 非常に脆いとされるセラミック膜についても金属と同様に塑性加工 において伸びが生じて、 加工処理が可能であることを示唆している。 そこで、 発明者らは、 早速、 上記した高真空中 ·高プラズマ雰囲気中でのセラミ ッタコーティング法を用いて、 ステンレス鋼製の穿刺針の外表面に Ti Nセラミック 膜の被成を試みた。
その結果、 得られた Ti Nセラミック膜は穿刺針に対する密着性が極めて良く、 多 少の撓みでは剥離が生じないことが確認された。
しかしながら、 この Ti Nセラミック膜を被覆した穿刺針を用いた場合、 従来の金 属製穿刺針ほどではないにしても、 採取した組織片ゃ病変部に刺した穿刺針のまわ りの細胞や組織に破壊や、 引きちぎり等のダメージによる悪影響を完全に払拭する ことはできなかった。
本発明は、 上記の問題を解決するもので、 医療用器具や生体研究用器具、 例えば 注射針、 穿刺針、 縫合針等の医療用針、 生体用ピンセッ ト、 鉗子、 手術用ハサミぉ よび手術用メス等の医療用器具の使用に際して、 生体組織や細胞に対して何らの悪 影響を及ぼすことのないセラミック被覆された医療用器具あるいは、 生体研究用器 具 （以下、 単に医療用器具と称することもある） を提案することを目的とする。 また本発明は、 使用中に折損などが生じることがなく、 また採取した組織片ゃ病 変部に刺した穿刺針のまわりの細胞に悪影響を及ぼすことのない、 画期的な医療用 セラミック被覆針を提案することを目的とする。
また、 本発明は、 上記穿刺針の内部も絶縁性セラミックで被覆するもので、 採取 した組織片の量が多かった場合にも、 かかる組織片が金属面と接触して、 前述のよ うな悪影響を生じることのない医療用セラミック被覆針を提案することを目的とす る。
また、 遺伝子制御用のセラミック被覆針を使用した場合であっても、 細胞核の切 断や免疫液等の注入に際し、 細胞核に悪影響が生じる場合があった。
すなわち、 上記のセラミック被覆針の外表面は絶縁性セラミックで被覆されてい るので、 細胞核に刺したセラミック被覆針のまわりについては何 ¾損傷を受けるこ とはなかったのであるが、 上記被覆針は極めて細く、 その内表面がかような絶縁性 セラミックで必ずしも被覆されているとは限らないので、 細胞核の切断や免疫液等 の注入に際し、 細胞核が針の内側の金属面と接触して、 悪影響が生じる場合があつ たのである。
本発明は、 上記の問題を解決するもので、 極細の遺伝子制御用針の内面側にも確 実に絶縁性セラミックを被覆することによって、 細胞核の切断や免疫液等の注入に 際し、 細胞核等に刺した針のまわりについては言うまでもなく、 針の内部の細胞核 についても何らの悪影響を及ぼすことのない、 画期的な遺伝子制御用セラミック被 覆針とその製造方法およぴ製造装置を提供することを目的とする。
また、 本発明は、 上掲した技術の改良に係わり、 セラミック被膜の形成に際し、 鉄マトリックスとセラミック被膜の界面 （初期被覆層） については両者の混合層と して密着性を向上させる一方、 セラミック被膜の少なくとも最表層については抵抗 率 /0をより一層高めて絶縁性おょぴ耐摩耗性をさらに向上させたセラミック被覆医 療用器具の製造方法を提案することを目的とする。
発明の開示
すなわち、 本発明の要旨構成は次のとおりである。
1 . 少なくとも生体と直接接触する金属部位が、 抵抗率 pが 105 Ω - m 以上の絶 縁性のセラミックで被覆されたセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミック被 覆生体研究用器具。
2 . 上記 1において、 前記セラミック膜の厚みが 0. 05〜5. 0 z m であるセラミック 被覆医療用器具あるいは、 セラミック被覆生体研究用器具。
3 . 上記 1または 2において、 前記セラミック膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Tiの窒 化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種からなるセラミック被 覆医療用器具あるいは、 セラミック被覆生体研究用器具。
4 . 上記 1〜 3のいずれかにおいて、前記医療用器具が、生体用ピンセット、鉗子、 手術用ハサミまたは手術用メスのいずれかであるセラミック被覆医療用器具。
5 . 上記 1〜 3のいずれかにおいて、 前記セラミック医療用器具が、 注射針、 穿刺針 あるいは、 縫合針であることを特徴とするセラミック被覆医療用器具。
6 . 上記 5において、 前記針の表面の一部または全面に、 抵抗率 pが 105 Ω · ιη 以 上の絶縁性のセラミック被膜を有することを特徴とする医療用セラミック被覆針。 7. 上記 6において、 前記セラミック被膜の厚みが 0·05 5.0 μιη である医療用セ ラミック被覆針。
8. 上記 6または 7において、 前記セラミック被膜が、 Al B Si Crおよび Ti の窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種からなる医療用セ ラミック被覆針。
9. 上記 6, 7または 8において、前記被覆針の基材金属がステンレス鋼あるいは、 高張力鋼である医療用セラミック被覆針。
1 0. 上記 6において、 前記針のセラミック被覆領域が、 外表面の一部または全面 ならびに内表面の針先端部から少なくとも 1 内部であることを特徴とする医療用 セラミック被覆針。
1 1. 上記 1 0において、 前記セラミック被膜の厚みが 0·05 5.0 μπι である医療 用セラミック被覆針。
1 2. 上記 1 0または 1 1において、 前記セラミック被膜が、 Al B Si Crおよ ぴ Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種からなる医療 用セラミック被覆針。
1 3. 上記 1 0, 1 1または 1 2において、 前記被覆針の基材金属がステンレス鋼 あるいは、 高張力鋼である医療用セラミック被覆針。
1 4. 上記 1 3のいずれかにおいて、 前記セラミック被覆生体研究用器具が、 遺伝 子制御用針である遺伝子制御用セラミック被覆針。
1 5. 上記 1 4において、 前記針のセラミック被覆領域が、 金属製針の少なくとも 生体組織中の細胞核に接触する部位の表面である遺伝子制御用セラミック被覆針。
1 6. 上記 1 4あるいは、 1 5において、 前記被覆針の直径が 0.0005 0.5 mmであ る遺伝子制御用セラミック被覆針。
1 7. 上記 1 4 1 5または 1 6のいずれかにおいて、前記セラミック被膜が、 Al B Si Crおよび Tiの窒化物、 酸化物または炭化物 うちから選んだ少なくとも一 種である遺伝子制御用のセラミック被覆針。
1 8. 上記 1 4において、 前記金属製の針のセラミック被覆領域が、 金属製針の外 表面については、 少なくと.も生体組織に接触する部位について、 一方金属製針の内 表面については、 少なくとも生体組織中の細胞核に接触する部位であることを特徴 とする遺伝子制御用セラミック被覆針。
1 9. 上記 1 8において、 前記金属製針の内表面における絶縁性セラミック被膜の 被覆領域が、 該金属製針の先端部から 10 μπι 以上であることを特徴とする遺伝子制 御用セラミック被覆針。
2 0. 上記 1 8または 1 9において、 前記セラミック被膜の厚みが 0.05〜5.0 m である遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 1. 上記 1 8, 1 9または、 20のいずれかにおいて、 前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくと も一種からなる遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 2. 上記 1 8〜 2 1のいずれかにおいて、 前記針の基材金属がステンレス鋼ある いは、 高張力鋼である遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 3. 上記 1 8〜 22のいずれかにおいて、 前記針の直径 φが 0.0005〜0.5 mmであ る遺伝子制御用セラミック被覆針。
24. 上記 1 4において、 前記針のセラミック被覆領域が、 金属製針の外表面およ び内表面のうち、 少なくとも生体組織中の細胞核に接触する部位であり、 かつ、 そ のセラミック被覆の表面粗さが算術平均粗さ Raで 1.5/i iD 以下であることを特徴と する遺伝子制御用セラミック被覆針。
25.上記 24において、前記針の内表面における絶縁性セラミックの被覆領域が、 前記針の先端部から ΙΟμηι 以上であることを特徴とする遺伝子制御用セラミック被 覆針。
2 6. 上記 24または 2 5において、 前記セラミック被膜の厚みが 0· 05〜5. Ομηι である遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 7. 上記 24、 25または 2 6のいずれかにおいて、前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一 種からなる遺伝子制御用セラミック被覆針。
28. 上記 24〜 2 7のいずれかにおいて、 前記針の基材金属が、 ステンレス鋼あ るいは、 高張力鋼などの鉄系金属である遺伝子制御用セラミック被覆針。 2 9 . 上記 2 4〜 2 8のいずれかにおいて、 前記 #fの直径 φが 0. 0005〜0· 5 mmであ る遺伝子制御用セラミック被覆針。
3 0 . 金属製の医療用器具あるいは、 生体研究用器具の少なくとも生体と直接接 触する金属部位を、 ドライプレーティング法により、 絶縁性のセラミックで被覆す るセラミック被覆医療用器具あるいは、セラミック被覆生体研究用器具の製造方法。 3 1 . 上記 3 0において、 前記ドライプレーティング工程の後半において、 コー ティング雰囲気中に 5〜500sccmの 0 2 を導入することにより、少なくともセラミッ ク被膜最表層における抵抗率/)を 105 Ω - m以上とすることを特徴とする、絶縁性、 密着性および耐摩耗性に優れたセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミック被 覆生体研究用器具の製造方法。
3 2 . 上記 3 0または、 3 1において、 前記セラミック被膜最表層における抵抗率 Pが、 109 Ω · m 以上であるセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミック被覆 生体研究用器具の製造方法。
3 3 . 上記 3 0、 3 1または、 3 2のいずれかにおいて、 前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Tiの窒化物、 酸化物または炭化物のうちから選んだ少なく とも一種であることを特徴とするセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミック 被覆生体研究用器具の製造方法。
3 4 . 上記 3 0〜 3 3のいずれかにおいて、前記医療用器具が、生体用ピンセット、 鉗子、 手術用ハサミまたは手術用メスのいずれかであることを特徴とするセラミッ ク被覆医療用器具の製造方法。
3 5 . 上記 3 0〜 3 3のいずれかにおいて、 前記医療用器具が、 注射針あるいは、 穿刺針であることを特徴とするセラミック被覆医療用器具の製造方法。
3 6 . 上記 3 5において、 前記針を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 かつ該金属 製針の先端部を進行してくる蒸着粒子に対向して設置して、 前記針の少なくとも先 端部に、 ドライプレーティング法によってセラミック被膜を被成する医療用セラミ ック被覆針の製造方法。
3 7 . 上記 3 6において、 前記セラミック被膜が、 抵抗率 pが 105 Ω - m 以上の絶 縁性セラミック被膜である医療用セラミック被覆針の製造方法。 3 8 . 上記 3 6または 3 7において、 前記セラミック被膜の厚みが 0. 05 5· 0 πι である医療用セラミック被覆針の製造方法。
3 9 . 上記 3 6 3 7または、 3 8のいずれかにおいて、 前記セラミック被膜が、 Al B Si Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくと も一種からなる医療用セラミック被覆針の製造方法。
4 0 . 上記 3 6 3 9のいずれかにおいて、 前記被覆針の基材金属がステンレス鋼 あるいは、 高張力鋼である医療用セラミック被覆針の製造方法。
4 1 . 上記 3 5において. スパッタ .ターゲットとして、 Al B Si Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種を用い、 かつ該 ターゲットの周囲に高プラズマ雰囲気形成用の磁石おょぴ R F装置を配置して異常 放電を防止しつつ、 上記した絶縁性セラミック被膜を被成して、 前記針の外表面の 一部または全面ならびに内表面の針先端部から少なくとも 1 内部にわたって、 セ ラミックをマグネトロン .スパッタ法を用いて被成する医療用セラミック被覆針の 製造方法。 . 4 2 . 上記 4 1において、 上記のスパッタ ·ターゲットを 2基設置し、 Wカソード 方式により絶縁性セラミック被膜を被成する医療用セラミック被覆針の製造方法。 4 3 . 上記 4 1または 4 2において、 前記針を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 か っ該金属製針の先端部を進行してくる蒸着粒子に対向して設置することを特徴とす る医療用セラミック被覆針の製造方法。
4 4 . 上記 4 1 4 2または 4 3のいずれかにおいて、 マグネトロン 'スパッタエ 程の初期段階は、 反応ガスの供給を停止しておく医療用セラミック被覆針の製造方 法。
4 5 . 上記 3 0 3 3のいずれかにおいて、 前記生体研究用器具が、 遺伝子制御 用針である遺伝子制御用セラミック被覆針の製造方法。
4 6 . 上記 4 5において、 前記針を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 かつ前記金属 製針の先端部を進行してくる蒸着粒子に対向して設置すると共に、 前記針の内部を 差圧真空を用いて外部よりも高真空に保持して、 前記針の少なくとも先端部に、 ド ライプレーティング法によって抵抗率 Pが 105 Ω · m 以上の絶縁性のセラミック被 膜を被成する遺伝子制御用セラミック被覆針の製造方法。
4 7 . ドライプレーティング装置の真空槽の内部に、 マグネトロン .スパ少タ装置 と試料ホルダーと差圧高真空室をそなえ、 被処理材である金属製針を、 蒸着粒子の 進行方向に平行に、 かつ前記金属製針の先端部が進行してくる蒸着粒子に対向する 姿勢で試料ホルダーに設置すると共に、 前記差圧高真空室をチューブを介して前記 金属製針の後端部と連結し、 差圧真空作用により、 前記金属製針の内部をその外部 よりも高真空に保持して、 金属製針の外表面および内表面に絶縁性のセラミック被 膜を被成する遺伝子制御用セラミック被覆針の製造装置。 図面の簡単な説明 '
図 1 被覆セラミックの抵抗率 /0と組織損傷度 （T D D ) との関係を示した図であ る。
図 2 A 生体用ピンセッ トに本発明した図である。
図 2 B 従来の生体用ピンセッ トを示した図である。
図 3 A 鉗子に本発明を適用した図である。
図 3 B 従来の鉗子を示した図である。
図 4 A 手術用ハサミに本発明を適用した図である。 '
図 4 B 従来の手術用ハサミを示した図である。 · 図 5 本発明のセラミック被覆針の製造に用いて好適なマグネトロン ·スパッタ 装置の模式図.である。
図 6 A 試料ホルダーに対する穿刺針の設置形態を示した図
図 6 B 穿刺針の先端部の拡大断面図である。
図 7 細胞核が切断された状態を示す透過電子顕微鏡写真である。
図 8 本発明のセラミック被覆針の製造に用いて好適な別のマグネトロン .スパッ タ装置の模式図である。
図 9 差圧高真空引きの要領おょぴ処理室の詳細を示した図である。
図 1 0 金属製針の先端部の拡大図である。
図 1 1 本発明のセラミック被覆針の製造に用いて好適な別のマグネトロン .スパ ッタ装置の模式図である。
図 1 2 A 試料ホルダーに対する穿刺針の設置形態を示した図
図 1 2 B 穿刺針の先端部の拡大断面図である。
図 1 3 抵抗率 pと酸素ガスの導入量との関係を示した図である。
図 1 4 G D Sによる表面から膜厚方向の元素分析結果を示した図である。
図 1 5 A SiNx セラミックコーティングの前における針の先端部近傍の外表面の 表面粗さ （算術平均粗さ Ra) を示した図である。
図 1 5 B SiNx セラミックコーティングの後における針の先端部近傍の外表面の 表面粗さ （算術平均粗さ Ra) を示した図である。
図 1 6 A SiNx セラミックコーティングの前における針の先端部近傍の内表面の 表面粗さ （算術平均粗さ Ra) を示した図である。
図 1 6 B SiNx セラミッタコーティングの後における針の先端部近傍の内表面の 表面粗さ （算術平均粗さ. Ra) を示した図である。 発明を実施するための最良の形態
本発明者らは、 前述の背景技術に記載した問題点を解決すべく鋭意検討を重ねた 結果、 被覆用セラミックとしては、 セラミックであれば何でも良いというわけでは なく、 抵抗率 pが大きい絶縁体材料である必要があることが究明された。
図 1に、 ステンレス製基体の表面に抵抗率 pが種々に異なるセラミック膜を被成 した穿刺針を用いた場合に、 生体組織に及ぼす影響について調べた結果を、 抵抗率 Pと組織損傷度 （T D D ： Texture Damage Degree ； 顕微鏡観察による病理学的検 查） との関係で示す。 なお、 この組織損傷度 （T D D ) は、 細胞組織写真から、 そ の切断された組織表面を画像処理して凹凸線を求め、 その算術平均粗さを JIS B06 33 (IS04288 ) に準拠して求め、 換算式 TDD=0. 0563Ra- 0. 0911から得られたもので ある。 この換算式は、 従来のステンレス製穿刺針により切断された細胞組織切断面 の表面粗さ R aの平均値が、 10. 5 ;ί πιであり、 このときの T D Dを 0. 5とし、 抵抗 率 ρが∞のセラミック被覆針により切断された細胞組織切断面の表面粗さ R aの最 も小さい値が、 3. 4 μ mで，このときの T D Dが 0. 1であるとして定義した。 なお、 上記の T D Dが 0. 40以下、 好ましくは 0. 35以下であれば、 生体組織に破壌や、 引き ちぎり等のダメージによる悪影響はないといえる。
図 1に示したとおり、 被覆用セラミックとして、 抵抗率 Pが 105 Ω · m 以上のも のを用いることにより、 T D Dが 0. 40以下の良好な結果を得ることができた。なお、 図 1中、 抵抗率 pが 7 X 10— 6のものはセラミックの被覆がないステンレス製の穿刺 針、 また抵抗率 pが 3 X 104 のものはセラミックとして Ti Nを被覆した穿刺針であ る。 なお、 ここで言う抵抗率は、 A S T MD— 9 9 1 'に準拠して、 四端子法により 求められた体積抵抗率である。
また、 本発明は、 高真空中 '高プラズマ雰囲気中でのセラミックコーティング法 を採用することによって、 細部加工した金属製針と絶縁性を有するセラミック薄膜 との密着性を強固にしたものである。
すなわち、 本発明は、 鉄マトリックスとセラミック膜の混合層を介して複合構造 (傾斜機能性をも含めて） を形成させ、 かつそれぞれの持つ性能を巧みに利用した ところに特徴がある。
以下、 本発明を具体的に説明する。
図 5に、 本発明のセラミック被覆針の製造に用いて好適なマグネトロン 'スパッ タ装置を模式で示す。 ま fこ図 6 A には、 素材である金属製穿刺針の設置形態を、 図 6 B には、 セラミック膜被覆後の穿刺針の先端部を拡大断面で示す。
図中、 番号 1は真空槽、 2は試料ホルダー、 そして 3が金属製の穿刺針である。 また、 4はターゲットであるフエ口シリコン、 5はマグネット、 6はこれらの間に 介挿された銅板、 7はその水冷管である。 さらに、 8は反応ガスの装入口、 9はィ' オン化した Si粒子、 10は穿刺針 3の固定治具、 そして 11， 12が穿刺針 3の外表面お ょぴ内表面にそれぞれ被成されたセラミック膜である。
図 5に示したところにおいて、 イオン化した Si粒子 9は、 試料ホルダー 2で固定 した金属製穿刺針 3に対して直進する間に、 反応ガスである窒素ガスと反応し、 S ΐΝχ として穿刺針 3の表面に蒸着することになる。
本発明では、 上記したような蒸着粒子すなわち SiNx セラミックの被成に際し、 穿刺針 3を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 かっこの穿刺針 3の先端部を進行して くる蒸着粒子に対向させて設置するところに特長がある。
このような設置形態とすることにより、 蒸着粒子が穿刺針 3の内部まで効果的に 侵入 ·付着して、 図 6B に示したように、 外表面についてはもとより、 内表面につ いても絶縁性のセラミック膜 12が効果的に被覆されるのである。
ここに、 穿刺針の外表面に対するセラミック膜の被覆は、 必ずしも針の全面に施 す必要はなく、 少なくともその使用に際して生体組織と接触する領域が被覆されて いれば良い。
この点については、 穿刺針の内表面も同様で、 針先端部 （開口部の根元） から内 部にわたって （図 6 Bに hで示す領域） 少なくとも 1廳だけはセラミック膜で被覆 する必要がある。 というのは、 穿刺針の内表面について、 少なくとも lmm内部にわ たって絶縁性ゼラミック膜を被覆しないと、 採取した組織片に前述したような悪影 響が生じる場合があるからである。 好適には、 針先端部 （開口部の根元） から 3〜 10mm程度内部にわたってセラミック膜を被覆することが好ましい。 ·
以下、 本発明の限定理由を下記に説明する。
本発明では、 注射針、 穿刺針、 縫合針等の医療用針、 生体用ピンセット、 鉗子、 手術用ハサミおよぴ手術用メス等の医療器具と生体と直接接触する金属部位には、 絶縁性、 密着性および耐摩耗性に優れたセラミック被膜を被成する。
(1) コーティング基材
医療器具の基材としては、 金属材料であればいずれもが使用可能であるが、 特に 好ましくはステンレス鋼およぴ高張力鋼である。
というのは、 ステンレス鋼は、 表面が鲭ぴず、 かつ精密加工処理が容易だからで あり、 とりわけフェライ ト系ステンレス鋼が有利に適合する。
代表的なフェライ ト系ステンレス鋼の成分は、 C:0. Olwt %以下、 Si:l.( rt %以 下、 Mn:2.0wt %以下、 P:0.08wt %以下、 S:0.02wt %以下、 Cr:10〜35w t%、 N:0.10w t %以下を含み、残部 Feおよび不可避的不純物とするのが好ましい。なお、 A1:0.3w t %以下、 Ni:1.0w t %以下、 Mo:3. Ow t %以下、 Ti:1.0wt%以下、 Nb:1.0w t %以下、 V:0.30w t %以下、 Zr:1.0w t %以下、 Cu:1.0w t%以下、 Ψ'· 0.30w t%以下、 B:0. Olw t %以下から選ばれた 1種または 2種以上含有しても良 レ、。
また、 代表的な高張力鋼の成分は、 C:0. Olwt %以下、 Si:1.0wt %以下、 Mn:2.0 wt 。/。以下、 P:0.08wt %以下、 S:0.02wt %以下を含み、 残部 Feおよび不可避的 不純物とするのが好ましい。
例えば、 ステンレス鋼を基材として、 これらの医療器具を製造する場合、 ステン レス鋼素材を、 連続鍚造し、 熱間圧延一冷間圧延一光輝焼鈍を行った後、 精密加工 により目的とする種々の形状に加工処理する。 なお、 この処理工程は、 従来技術に 従って行えば良い。
また、 高張力鋼の場合は、 連続鎳造し、 熱間圧延一冷間圧延一焼鈍処理し、 板の両 端部を溶接し、 丸形に細分加工して製造する方法が一般的に使用されている。
( 2) セラミック皮膜
得られたこれら注射針、穿刺針、縫合針等の医療用針、生体用ピンセット、鉗子、 手術用ハサミおよび手術用メス等の医療器具の金属表面を、 超音波洗浄や電解研磨 等によって清浄にしたのち、 セラミック被膜を被成するわけであるが、 かようなセ ラミックとしては、 抵抗率 pが 105 Ω · m 以上の絶縁性セラミックを用いることが 重要である。 というのは、 抵抗率 pが 105 Ω · m 以上のセラミックであれば、 接触 した組織片ゃ病変部の周りの細胞や組織に破壊や、 引きちぎり等のダメージによる 悪影響を与えることを完全に払拭することができる。
ここに、 抵抗率 )が 105 Ω · m 以上のセラミックとしては、 Al, B、 Si、 Crおよ び Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種が有利に適合 する。
また、 かかるセラミック膜の被覆厚みについては、 0.05~5.0 mm とすることが 好ましい。 というのは、 セラミック膜厚が 0.05μηι以上であれば、 十分な絶縁性が確 保できるからである。 一方セラミック膜厚が 5·0μπι 以下の方が、 セラミック膜と 基材との密着性の確保が容易になるだけでなく、 コーティングによるコストアップ を回避できる。 なお、 厚みの測定は、 触針式膜厚計 Alpha- step 200(Tencor instru ment (株） 製）を用いて、 別のグラススライ ド上でのコーティングした領域とコーテ ィングなしの領域の段差を測定した。 (3) セラミック膜の被覆方法
セラミック膜の被覆方法については、 特に限定されることはない。 しかし、 ドラ ィプレーティング法によって被覆することが有利である。 ドライプレーティング法 としては、 高イオン化およぴ高速成膜が可能なマグネトロン ·スパッタ法の適用が 最適であるが、 その他 RF (Radio Frequency) イオンプレーティング法 （以下、 R F法と称す）や中空陰極放電法、アーク放電法などの公知の PVDコーティング法、 さらには CVDコーティング法や高プラズマ CVDコーティング法を使用すること もできる。
ここにマグネトロン .スパッタ法による、 セラミック膜の好適被覆条件は次のと おりである。
例えば SiNx コ一ティングを行うべく、 フエ口シリ コン 'ターゲットを使用した 場合には、 投入パワー： 5〜30 kW 、 真空度： 0.8 〜3 X10_3Torr、 Arガス ： 50〜1 000sccm、 N2ガス ： 50~1000sccm (Standard Cubic Centi Meter per Minute) か最 適条件である。
(4) セラミック被覆個所
なお、本発明の注射針、 穿刺針、縫合針等の医療用針、 生体用ピンセット、鉗子、 手術用ハサミおよび手術用メス等の医療器具の表面上へのセラミック膜の被覆は、 これらの器具の全面に施す必要はなく、 少なくともその使用に際して生体組織と直 接接触する部位に対して施せば良い。
本発明の具体的事例として、 図 2Aに生体用ピンセッ トを、 図 3Aに鉗子を、 図 4A に手術用ハサミをそれぞれ示す。 なお、 図 2B、 図 3B、 図 4B はいずれも現行の医 療用器具である。
また、 本発明で対象とする針は、 前述した穿刺針や注射針に限るものではなく、 造影剤注入用の造影針ゃ鉞治療に用！/、る針など、 生体に刺して用いる医療用針であ ればいずれもが適合する。
しかしながら、 上記の被覆方法では、 さらに、 絶縁性に優れたセラミック被膜を 得ることはできない。
そこで、 発明者らは、 この点に改善すべく鋭意研究を重ねた結果、 セラミック被 膜の絶縁性を高めるには、 ドライプレーティングに際してコーティング雰囲気中の o 2 濃度を高めることが有効であるとの知見を得た。
すなわち、 コーティング雰囲気中の o 2 濃度を高めたところ、 セラミック被膜が
Al, B , Si系の場合には抵抗率 p≥109 Ω - m という極めて優れた絶縁性を得るこ とができた。
また、 従来、 105 Ω · m 以上の抵抗率 pを得ることが難しかった Cr， Ti系であつ ても、 コーティング雰囲気中の 0 2 濃度 高めることにより、 抵抗率 ρ≥105 Ω - m の優れた絶縁性が得られるようになったのである。
しかしながら、 ドライプレーティングの初期段階から雰囲気中の o 2 濃度を高め ておくと、 密着性が阻害されることも併せて見出された。
そこで、 本発明では、 ドライプレーティングの後半についてのみ、 コーティング 雰囲気中の 0 2 濃度を高めることにしたのである。
なお、 コーティング雰囲気中に酸素ガスを導入すぺきコ一ティングの後半とは、 鉄マトリックスとセラミックとの混合層中における鉄の割合が 20 wt%以下（好まし くは 10 wt%以下） となった段階である。 この段階を、 セラミック被膜の膜厚に換算 すると、 全被膜厚中の 10〜50%程度の厚みに相当する。 鉄マトリックスとセラミツ クとの混合層中における鉄の割合が 20 wt%超えのコーティングの前半からコーテ イング雰囲気中の 0 2 濃度を高めると、 セラミック被膜の密着性が阻害され、 抵抗 率 ρ ΐθ5 Ω . ηιを得ることは、 困難であった。
図 1 3は、 マグネトロン 'スパッタ法を用いて穿刺針の表面に SiNx を 厚コーティングした場合における、 SiNx セラミック被覆穿刺針の抵抗率 pと酸素 ガス導入量との関係について調べた結果を示す。 なお、 酸素ガスの導入は、 マグネ トロン . スパッタ法の後半のみ （被膜表層部： 0. 5 ju m厚相当） とした。
図 1 3から明らかなように、 酸素ガスを導入することによって抵抗率 pは急激に 増大する。特に、酸素ガス導入量が 5 sccm以上になると抵抗率 pは 109 Ω - m 以上、 また酸素ガス導入量が 50sccm以上になると抵抗率 pは 101 3 Ω - m 以上の極めて高い 値を呈するようになった。
但し、 酸素ガス導入量が 500 sccmを超えると、 抵抗率 pの改善効果は飽和に達し た。
そこで、 本発明では、 ドライプレーティングの後半において、 コーティング雰囲 気中に導入すべき酸素量を 5〜500 sccmの範囲に限定したのである。 好ましくは 50 〜500 sccmの範囲である。
次に、 図 1 4に、 SiNx セラミック被膜のグロ一放電分析による膜厚方向の Fe, N , O , Si成分の分析結果を示す。
図 1 4に示したとおり、 各成分は膜厚方向で変化している。 中でも Oは、 表面か ら 0· 5 μ πι の範囲で多い。 これは、 セラミック被膜が膜厚方向にわたって傾斜機能 を有していることを意味し、 これによつて密着性に優れ、 かつ絶縁性および耐摩耗 性に優れたセラミック被膜の形成が可能となったのである。
ここに、 被覆すべきセラミック被膜としては、 前述したとおり、 Al, Β , Si, Crおよび Tiの窒化物、 酸化物または炭化物のうちから選んだ少なくとも一種が有利 に適合する。
また、 かかるセラミック被膜の被覆厚みについては、 0· 05〜5. 0 ju m とすること が好ましい。 というのは、 セラミック被膜厚が 0. 05 / m 以上であれば、 十分な絶縁 性が確保できるからである。 一方セラミック被膜厚が 5. 0 /i m 以下の方が、 セラミ ック被膜と基材との密着性の確保が容易になるだけでなく、 コーティングによるコ ストアップを回避できるからである。
なお、 本発明に従う ドライプレーティングに際し、 被覆しょうとするセラミック が窒化物や炭化物の場合には、 ターゲットとして単味の材料 （金属体） を用いるこ とができるが、 被覆しょうとするセラミックが酸化物の場合には、 ターゲットその ものについても酸化物を用いることが好ましい。
また、 セラミック被膜の形成に際しては、 ターゲットの周囲に磁石を配置し、 R F (Radio Frequency) 装置を利用すること.が、 高プラズマ雰囲気を達成でき、 優れ た抵抗率を得る上で一層有利である。
さらに、 本発明の注射針、 穿刺針、 縫合針、 生体用ピンセッ ト、 鉗子、 手術用ハ サミおよび手術用メス等の医療器具の表面上へのセラミック被膜の被覆は、 これら の器具の全面に施す必要はなく、 少なくともその使用に際して生体組織と直接接触 する部位に対して施せば良い。
また、 図 1 1 は、 本発明の別の装置を示したもので、 異常放電のない良好なブラ ズマ雰囲気を得る装置を示す。 図 1 1に示したところにおいて、 蒸着粒子 （主にィ オン化した Si粒子） 9は、 試料ホルダー 2で固定した金属製穿刺針 3に対して直進 する間に、 反応ガスである 02ガスと反応し、 Si02として穿刺針 3の表面に蒸着する ことになる。 なお、 ターゲットから出る蒸発粒子は全てがイオン化した Si粒子では なく、 一部は Siと 02に分離せず、 そのまま Si02粒子の状態で金属製穿刺針 3に付着 する。
本発明では、 上記したように Si02などの絶縁体をターゲットとして使用し、 また かかるターゲットの周囲に高プラズマ雰囲気形成用磁石 21および R F装置 19を配置 することによって、 異常放電を発生することなしに高プラズマ雰囲気の達成が可能 となるので、 密着性を損なうことなしに、 絶縁性に極めて優れた穿刺針の製造が可 能になるのである。 なお、 2 0は、 RF装置の電源である。
また、 本発明では、 絶縁性のスパッタ ·ターゲットを 2基設置し、 これらを交互 に放電させる W力ソード方式とすることにより、 より効果的にターゲット表面にお ける異常放電の発生を防止することができ、 また高速成膜も併せて達成することが できる。
なお、 本発明では、 上記したように、 絶縁物をターゲットとして使用するので、 通常の金属 ·半金属のターゲットを使用した場合よりも、 基材との密着性は若干劣 る。 しかし、 金属 ·半金属のターゲットを使用し途中で反応性のセラミック膜を得 る方法よりも、 絶縁性に格段に優れたセラミック膜を得ることができる。
かかるセラミック被膜の被覆厚みについては、 0. 05〜5. 0 u rn とすることが好ま しい。 というのは、 セラミック被膜厚が 0. 05 μ ιη 以上であれば、 十分な絶縁性が確 保できるからである。 一方セラミック被膜厚が 5· 0 μ ιη 以下の方が、 セラミック被 膜と基材との密着性の確保が容易になるだけでなく、 コーティングによるコストァ ップを回避できるからである。
さらに、 上記のようなセラミック膜の被覆方法として、 本発明では、 前述したよ うに、 特に限定されることはない。 しかし、 ドライプレーティング法によって被覆 することが有利である。 ドライプレーティング法としては、 高イオン化および高速 成膜が可能で、 セラミック膜の制御が容易で、 かつコーティングが容易なマグネト 口ン ·スパッタ法を用いるのが好ましい。
また、 その場合に、 異常放電の防止と高プラズマ雰囲気中でのコーティングを安 定して行うために、 力ソードの周囲あるいは上部に高プラズマ雰囲気形成用磁石 21 を配置すると共に R F装置 19を設置することが好ましい。 この時、 スパッタ 'ター ゲットを 2基設置し、 これらを交互に放電させるいわゆる Wカソード方式とすれば、 より効果的に異常放電の発生を防止することができる。
ここに、 マグネトロン .スパッタ法による、 セラミック膜の好適被覆条件は次の とおりである。
例えば、 Si02コーティングを行うためには、 焼結した Si02ターゲットを使用し、 また SiNx コーティングを行うためには、 焼結した SiNx ターゲットを使用すれば 良い。 このような場合には、 投入パワー ： 5 ~50 kW 、 真空度： 0. 8 X 10— 4〜3 X I 0一3 Torr、 Arガス流量： 50〜500 sccm、 反応ガス （02ガスや N2ガスなど） 流量 50 〜2000sccm程度が最適条件である。
なお、 絶縁性のターゲットを使用し、 かつ反応ガスを流しながら、 全ての粒子を 窒化物や炭化物、 酸化物の形態で被覆した場合には、 基材である針との密着性が金 属ターゲットを使用してイオン化粒子の状態で被覆した場合に比べると若干劣化す る。 そこで、 コーティングの初期段階では 02や N2などの反応ガスを供給せずに、 幾 分イオン化粒子が存在する状態でコーティングを行うことが、 密着性の劣化を防止 する上でより有利である。
なお、 本発明で対象とする針は、 前述した穿刺針や注射針、 縫合針に限るもので はなく、 造影剤注入用の造影針など、 生体に刺して用いる医療用針であればいずれ もが適合する。
上述したとおり、本発明では、絶縁性に優れたセラミック被膜を被成するために、 ターゲットとして金属材料を使用せず、 Si02焼結体のようなセラミック絶縁材料を 使用し、 かつ力ソードの周囲に高プラズマ雰囲気形成用磁石 21と R F装置 19を設置 することによって、 異常放電のない良好なプラズマ雰囲気中で絶縁性に優れたセラ ミック ' コーティングを行うところに特長がある。
また、 発明者は、 上述の本発明のセラミック被覆穿刺針を用いて、 ラットの肝臓 組織を抽出し、 透過電子顕微鏡により詳細に観察した結果、 次のような新たな事実 を見出した。
a ) セラミック被覆穿刺針を用いて抽出した組織の表面は、 通常のステンレス製の 穿刺針に比べると極めて平滑に切断されている。
b ) セラミック被覆穿刺針を用いて抽出した細胞中の核は、 図 7の透過電子顕微鏡 写真に示すように、 その一部が切断された事例が観察された。
このように、 絶縁性に優れたセラミック被膜をそなえるセラミック被覆針は、 生体組織や細胞に破壌や引きちぎり等の悪影響が極めて小さい。
そこで、 発明者らは、 セラミック被覆針のもつ上記の特長を医療用以外の他の分 野にも活用すべく、 広範な技術分野にわたり、 その適用の是非について検討を行つ た。
その結果、 例えば、 生体研究用、 特に遺伝子制御の分野において、 優れた効果を 示すことが新たに見出された。
すなわち、 従来、 遺伝子制御の分野において、 細胞の核を切断したり、 あるいは 核に免疫液等を注入する際には、 ガラス製あるいはセラミック製の針が用いられて いたのであるが、 これらの針には、 以下に述べるような問題があった。
(1) 細胞の核を切断したり、 核に免疫液等を注入するための遺伝子制御用針'として は、 極細である必要がある。 例えば、 細胞核は、 直径が 2〜 5 m程度あるため、 これを制御するためには、 この大きさに見合う径にする必要があるが、 このように 細かい径の針をガラス製あるいはセラミック製の針で製造することは極めて難しく、 従来では最小でも直径が 0. 7 μ πι程度に止まっていた。
(2) 従来は、 直径が 0. 7 μ ι 程度の針を用いて、 細胞核の切断や免疫液等の注入が 行われていたが、 これらは切れ味に難があるため、 細胞核の保護膜である核膜の抵 抗を受け、 的確に細胞核の切断や免疫液等の注入を行うことは難しかった。
(3) ガラス製あるいはセラミックは極めて脆いため、極細の針を製造するのは言う までもなく、 その使用に際して、 折損し易く、 その取り扱いが難しかった。 そこで、 発明者らは、 上記の知見を踏まえ、 遺伝子制御用として新たに極細のセ ラミック被覆針を作成し、これを用いて、細胞核の切断や免疫液等の注入に試みた。 その結果、 かようなセラミック被覆針を用いれば、 細胞中の核の一部を的確に切 断することができ、 まわりの細胞や組織に破壌や、 引きちぎり等のダメージによる 悪影響を与えることなしに、 細胞核の制御が可能であることが究明された。
本発明は、 上記の知見に立脚するものである。
以下、 本発明を具体的に説明する。 .
本発明で意図した 「細胞核の切断や免疫液等の注入による遺伝子制御」 を図るた めには、 細胞核と同程度の極細の針が必要である。
ここに、 細胞核としては、 大きいものとしては卵子 （直径：約 25 μ ηι ) I また 小さいものとしては通常の細胞の核 （直径： 2〜5 /z m 程度） がある。
以下、 本発明の遺伝子制御用のセラミック被覆針の限定理由を説明する。
( 1 ) 遺伝子制御用のセラミック被覆針の直径
細胞核に免疫液等を注入する場合、 針の直径は、 必ずしも細胞核の径よりも小さ くする必要はなく、 その先端が細胞核内に切れ込んで免疫液等を注入できる太さで あれば良い。 とはいえ、 免疫液等の注入量を正確に制御することを考慮すると、 細 胞核の 1/4~ 1/5 程度の大きさとして、 その先端部が完全に細胞核内に侵入できる ようにすることが有利であることは言うまでもない。
そこで、 本発明では、 遺伝子制御用のセラミック被覆針の好適直径については 0. 0005〜0. 5 mmとした。
( 2 ) 遺伝子制御用のセラミック被覆針の基材
かかる極細針の基材としては、 金属材料であればいずれもが使用可能であるが、 特に好ましくはステンレス鋼である。
ステンレス鋼は、 表面が鲭ぴず、 かつ精密加工処理が容易だからである。 とりわ けフェライ ト系ステンレス鋼が有利に適合する。
例えば、 ステンレス鋼を基材として、 遺伝子制御用の針を製造する場合、 ステン レス鋼素材を、 連続鎳造し、 熱間圧延一冷間圧延一光辉焼鈍を行った後、 精密加工 により目的とする形状に加工処理する。 なお、 この処理工程は、 従来技術に従って 行えば良い。
ついで、 得られた針を、 最近の高精密加工技術を用いて、 直径： 0. 0005〜0. 5 腿 φ程度まで微細加工する。
( 3 ) 遺伝子制御用のセラミック被覆針のセラミック被膜
この針の表面を、 超音波洗浄や電解研磨等によって清浄にしたのち、 セラミック 被膜を被成する。 かようなセラミックとしては、 抵抗率 pが 105 Ω · ιη 以上の絶縁 性セラミックを用いることが重要である。 抵抗率 ρが 105 Ω · ηι 以上のセラミック であれば接触した組織片ゃ病変部の周りの細胞おょぴ目的とする細胞核に対する悪 影響を完全に払拭することができる。
( 4 ) 遺伝子制御用のセラミック被覆針の製造方法
以下、 ドライプレーティング法を用いて遺伝子制御用針の外表面おょぴ内表面に セラミック膜を被覆する方法について説明する。 ·
図 8 に、本発明の遺伝子制御用セラミック被覆針の製造に用いて好適なマグネト ロン . スパッタ装置を模式で示す。
図 8中、 番号 1は真空槽、 13 は試料ホルダーと金属製針を内蔵する処理室、 4は ターゲットであるフエ口シリコン、 5 はマグネット、 6 はこれらの間に介揷された 銅板、 7 はその水冷管、 8 は反応ガスの装入口である。 そして、 矢印 14 で真空槽 1 内の真空引き （5 X 10_4Torr程度） 方向を、 矢印 15 で金属製針の内部をより高真空 に保持するための差圧高真空引き （ 5 X 10— 5Torr以上、 すなわち 6. 65 X 10— 3 Pa 以上） を示し、 9 でイオン化した Si粒子を示した。 16 が差圧高真空室である。 図 8において、イオン化した Si粒子 9 は、 処理室 13 内の試料ホルダーで固定した 金属製穿刺針 3に対して直進する間に、 反応ガスである窒素ガスと反応し、' SiNx と して穿刺針 3の表面に蒸着することになる。
しかしながら、 遺伝子制御用の針 3は極細であるため、 針の内部へのプラズマ蒸気 流の進入は極めて難しい。
そこで、 本発明では、 金属製針 3の設置状態に工夫を加えると共に、 新たに差圧 真空の技術を利用し、 針の外側の真空度よりも内側の真空度を高めた状態でプラズ マコ一ティングを行うことによって、 極細の針の内部についてもプラズマ蒸気流の 進入、 従って SiNx の蒸着を可能ならしめたのである。 . この差圧高率空引きの要領および処理室の詳細を、 図 9 を用いて説明する。
図 9 において、 番号 3 が遺伝子制御用の金属製針、 2 が試料ホルダー、 10 'が遺伝 子制御用針 3 の固定治具、 17 が遺伝子制御用針 3 と差圧高真空室 16を結ぶチューブ、 1 8がチューブ 17と差圧高真空室 16の接合治具である。
図 9に示したとおり、 本発明では、 まず蒸着粒子すなわち SiNx セラミックの被 成に際し、 金属製針 3 を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 かっこの金属製針 3 の先 端部を進行してくる蒸着粒子に対向させて設置するところに第 1の特長がある。 このような設置状態とすることにより、 蒸着粒子が金属製針 3 の内部まで効果的 に侵入して、 付着することになる。
また、 本発明では、 遺伝子制御用の金属製針 3 を差圧高真空室 16と連結し、 金属 製針 3 の内部を差圧真空技術によって、 金属製針 3 の内側の真空度を外側の真空度' よりも高めた状態でプラズマコーティングを行うところに第 2の特長を有する。 このような差圧真空技術を利用することに-より、 一層効果的に蒸着粒子が金属製 針 3 の内部まで効果的に侵入，付着するようになり、 その結果、 かような差圧真空 技術を利用しない場合に比べて金属製針 3 のより内部までセラミックの被覆が可 能となるのである。
実際、本発明に従って、金属製針 3 に対してセラミック膜の被覆を行ったところ、 図 1 0に示すように、 金属製針 3 の外表面についてはもとより、 内表面についても 絶縁性のセラミック膜を効果的に被覆することができた。 図中、番号 11 が金属製針 3 の外表面に被覆されたセラミック膜、 また 12 が内表面に被覆されたセラミック 膜である。
ここに、 金属製針の内部と外部の差圧真空差は、 金属製針の径にも依存するが、 少なくとも差圧真空差は 4. 5 X 10_4Torr以上とすることが望ましい。
また、 真空槽内の真空引きを行う真空機器としては、 拡散ポンプの使用程度で十 分であるが、 差圧高真空を得るための真空ポンプとしては、 高真空を容易に得るこ とが可能なポンプを使用する必要がある。 例えば一例としてクライオポンプ （Crio Pump) ，または、 ターボポンプ（Turbo Pump) が挙げられる。 また、 遺伝子制御用の金属製針の外表面おょぴ内表面に対するセラミック膜の被 覆領域は、 必ずしも針の全面とする必要はなく、 外表面については、 少なくとも生 体組織に接触する部位、 一方金属製針の内表面については、 少なくとも生体組織中 の細胞核に接触する部位で十分である。
ここに、 上記したセラミック膜の被覆領域は、 具体的には、 外表面については金 属製針の先端部から 1 mm以上、好ましくは 10mm以上であり、一方内表面については、 金属製針の先端部 （開口部の根元） から ΙΟ μ ηι 以上、 好ましくは 1腿以上 （図 10中 に hで示す） である。
なお、 マグネトロン · スパッタ法による、 セラミック膜の好適被覆条件は次のと おりである。
例えば S iNx コーティングを行うため、 フエ口シリ コン 'ターゲットを使用した 場合には、 投入パワー： 5〜30 kW 、 真空度 （真空槽内） ：0. 8 〜3. 0 X 10— 3Torr、 Arガス ： 50〜1000sccm、 N2ガス ： 50〜1000sccmが最適条件である。
また、 上記のプラズマコーティング中、 特にその後半において、 02を 5〜500 seem程度導入することにより、 抵抗率 pが 109 Ω - m以上の極めて絶縁性の高い セラミック被膜を被覆することもできる。
( 5 ) 遺伝 制御用のセラミック被覆針の表面粗さ R a · セラミック被膜の表面を平滑化することにより、 細胞核を切断時や免疫液等の注 入時に、 切断面や接触面が途中で引きちぎれるなどの形態不良の発生を格段に低減 することができる。
このためには、 セラミック被膜の表面粗さ Raは、 1. 5 i m 以下が好ましく、 より 好ましくは、 1. 3 μ ηι以下である。 以下、 その限定理由を下記に説明する。
上述したようなマグネトロン ' スパッタ法を用いて、 直径が 0. 1 mmのステンレス 鋼製針の外表面おょぴ内表面に厚み： 0. 7 μ τα の SiNx セラミック被膜を被成した 時の、 針の先端'部近傍の外表面おょぴ内表面における S iNx セラミック被膜の表面 粗さについて調査した。
この調査に際しては、 上記のようなセラミック被膜を被覆する前のステンレス鋼 製針の外表面おょぴ内表面についても同様にして調べ、両者を比較することとした。 なお、 上記の調査は、 ドイツ .ペルティ社製の表面粗度計を用い、 JIS B0633 (IS04288 ) に準拠して、 算術平均粗さ Raを求めた。 この際、 針の内表面について は、 針径が小さすぎて正確な表面粗さ測定が難し'かったので、 別途、 直径が 1.5 mm のステンレス鋼製針に同様な SiNx セラミックコーティングを施したものに'ついて 測定した。 また、 測定条件はカットオフ値; Lc ： 5 μιη 、 評価長さ 1„ ： 5mmとし た。
図 1 5Aおよび 1 5Bに、 それぞれ針の先端部近傍の外表面の SiNx セラミックコ 一ティングの前後における表面粗さ （算術平均粗さ Ra) と図 1 6Aおよび 1 6Bに、 それぞれ針の先端部近傍の内表面の SiNx セラミックコーティングの前後における 表面粗さ （算術平均粗さ Ra) について調べた結果を、 それぞれ比較して示す。
図 1 5Aおよび 1 6Aから明らかなように、 ステンレス鋼製針の表面凹凸は、 外表 面および内表面とも算術平均粗さ Raで 2 μηι程度である。 これに対し、 かようなス テンレス鋼製針の表面に SiNx セラミック被膜を被成した場合には、図 1 5Bおよび 1 6Bから明らかなように、外表面おょぴ内表面とも算術平均粗さ Raで 1.2 τα 以下 まで改善されている。
また、 セラミック被膜の表面粗さを低減するには、 前述したように、 ドライプレ 一ティング処理の後半に、 雰囲気中に 02を導入して、 セラミック被膜に対し膜厚方 向に傾斜機能を付与する被覆法を採用することが特に有効である。 この方法によれ ば、 セラミック被膜の表面粗さ Raを 1.3 /xm 以下まで安定して低減することができ る。
上記したように、 高密度プラズマ雰囲気中で SiNx セラミックコーティングを行 うことによって、 針表面が外表面おょぴ内表面とも格段に平滑化される。 よって、 その使用に際して細胞組織あるいはその核の切断が容易になったものと考えられる。 また、 セラミック被膜の表面を平滑化することにより、 細胞核を切断時や免疫液 等の注入時に、 切断面や接触面が途中で引きちぎれるなどの形態不良の発生を格段 に低減することができる。
以上のように、 本発明のセラミック被膜の表面粗さ Raは、 1.5 m 以下が好まし く、 より好ましくは、 1.3 以下である。 実施例 1
C ： 0. 039 mass%, Si： 0. 25mass%, Mn： 0. 12mass% , P ： 0. 008 mass%, S ： 0. 012 mass%および Cr : 18. 9mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるフェライ ト系ステンレス鋼素材を、 連続铸造し、 熱間圧延—冷間圧延一光輝 焼鈍を行った後、 精密加工により、 生体用ピンセット、 鉗子、 手術用ハサミおよび 手術用メスを作成した。
ついで、 これらの医療器具を超音波洗浄したのち、 図 5に示したマグネトロン . スパッタ法を用いて、図 2 A〜4 Aに示した各部位に種々のセラミック膜を被覆した。 すなわち、 生体用ピンセットには SiNx 膜を、 鉗子には Si02膜を、 手術用ハサミに は B N膜を、 手術用メスには A1203膜をそれぞれ被覆した。 さらに、 比較のため、 生体用ピンセットについては Ti N膜の被成も試みた。 なお、 被膜厚はいずれも約 1 /z m とした。 厚みの測定は、 前述のように、 触針式膜厚計 Alpha-step 200 (Tencor instrument (株） 製）を用いて、 別のグラススライ ド上でのコーティングした領域と コーティングなしの領域の段差を測定した。
かくして得られた生体用ピンセッ ト、 鉗子、 手術用ハサミおよび手術用メス等の 医療用器具におけるセラミック膜の絶縁性 （抵抗率 P ) および密着性について調ぺ た結果を、 表 1に示す。
なお、 セラミック膜の密着性は、 別途用意したステンレス鋼板の表面に、 同様の 方法でセラミック膜を成膜したセラミック被覆鋼板を、 種々の径の棒材に卷付け、 被膜剥離が生じなかった最小径で評価した。 最小径 2 O mm以下を密着性良好 （〇 印） 、 2 O mm超え〜 3 O mm以下をやや良好 （△印） 、 3 O mm超えを不良 （X 印） とした。 また、 抵抗率/)は、 前述したように、 四端子法で測定した。 抵抗率 p の∞は、 、 低効率/)が 1 0 9 Ω . m以上であることを意味する。
表 1に示したとおり、 本発明に従い得られた医療用器具はいずれも、 絶縁性に極 めて優れ、 また被膜密着性も良好であった。 実施例 2
質量0 /oで、 C ： 0. 033 % , Si： 0. 20% , Mn： 0. 15% , P ： 0. 008 % , S ： 0. 008 % , Cr： 17.7%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成になるフェライ ト系ス テンレス鋼を、 連続铸造し、 熱間圧延一冷間圧延一光輝焼鈍を行ったのち、 精密加 ェにより、 穿刺針 （外径： 2.0 mm、 長さ ： 170匪） 、 生体用ピンセット、 鉗子、 手 術用ハサミおよび手術用メスを作成した。
ついで、 これらの医療器具を超音波洗浄したのち、 図 5に示したマグネトロン ' スパッタ法を用いて （一部 R Fも使用） 、 高プラズマ雰囲気中で表 2に示す種々の セラミック被膜を被成した。 なお、 その際、 コーティングの前半については、 通常 のコーティング雰囲気で行い、 コーティングの後半 （被膜表層部： 0.5 ； 厚相当） に至って酸素ガスを種々の割合で雰囲気中に導入した。また、被膜厚はいずれも約 1. 0 μ τα とした。 厚みの測定は、 実施例 1と同様に測定した。 この時のコーティング 条件は、 投入パワー ： 6 kW 、 Arガス ： 100 sccm、 N2ガス ： 130 sccm (No.1, 3， 5) とした。
かくして得られた医療用器具におけるセラミック被膜の絶縁性 （抵抗率/)) およ ぴ密着性について調べた結果を、 表 2に併記する。
なお、 表 2において、 セラミック被膜の密着性は、 別途用意したステンレス鋼板 の表面に、 同様の方法でセラミック被膜を被覆したセラミック被覆鋼板を、 種々の 径の棒材に卷付け、 被膜剥離が生じなかった最小径で評価した。 セラミック被膜の 密着性の判定は、実施例 1と同様に行った。 また、抵抗率 pは、実施例 1と同様に、 四端子法で測定した。 抵抗率 p -ooは、 抵抗率 pが 109 Ω - m 以上であることを意 味する。
表 2に示したとおり、 本発明に従い得られた医療用器具はいずれも、 絶縁性に極 めて優れ、 また被膜密着性も良好であった。 実施例 3
a ) C ： 0.03mass%, Si： 0.2 mass%, Mn： 0.15mass%, P ： 0.010 mass%, S ： 0.010 mass%および Cr： 18.8mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物 の糸且成になるフェライ ト系ステンレス鋼および b ) C： 0.05mass%, Si： 0.3mass%, Mn： 0.20mass%, P ： 0.012 mass%, S ： 0. Oil mass%, Cr： 19. lmass%, Ni： 9. 1 mass%および Mo： 0. 25mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成に なるオーステナイ ト系ステンレス鋼の素材をそれぞれ、 連続铸造し、 熱間圧延一冷 間圧延一光輝焼鈍を行った後、 精密加工により外径： 0. 8 隨、 長さ ： 200 mmの造影 針を作成した。 ついで、 これらの造影針を超音波洗浄した後、 図 5に示したマグネ トロン ' スパッタ装置を用いて高プラズマ雰囲気中で SiNx を成膜した。
なお、 このマグネトロン · スパッタ法による SiNx セラミック膜の成膜に際して は、 Ar： 100 sccm、 N2 ： 65sccm中で 0. 厚に成膜した。 厚みの測定は、 実施例
1と同様に測定した。 また、 SiNx セラミック膜の被覆領域は、 外表面については 針の先端部から70mm、 内表面については針の先端部 （開口部の根元） から 6匪であ つた。
かくして得られたセラミック被覆造影針を用いて採取した組織の組織損傷度 （T D D ) および SiNx セラミック膜の密着性について調べた結果を、 表 3に示す。 ここに、 セラミック膜の密着性は、 別途用意したステンレス鋼板の表面に、 同様 の方法でセラミック膜を成膜したセラミック被覆鋼板を、種々の径の棒材に卷付け、 被膜剥離が生じなかった最小径で評価した。 セラミック被膜の密着性の判定は、 実 施例 1と同様に行った。 また、 抵抗率 pは、 実施例 1と同様に、 四端子法で測定し た。 抵抗率 p =∞は、 抵抗率 が 109 Ω · m以上であることを意味する。
なお、 表 3には、 比較のため、 セラミック腠の被覆がない、 上記 a ) のフェライ ト系ステンレス鋼製の造影針を用いた場合の調査結果も併せて示す。
表 3に示したとおり、 本発明に従い得られたセラミック被覆針は、 被膜密着性が 良好で、 しかも採取した組織の T D Dは 0. 15以下と優れた値を示していた。 実施例 4
C ： 0. 03mass%, Si ： 0. 3 mass% , Mn： 0. 12mass%, P ： 0. Oil mass%, S ： 0. 009 mass%および Cr : 16. 9mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるフェライ ト系ステンレス鋼素材を、 連続鎳造し、 ついで熱間圧延一冷間圧延 一光輝焼鈍を行った後、 精密加工により外径： 2. 1 mm、 長さ ： 170 mmの生体検査用 針 （以下、 生検針と称す） を作成した。 ついで、 この生検針を超音波洗浄した後、 図 5に示したマグネトロン · スパッタ法を用いて （一部 R F法も使用） 、 高プラズ マ雰囲気中で表 4に示す種々のセラミック膜を成膜した。 なお、 厚みの測定は、 実 施例 1と同様に測定した。 この際、生検針の設置状態は、図 5の場合と同じにした。 かくして得られたセラミック被覆針を用いて採取した組織の組織損傷度（T D D ) およびおよび被覆セラミック膜の密着性について調べた結果を、 表 4に併記する。 セラミック被膜の密着性の判定は、 実施例 1.と同様に行った。 また、 抵抗率 pは、 実施例 1と同様に、 四端子法で測定した。 抵抗率 p =∞は、 抵抗率 ρが 109 Ω - m 以上であることを意味する。
表 4に示したとおり、 本発明に従い、 抵抗率 pが 105 Ω · ιη 以上の絶縁性セラミ ック膜を被成した場合は、採取した組織の T D Dを 0. 35以下に低減することができ、 従ってその使用に際して、 病変部に刺した穿刺針のまわりの細胞については言うま でもなく、 採取した組織片に対する悪影響を完全に払拭できることが分かる。 実施例 5
C ： 0. 033 mass%, Si ： 0. 3 mass%, Mn ： 0. 13mass%, P ： 0. 009 mass%, S ： 0. Oil mass%および Cr : 17. 9mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるフェライ ト系ステンレス鋼素材を、 連続铸造し、 熱間圧延—冷間圧延一光輝 焼鈍を行った後、 精密加工により外径： 0. 9 議、 内径： 0. 75瞧、 長さ ： 230 mmの穿 刺針を作成し 。
ついで、 この穿刺針を超音波洗浄した後、 図 1 1に示したマグネトロン . スパッ タ装置を用いて高プラズマ雰囲気中で種々のセラミック膜を 1. 0 μ m厚に成膜した。 厚みの測定は、 実施例 1と同様に測定した。
この時、 穿刺針の設置状態は、 図 1 1の場合と同じとし、 またスパッタ 'ターゲ ットとしては表 5に示す種々のものを用いた。 特に表 5中の No. 2および No. 4につ いては Wカソード方式を利用した。
なお、 このマグネトロン ·スパッタ法によるセラミック膜の被覆領域は、 外表面 については針の先端部から 50〜80mm程度、 内表面については針の先端部 （開口部の 根元） から 5 〜 8 mm程度であった。 かくして得られたセラミック被覆穿刺針におけるセラミック膜の密着性および絶 縁性 （抵抗率 p ) について調べた結果を、 表 5に併記する。
ここに、 セラミック膜の密着性は、 別途用意したステンレス鋼板の表面に、 同様 の方法でセラミック膜を成膜したセラミック被覆鋼板を、種々の径の棒材に卷付け、 被膜剥離が生じなかった最小径で評価した。 セラミック被膜の密着性の判定は、 実 施例 1と同様'に行った。 また、 抵抗率 pは、 実施例 1と同様に、 四端子法で測定し た。 抵抗率 ρ =∞は、 抵抗率 ρが 109 Ω · m以上であることを意味する。
表 5に示したとおり、 本発明に従い得られたセラミック被覆針は、 絶縁性に極め て優れ、 また被膜密着性も低く、 良好であった。 実施例 6 (細胞の核が大きい卵子 （約 25 /i m)を対象とする場合の例）
C： 0. 030 mass%, Si： 0. 22mass%, Mn： 0. 18mass% , P： 0. 009 mass%， S ： 0. 008 mass%および Cr : 17. 9mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるフェライ ト系ステンレス鋼素材を、 連続铸造し、 熱間圧延一冷間圧延一光輝 焼鈍を行ったのち、 精密加工により、 外径： 0. 2 mm、 内径： 0. 15mm、 長さ ： 100 mm の金属製針を作成した。
ついで、 この針を、超音波洗浄したのち、 図 8およぴ図 9に示したマグネトロン ' スパッタ装置を用いて SiNx 膜を成膜した。
なお、 このマグネトロン ' スパッタ法による SiNx セラミック膜の成膜に際して は、 Ar： 100 sccm、 N2： 150 sccm中にて 0. 7 ^ m 厚に成膜した。 厚みの測定は、 実 施例 1と同様に測定した。 また、 SiNx セラミック膜の被覆領域は、 外表面につい ては針の先端部から 50議、 内表面については針の先端部 （開口部の根元） から 8 mm であった。
この SiNx セラミック被覆針を用いて、卵子の中に免疫液の注入を試みたところ、 このセラミック被覆針の先端はスムーズに卵子内に侵入し、 所定量の免疫液を正確 に注入することができた。
また、 生体組織に及ぼす悪影響はほとんどなく、 組織損傷度 （T D D ) は 0. 33で めった。 実施例 7 (細胞の核が小さいリンパ球の細胞の核（約 3 μ ηι) を対象とする場合の例）
C： 0. 045 mass%, Si： 0. 34mass%, Mn： 0. 25mass%, P： 0. 010 mass%, S ： 0. 007 mass%および Cr : 16· 9mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるフェライ ト系ステンレス鋼素材を、 連続鎳造し、 熱間圧延一冷間圧延—光輝 焼鈍を行ったのち、 精密加工により、 外径： 0. 005 mm、 内径： 0. 002 長さ ： 50 mmの金属製針を作成した。
ついで、 この針を、超音波洗浄したのち、 図 8およぴ図 9に示したマグネトロン ' スパッタ装置を用いて （一部 R F法も使用） 、 B N膜を 0. 5 /i m厚に被成した。 厚 みの測定は、 実施例 1と同様に測定した。
この B Nセラミック被覆針を用いて、 細胞の核の切断を試みたところ、 予定した 切断位置で的確に核を切断することができた。
勿論、 生体組織に及ぼす悪影響はほとんどなく、 組織損傷度 （T D D ) ほ 0. 30で めった。 実施例 8
C： 0. 039 mass%, Si： 0. 28mass%, Mn： 0. 26mass%, P 0. 012 mass0ん S ： 0. 009 mass%および Cr： 18. 3mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるフニライ ト系ステンレス鋼素材を、 連続鎵造し、 熱間圧延一冷間圧延一光輝 焼鈍を行った後、 高精密加工により外径： 0. 005 mm、 内径： 0. 002 mm、 長さ ： 50mm のステンレス製針を作成した。 ついで、 この針を超音波洗浄した後、 図 8およぴ図 9に示したマグネトロン . スパッタ装置を用いて高プラズマ雰囲気中で SiNx を成 膜した。
なお、 このマグネトロン · 'スパッタ法による SiNx セラミック膜の成膜に際して は、 Ar： 100 sccm、 N2： 130 sccm中で 0· 5 /x m 厚に被成した。 厚みの測定は、 実施' 例 1と同様に測定した。
また、 この時の針の外表面側の真空度は 1. 5 X 10— 3Torr、 内側の真空度は 5. 0 X 10— 5Torrに制御した。
さらに、 SiN X セラミック膜の被覆領域は、外表面については針の先端部から 5 腿、 内表面については針の先端部 （開口部の根元） から 20 μ πι であった。
かくして得られた SiN X セラミック被覆針を用いて、 細胞の核の切断を試みたと ころ、 予定した切断位置で的確に核を切断することができた。
勿論、 生体組織に破壊や引きちぎり等の悪影響はほとんどなく、 組織損傷度 （T
D D ) は 0. 30であった。 実施例 9
C ： 0. 03mass%, Si： 0. 06mass% , Mn： 1. 3 mass%, P ： 0. 031 mass% , S ： 0. 012 mass%および Cr： 17. 9mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるフニライ ト系ステンレス鋼素材を、 連続踌造し.、 熱間圧延一冷間圧延一光輝 焼鈍を行った後、精密加工により種々の外径おょぴ内径になる金属製針を作成した。 ついで、 この金属製針を超音波洗浄した後、 図 8および図 9に示したマグネトロ ン 'スパッタ装置を用いて高プラズマ雰囲気中で種々のセラミック膜を l. O /z m厚に 成膜した。 厚みの測定は、 実施例 1と同様に測定した。
この時、 金属製針の設置状態は、 図 9の場合と同じとし、 またスパッタ 'ターグ ットとしては表 6に示す種々のものを用いた。
かくして得られたセラミック被覆針におけるセラミック膜の絶縁性 （抵抗率 および組織損傷度 （T D D ) について調べた結果を、 表 6に併記する。
表 6に示したとおり、 本発明に従い得られたセラミック被覆針は、 絶縁性に極め て優れ、 また組織損傷度も低く、 良好であった。 実施例 1 0
C： 0. 042. mass%, Si： 0. 31mass%, Mn： 0. 21mass%, P： 0. Oil mass%, S ： 0. 008 mass%および Cr : 17. 9mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるステンレス鋼素材を、 熱間圧延一冷間圧延一光輝焼鈍を行った後、 高精密加 ェにより外径： 0. 005 mm, 内径： 0. 002 mm、 長さ ： 50mmのステンレス鋼製針を作成 した。 ついで、 この針を超音波洗浄したのち、 図 8およぴ図 9に示したマグネトロ ン . スパッタ装置を用いて高プラズマ雰囲気中で SiNx を成膜した。 なお、 このマグネトロン 'スパッタ法による SiNx セラミック被膜の成膜に際し ては、 Ar： 100 sccm、 N2： 130 sccm中で 0· 5 μ m厚に被成した。 厚みの測定は、 実 施例 1と同様に測定した。
また、 この時の針の外表面側の真空度は 1.60X10— 3 ( 1.2X 10~3Torr) 、 内側 の真空度は 9.31X10— 3Pa ( 7.0 X 10— 5Torr) に制御した。
さらに、 SiN セラミック被膜の被覆領域は、 外表面については針の先端部から 5 00 mm, 内表面については針の先端部 （開口部の根元） から5 Ομπι (図 1 0'に hで示 す領域） であった。
かくして得られた SiN セラミック被覆針の表面粗さ Raは 1.1 μ ια であり、 また かかるセラミック被覆針を用いて、 細胞の核の切断を試みたところ、 予定した切断 位置で的確に核を切断することができた。
勿論、 生体組織に破壊や引きちぎり等の悪影響はほとんどなく、 組織損傷度 （Τ DD) は 0.29であった。
,実施例 1 1
C： 0.033 mass%, Si： 0.22mass%, Mn： 0.13mass%, P： 0.009 mass%, S ： 0. 012 mass%および Cr : 18.6mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるステンレス鋼素材を、.熱間圧延一冷間圧延一光輝焼鈍を行った後、 精密加工 により種々の外径おょぴ内径になる金属製針を作成した。
ついで、 この金属製針を超音波洗浄した後、 図 8およぴ図 9に示したマグネトロ ン ·スパッタ装置を用いて高プラズマ雰囲気中で種々のセラミック被膜を成膜した。 厚みの測定は、 実施例 1と同様に測定した。'
この時、 金属製針の設置状態は、 図 9の場合と同じとし、 またスパッタ ·ターゲ ットとしては表 7に示す種々のものを用いた。
かくして得られたセラミック被覆針におけるセラミック被膜の表面粗さ Ra、 絶縁 性 （抵抗率 および組織損傷度 （TD D) について調べた結果を、 表 7に併記す る。
表 7に示したとおり、 本発明に従い得られたセラミック被覆針の表面粗さ Raは 1. 3 /x m 以下であり、 またかかるセラミック被覆針は、 絶縁性に極めて優れ、 組織損 傷度も低く、 良好であった。 実施例 1 2
C ： 0. 023 mass%, Si： 0. 26mass% , Mn： 0. 18mass% , P ： 0. 01mass%, S ： 0. Oi l mass%および Cr : 17. 3mass%を含有し、 残部は Feおよび不可避的不純物の組成 になるステンレス鋼素材を、 熱間圧延—冷間圧延一光輝焼鈍を行った後、 精密加工 により種々の外径および内径になる金属製針を作成した。
ついで、 この金属製針を超音波洗浄した後、 実施例 1 1と同じく、 図 8および図 9に示したマグネトロン ' スパッタ装置を用いて高プラズマ雰囲気中で種々のセラ ミック被膜を成膜した。 厚みの測定は、 実施例 1と同様に測定した。
なお、 この際、 プラズマ処理の途中で、 雰囲気中に 02を導入して、 膜厚方向に傾 斜機能を付与するセラミック被膜とした。
かくして得られたセラミック被覆針におけるセラミック被膜の表面粗さ Ra、 絶縁 性 （抵抗率 および組織損傷度 （T D D ) について調べた結果を、 表 8に示す。 表 8に示したとおり、 本発明に従い得られたセラミック被覆針の表面粗さ Raは 1. 2 m 以下であり、 またかかるセラミック被覆針は、 絶縁性に極めて優れ、 組織損 傷度も低く、 良好であった。 ' 産業上の利用可能性 '
かくして、 本発明によれば、 手術等を施した場合に、 生体組織や細胞に対して破 壌や引きちぎり等の何らの悪影響を及ぼすことのない、 絶縁性に極めて優れたセラ ミック被覆医療用器具を、 安定して得ることができる。
また、 本発明によれば、 使用中に折損などが生じることがなく、 また採取した組 織片ゃ病変部に刺した穿刺針のまわりの細胞に悪影響を及ぼすことのない医療用セ ラミック被覆針を、 安定して製造することができる。
また、 本発明によれば、 細胞核の切断や細胞核への免疫液等の注入などの遺伝子 制御を、 細胞核等に刺した針のまわりについては言うまでもなく、 針の内部の細胞 核についても何らの悪影響を及ぼすことなしに容易に実施することができる, 表 1
Figure imgf000036_0002
∞は、 抵抗率 ρ≥109 Ω - m を意味する。
Figure imgf000036_0001
Figure imgf000036_0003
'は、 抵抗率/)≥109 Ω - m を意味する, No. 医療用 ¾ ^具 セラミック被膜の種類 酸素量 抵 ini率 p 密着性
(sccm) ( Ω · m)
原料 被膜前半 被膜後半 (mm) 評価
1 穿刺針 Si Si x SiNx(0) . 25 oo 20 〇
2 生体用ピンセッ ト SiO SiOx. Si02 50 oo 20 〇
3 鉗子 B B N B N (0) 135 oo 25 Δ
4 手術用ハサミ A120 AIA. 5一 2. A1203 · ' 250 oo 25 Δ
5 穿刺針 ,Ti TiN . TiN (0) 100 oo 20 〇
∞は、 抵抗率 /ο ≥109 Ω - m を意味する。
表 4
Figure imgf000038_0001
∞は、 抵抗率 ρ≥109 Ω - m を意味する。
抵抗率
力ソード ( v. O .· τ mηノ Ί 密着性
タ一ゲッ トの種類 の形式 備 考
(mm) 評価
Si02粉末の焼結体 •S力ソード oo 20 〇 発明例
Si 3N4粉末の焼結体 W力ソード oo 20 〇 発明例
B N粉末の焼結体 S力ソード oo 25 厶 発明例
A1203粉末の焼結体 W力ソード oo -25 Δ 発明例.
Ti N粉末の焼結体 S力ソード 2. 0 X 104 20 〇 比較例
S力ソード ： シングルカソード方式
Wカノード ： ダブルカソ一ド方式
∞は、 抵抗率 /ο≥109 Ω - m を意味する,
Figure imgf000040_0001
金属製針の寸法 （mra) 被覆領域 （h) 抵抗率 組織損傷度
No. ターゲッ トの種類 外径 内径 長さ 外 表 面 内 表 面 P TDD 備 考 mmノ ( μ m) ( Ω · m)
1 フ エ 口 Si 0.01 0.005 50 50 25 oo 0.25 発明例
2 A1203 0.005 0.002 20 20 ' 15 oo 0.26 発明例
3 B N 0.03 0.015 70 70 30 oo 0.23 発明例
4 Si-Al 0.001 0.0006 15 15 10 oo 0.29 発明例
5 Ti 0.01 0.005 50 50 25 5 X10 0.58 比較例
OOは、 抵抗率 ρ≥10 Ω · ΙΏ を意味する,
CO
00
表 7
Figure imgf000041_0001
∞は、 抵抗率/)≥10 Ω ， m を意味する
CO
O
Figure imgf000042_0001
∞は、 抵抗率 ρ≥10 Ω -mを意味する。
0

Claims

請求の範囲
1 . 少なくとも生体と直接接触する金属部位が、 抵抗率 )が 105 Ω - m 以上の絶 縁性のセラミックで被覆されたセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミック被 覆生体研究用器具。
2 . '請求項 1において、 前記セラミック膜の厚みが 0. 05〜5. 0 ； i m であるセラミツ ク被覆医療用器具あるいは、 セラミック被覆生体研究用器具。
3 . 請求項 1または 2において、. 前記セラミック膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Ti の窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種からなるセラミツ ク被覆医療用器具あるいは、 セラミック被覆生体研究用器具。
4 . 請求項 1〜3のいずれかにおいて、 前記医療用器具が、 生体用ピンセッ ト、 鉗 子、 手術用ハサミまたは手術用メスのいずれかであるセラミック被覆医療用器具。
5 . 請求項 1〜 3のいずれかにおいて、 前記セラミック医療用器具が、 注射針、 穿刺 針あるいは、 縫合針であることを特徴とするセラミック被覆医療用器具。
6 . 請求項 5において、 前記針の表面の一部または全面に、 抵抗率 pが 103 Ω - m 以上の絶縁性のセラミック被膜を有することを特徴とする医療用セラミック被覆針。
7 . 請求項 6において、 前記セラミック被膜の厚みが 0. 05~ 5. 0 μ ια である医療 用セラミック被覆針。
8 . 請求項 6または 7において、 前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種からなる医療用 セラミック被覆針。
9. 請求項 6, 7または 8において、 前記被覆針の基材金属がステンレス鋼ある いは、 高張力鋼である医療用セラミック被覆針。
1 0. 請求項 6において、 前記針のセラミック被覆領域が、 外表面の一部または全 面ならびに内表面の針先端部から少なくとも 1mm内部であることを'特徴とする医療 用セラミック被覆針。
1 1. 請求項 1 0において、 前記セラミック被膜の厚みが 0.05〜5.0 m である 医療用セラミック被覆針。
1 2. 請求項 1 0または 1 1において、 前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si、 C rおよび Tiの窒化物、炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種からなる 医療用セラミック被覆針。
1 3. 請求項 1 0, 1 1または 1 2において.、 前記被覆針の基材金属がステンレ ス鋼あるいは、 高張力鋼である医療用セラミック被覆針。
14. 請求項 1~ 3のいずれかにおいて、 前記セラミック被覆生体研究用器具が、 遺 伝子制御用針である遺伝子制御用セラミック被覆針。
1 5. 請求項 1 4において、 前記針のセラミック被覆領域が、 金属製針の少な.くと も生体組織中の細胞核に接触する部位の表面である遺伝子制御用 セラミック被覆 針。
1 6. 請求項 1 4あるいは、 1 5において、 前記被覆針の直径が 0.0005〜0.5 mmで ある遺伝子制御用セラミック被覆針。
1 7. 請求項 1 4、 1 5または 1 6のいずれかにおいて、 前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Tiの窒化物、 酸化物または炭化物のうちから選んだ少なくと も一種である遺伝子制御用のセラミック被覆針。
1 8. 請求項 1 4において、 前記金属製の針のセラミック被覆領域が、 金属製針の 外表面については、 少なくとも生体組織に接触する部位について、 一方金属製針の 内表面については、 少なくとも生体組織中の細胞核に接触する部位であることを特 徴とする遺伝子制御用セラミック被覆針。
1 9. 請求項 1 8において、 前記金属製針の内表面における絶縁性セラミック被膜 の被覆領域が、 該金属製針の先端部から lO^U Dl 以上であることを特徴とする遺伝子 制御用セラミック被覆針。
20. 請求項 1 8または 1 9において、前記セラミック被膜の厚みが 0.05~5.0 πι である遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 1. 請求項 1 8， 1 9または、 20のいずれかにおいて、前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si、 Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくと も一種からなる遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 2. 請求項 1.8~2 1のいずれかにおいて、 前記針の基材金属がステンレス鋼あ るいは、'高張力鋼である遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 3. 請求項 1 8~2 2のいずれかにおいて、 前記針の直径 φが 0.0005〜0.5 mmで ある遺伝子制御用セラミック被覆針。
24. 請求項 1 4において、 前記針のセラミック被覆領域が、 金属製針の外表面お ょぴ内表面のうち、 少なくとも生体組織中の細胞核に接触する部位であり、 かつ、 そのセラミック被覆の表面粗さが算術平均粗さ で 以下であることを特徴 とする遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 5 . 請求項 2 4において、 前記針の内表面における絶縁性セラミックの被覆領域 力 S、 前記針の先端部から lO /z m 以上であることを特徴とする遺伝子制御用セラミツ ク被覆針。
2 6 . 請求項 2 4または 2 5において、 前記セラミック被膜の厚みが0. 05〜5. 0 111 である遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 7 . 請求項 2 4、 2 5または 2 6のいずれかにおいて、 前記セラミック被膜が、 Al、 B、 Si, Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくと も一種からなる遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 8 . 請求項 2 4〜 2 7のいずれかにおいて、 前記針の基材金属が、 ステンレス鋼 あるいは、 高張力鋼などの鉄系金属である遺伝子制御用セラミック被覆針。
2 9 . 請求項 2 4〜 2 8のいずれかにおいて、 前記針の直径 φが 0. 0005〜0. 5 mmで ある遺伝子制御用セラミック被覆針。
3 0 . 金属製の医療用器具あるいは、 生体研究用器具の少なくとも生体と直接接 触する金属部位を、 ドライプレーティング法により、 絶縁性のセラミックで被覆す るセラミック被覆医療用器具あるいは、セラミック被覆生体研究用器具の製造方法。
3 1 . 請求項 3 0において、 前記ドライプレーティング工程の後半において、 コーティング雰囲気中に 5〜500sccmの 0 2 を導入することにより、少なくともセラ ミック被膜最表層における抵抗率 pを 105 Ω . m 以上とすることを特徴とする、 絶 縁性、 密着性おょぴ耐摩耗性に優れたセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミ ック被覆生体研究用器具の製造方法。
3 2 . 請求項 3 0または、 3 1において、 前記セラミック被膜最表層における抵抗 率 p力 S、 109 Ω · m 以上であるセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミック被 覆生体研究用器具の製造方法。
3 3 . 請求項 3 0、 3 1または、 3 2のいずれかにおいて、前記セラミック被膜が、 Al， B , Si, Crおよび Tiの窒化物、 酸化物または炭化物のうちから選んだ少なくと も一種であることを特徴とするセラミック被覆医療用器具あるいは、 セラミック被 覆生体研究用器具の製造方法。
3 4 . 請求項 3 0〜 3 3のいずれかにおいて、 前記医療用器具が、 生体用ピンセッ ト、 鉗子、 手術用ハサミまたは手術用メスのいずれかであることを特徴とするセラ ミック被覆医療用器具の製造方法。
3 5 .請求項 3 0〜3 3のいずれかにおいて、前記医療用器具が、注射針あるいは、 穿刺針であることを特徴とするセラミック被覆医療用器具の製造方法。
3 6 . 上記 3 5において、 前記針を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 かつ該金属 製針の先端部を進行してくる蒸着粒子に対向して設置して、 前記針の少なくとも先 端部に、 ドライプレーティング法によってセラミック被膜を被成する医療用セラミ ック被覆針の製造方法。
3 7 . 請求項 3 6において、 前記セラミック被膜が、 抵抗率 pが 10。 Ω · m 以上の 絶縁性セラミック被膜である医療用セラミック被覆針の製造方法。
3 8 . 請求項 3 6または 3 7において、 前記セラミック被膜の厚みが0. 05〜5. 0 111 である医療用セラミック被覆針の製造方法。
3 9 . 請求項 3 6， 3 7または、 3 8のいずれかにおいて、前記セラミック被膜が、 Al, B Si Crおよび Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくと も一種からなる医療用セラミック被覆針の製造方法。
4 0 . 請求項 3 6 3 9のいずれかにおいて、 前記被覆針の基材金属がステンレス 鋼あるいは、 高張力鋼である医療用セラミック被覆針の製造方法。
4 1 · 請求項 3 5において、 スパッタ ' ターゲットとして、 Al, B Si Crおよ び Tiの窒化物、 炭化物または酸化物のうちから選んだ少なくとも一種を用い、 つ 該ターゲットの周囲に高プラズマ雰囲気形成用の磁石おょぴ R F装置を配置して異 常放電を防止しつつ、 上記した絶縁性セラミック被膜を被成して、 前記針の外表面 の一部または全面ならぴに内表面の針先端部から少なくとも 1 内部にわたって、 セラミックをマグネトロン ·スパッタ法を用いて被成する医療用セラミック被覆針 の製造方法。
4 2 . 請求項 4 1において、 上記のスパッタ · .ターゲットを 2基設置し、 W力ソー ド方式により絶縁性セラミック被膜を被成する医療用セラミック被覆針の製造方法。
4 3 . 請求項 4 1または 4 2において、 前記針を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 かつ該金属製針の先端部を進行してくる蒸着粒子に封向して設置することを特徴と する医療用セラミック被覆針の製造方法。
4 4 . 請求項 4 1 4 2または 4 3のいずれかにおいて、 マグネトロン · スパッタ 工程の初期段階は、 反応ガスの供給を停止しておく医療用セラミック被覆針の製造 方法。
4 5 . 請求項 3 0 3 3のいずれかにおいて、 前記生体研究用器具が、 遺伝子制 御用針である遺伝子制御用セラミック被覆針の製造方法。
4 6 . 請求項 4 5において、 前記針を、 蒸着粒子の進行方向に平行に、 かつ前記金 属製針の先端部を進行してくる蒸着粒子に対向して設置すると共に、 前記針の内部' を差圧真空を用いて外部よりも高真空に保持して、 前記針の少なくとも先端部に、 ドライプレーティング法によって抵抗率 p力 ; 105 Ω - m 以上の絶縁性のセラミック 被膜を被成する遺伝子制御用セラミック被覆針の製造方法。
4 7 , ドライプレーティング装置の真空槽の内部に、 マグネトロン . スパッタ装置 と試料ホルダーと差圧高真空室をそなえ、 被処理材である金属製針を、 蒸着粒子の 進行方向に平行に、 かつ前記金属製針の先端部が進行してくる蒸着粒子に対向する 姿勢で試料ホルダーに設置すると共に、 前記差圧高真空室をチューブを介して前記 金属製針の後端部と連結し、 差圧真空作用により、 前記金属製針の内部をその外部 よりも高真空に保持して、 金属製針の外表面および内表面に絶縁性のセラミック被 膜を被成する遺伝子制御用セラミック被覆針の製造装置。
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