JP6250244B1 - 手術器具 - Google Patents

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Abstract

手術器具は、アモルファス状の酸化チタンによって形成された表面を備えるエンドエフェクタと、前記表面を被覆するとともに前記表面と化学的に結合する膜状の樹脂と、を備える。

Description

本発明は、各種のエネルギーによって生体組織に処置を行う手術器具に関する。
特表２０１１−５０５１９８号公報（特許文献１）に開示されるように、超音波を利用して生体組織の処置を行う超音波手術刃がある。この超音波手術刃は、本体の外表面の一部に潤滑コーティング材を有する。
特表２０１２−１０１１６０号公報（特許文献２）に開示されるように、超音波を利用して生体組織の処置を行う医療用超音波機器がある。この医療用超音波機器には、振動出力部の外周面に絶縁体部が設けられる。絶縁体部は、振動子本体に誘導された電流が被加振体に通電されることを防止する。
特表２０１１−５０５１９８号公報 特表２０１２−１０１１６０号公報
一般に手術器具では、１回の手術で想定される使用回数があり、この使用回数を上回る耐久性を保持するように各種の設計がなされる。一方、手術器具の用途によっては、通常よりも過酷な条件下で使用することが要求され、手術器具の耐久性をさらに向上することが求められている。
前記目的を達成するため、本発明の一つの形態に係る手術器具は、アモルファス状の酸化チタンによって形成された表面を備えるエンドエフェクタと、前記表面を被覆するとともに前記表面と化学的に結合する膜状の樹脂と、を備える。
上記の構成によれば、耐久性を向上した手術器具を提供できる。
図１は、実施形態の手術器具の全体構成を示した模式図である。 図２は、図１に示す手術器具のハンドピースのエンドエフェクタを示した斜視図である。 図３は、図１に示す手術器具の振動子ユニットを示す断面図である。 図４は、図１に示す手術器具のエンドエフェクタ、シース等を概略的に示した模式図である。 図５は、第１変形例および第２変形例にかかる手術器具のエンドエフェクタ、シース等を概略的に示した模式図である。
本発明のエネルギー処置装置の実施形態について、図１乃至図４を参照して説明する。
図１から図３に示すように、手術器具１１（医療機器）は、ハンドピース１２と、電源ユニット１３と、ハンドピース１２と電源ユニット１３とを接続するケーブル１４と、ハンドピース１２のプローブ１５を共振させるための超音波振動を供給する振動子ユニット１６（トランスデューサ）と、を備える。
振動子ユニット１６は、ハンドピース１２（ハウジング１７）に対して着脱可能なケース１８と、ケース１８内に収納された振動発生部２１と、を有する。また、本実施形態が開示する手術器具は、ハンドピース１２と、振動子ユニット１６と、を備える。本実施形態では、プローブ１５の中心軸Ｃ（長手軸）に平行な２方向の一方を先端方向Ｃ１とし、先端方向Ｃ１とは反対方向を基端方向Ｃ２とする。
ハンドピース１２は、外殻の一部を構成するハウジング１７と、ハウジング１７からロッド状に突出したグリップ部２０と、グリップ部２０に対して回動可能にハウジング１７に取り付けられた可動ハンドル２３と、振動発生部２１に接続（固定）された棒状のプローブ１５（振動伝達部材）と、プローブ１５の周囲を覆うようにハウジング１７に取り付けられた円筒形のシース２４と、シース２４に固定されたノブ２５と、プローブ１５およびシース２４に対して回動可能に設けられたジョー２６と、シース２４の内部に設けられジョー２６を開閉する際に進退される円筒形の可動パイプ２７と、ハウジング１７に設けられ振動発生部２１から出力される超音波振動のＯｎ／Ｏｆｆを切り替える第１ボタン３１および第２ボタン３２と、プローブ１５と可動パイプ２７との間に介在された環状のシール部材３３（弾性部材）と、を有する。シール部材３３は、例えばゴム材料によって形成されている。伝達された超音波振動によってプローブ１５が振動する状態では、長手軸Ｃ方向に関してシール部材３３が配置される位置に、超音波振動の節位置Ｎの１つが位置する。プローブ１５とジョー２６とによって、生体組織に対して処置を行うエンドエフェクタ３４が構成される。
図１に示すように、電源ユニット１３は、超音波電流供給部３５と、これを制御する制御部３６と、を有する。制御部３６は、超音波電流供給部３５からの電力の供給を制御できる。医師によって第１ボタン３１または第２ボタン３２が押し込まれると、制御部３６は、超音波電流供給部３５から振動発生部２１に電力（交流電力）を供給する。プローブ１５側に位置する第１ボタン３１は、例えば、超音波振動の振幅を小さくした超音波エネルギーを出力して、生体組織の凝固・止血を行うシールモードの処置（機能）に対応する。可動ハンドル２３側に位置する第２ボタン３２は、例えば、超音波振動の振幅を大きくした超音波エネルギーを出力して、主として生体組織の切開を行うカットモードの処置（機能）に対応する。
本実施形態では、超音波振動を用いる超音波エネルギーを処置エネルギーとしているが、処置エネルギーとしては超音波エネルギーに限られるものではない。処置エネルギーとしては、高周波電流を用いる高周波エネルギーでもよいし、高温によって生体組織を凝固したり焼き切ったりできる熱エネルギーでもよいし、ＲＦ（ラジオ波）を用いるＲＦエネルギーであってもよい。処置エネルギーとして高周波エネルギーを用いる場合には、手術器具１１をバイポーラ型の電気メス又はモノポーラ型の電気メスとして活用できる。バイポーラ型として活用する場合には、エンドエフェクタ３４のプローブ１５をバイポーラ型の電気メスの一方の極として用い、エンドエフェクタ３４のジョー２６をバイポーラ型の電気メスの他方の極として用いることができる。
手術器具１１をモノポーラ型電気メスとして活用する場合には、エンドエフェクタ３４のプローブ１５をモノポーラ型電気メスとして用い、患者の体外に設けた対極板との間で高周波電流を流すようにしてもよい。処置エネルギーとして熱エネルギーを用いる場合には、例えばプローブ１５側にヒータを設けることが好ましい。処置エネルギーとしてＲＦエネルギーを用いる場合には、例えばＲＦの出力部をプローブ１５側に設けることが好ましい。
また、上記した処置エネルギーは、単独で生体組織に投入することができるが、これらのエネルギーを組み合わせて同時に生体組織に投入することもできる。すなわち、超音波エネルギーと高周波電流エネルギーとを組み合わせた処置エネルギーをプローブ１５から生体組織へ付与しても良いし、超音波エネルギーと熱エネルギーとを組み合わせた処置エネルギーをプローブ１５から生体組織へ付与しても良いし、或いは、超音波エネルギーとＲＦエネルギーとを組み合わせた処置エネルギーをプローブ１５から生体組織へ付与しても良い。
可動ハンドル２３は、ハウジング１７に対して回転可能に取り付けられる。医師は、グリップ部２０に対して可動ハンドル２３を近づけたり遠ざけたりすることで、シース２４内部で可動パイプ２７を進退させ、それによってジョー２６の開閉を操作できる。
シース２４は、金属材料等により円筒形に形成され、内部に位置されるプローブ１５を保護している。シース２４の基端方向Ｃ２側の部位は、ハウジング１７に対して回転可能な状態でハウジング１７に取り付けられている。ノブ２５は、シース２４に固定されており、ハウジング１７に対して回転可能に取り付けられている。ハウジング１７に対してノブ２５を回転させることにより、シース２４、プローブ１５、超音波振動子４１、及びジョー２６を長手軸Ｃ（中心軸）回りに一体的に回転できる。
図３に示すように、振動発生部２１は、超音波振動子４１と、ホーン部材４２と、を備える。超音波振動子４１には、電流を超音波振動に変化させる複数（例えば、４つ）の圧電素子４３が含まれる。超音波振動子４１には、電気配線４４の一端が接続される。電気配線４４は、ケーブル１４の内部を通り他端で電源ユニット１３の超音波電流供給部３５に接続される。電気配線４４を介して超音波電流供給部３５から超音波振動子４１に電力が供給されると、超音波振動子４１において超音波振動が発生する。振動発生部２１は、この超音波振動をプローブ１５側にも伝えて共振させることができる。振動発生部２１が発生する超音波振動の周波数は、例えば、４７ｋＨｚであり、ある実施例では、４６ｋＨｚ以上４８ｋＨｚ以下のいずれかの周波数となる。
図３に示すように、超音波振動子４１は、ホーン部材４２に取付けられる。ホーン部材４２は、金属材料によって形成される。ホーン部材４２は、プローブ１５の先端方向Ｃ１へ向かうにつれて断面積が減少する略円錐形の断面変化部を有する。超音波振動子４１で発生した超音波振動の振幅は、断面変化部において拡大される。
図２に示すように、ジョー２６は、シース２４先端部に設けられた支持ピン４５に支持される。ジョー２６は、プローブ１５と当接ないし対向するように近接した当接位置と、プローブ１５から離隔した離隔位置と、の間で、支持ピン４５を中心に回動可能である。ジョー２６は、金属材料（例えば、チタン合金等）によって形成される。
図４に示すように、ジョー２６のすべての表面（全周）には、アモルファス状の酸化チタン（ＴｉＯ、ＴｉＯ２）によって形成された皮膜４６が形成されている。したがって、ジョー２６は、チタン合金等で構成される金属母材の表面にアモルファス状の酸化チタンの皮膜４６を有する。ジョー２６は、さらに後述する膜状の樹脂４７（樹脂層）、すなわちコーティングを皮膜４６の上側に有する。
プローブ１５は、金属材料（例えば、チタン合金等）によって形成される。プローブ１５は、ジョー２６と対向する位置に略平坦になった処置面４８を有し、主として処置面４８によって生体組織に各種の処置を行うことができる。プローブ１５の先端側部分５１のすべての表面（全周）には、アモルファス状の酸化チタン（ＴｉＯ、ＴｉＯ２）によって形成された皮膜４６が形成されている。したがって、プローブ１５は、ジョー２６と同様に、チタン合金等で構成される金属母材の表面にアモルファス状の酸化チタンの皮膜４６を有する。プローブ１５は、さらに後述する膜状の樹脂４７（樹脂層）、すなわちコーティングを皮膜４６の上側に有する。ここで、プローブ１５の先端側部分５１は、例えば、プローブ１５のうちシール部材３３が配置される位置よりも先端方向Ｃ１側の部分をいい、先端側部分５１には、シース２４の先端から突出する露出部分が含まれる。そして、アモルファス状の酸化チタンの皮膜４６の表面には、水酸基（−ＯＨ基）が形成されやすいために多数の水酸基が配置される。
図４に示すように、膜状の樹脂４７は、ジョー２６の全体およびプローブ１５の先端側部分５１を覆っている。樹脂４７は、加熱された生体組織が張り付くことを防止する材料、例えばフッ素樹脂で構成されている。より具体的には、フッ素樹脂は、例えば、ＰＴＦＥ、ＰＦＡ等で構成される。フッ素樹脂は、撥水性および撥油性を有する。また、この樹脂４７（張り付き防止コート）には、水酸基と結合する官能基を有する分子構造の分子（一例として、シランカップリング剤）が混合されている。
ジョー２６およびプローブ１５の皮膜４６の表面に多数存在する水酸基と、シランカップリング剤分子との間では、化学的結合である共有結合が形成される。なお、水酸基と結合する特性を有する分子構造の樹脂は、シランカップリング剤を混合した樹脂に限定されるものではない。例えば、樹脂４７は、シランカップリング剤以外で、水酸基と結合する特性を有する分子構造を有する樹脂またはそのような水酸基と結合する特性を有する分子を混合した樹脂で構成されてもよい。
続いて、本実施形態の手術器具１１で行う動作および手術器具１１の作用について説明する。医師は、例えば、手術器具１１のハンドピース１２を手で保持し、指によって可動ハンドル２３をグリップ部２０側に引き付けることで、ジョー２６を回動させてプローブ１５の処置面４８に対してジョー２６を当接あるいはわずかに隙間を残して対向させることができる。また、ジョー２６と処置面４８との間に生体組織が存在する場合には、鉗子のように処置面４８とジョー２６との間で生体組織を挟んで保持できる。可動ハンドル２３の位置を元に戻すことで、ジョー２６が処置面４８から離間して生体組織を解放できる。さらに医師は、指で第１ボタン３１または第２ボタン３２を押し込むと、制御部３６が超音波電流供給部３５を制御して、超音波振動子４１からの超音波振動の出力をＯｎとし、プローブ１５から生体組織に超音波エネルギー（処置エネルギーとして他のエネルギーを用いる場合にはそのエネルギー）を投入できる。医師は、第１ボタン３１または第２ボタン３２の押込みを解除することで、超音波振動子４１からの超音波振動の出力をＯｆｆして、超音波エネルギー（或いは他のエネルギー）の投入を停止できる。
本実施形態では、ジョー２６およびプローブ１５の先端側部分５１の表面（全周）には、アモルファス状の酸化チタンによって形成された皮膜４６が形成されている。このアモルファス状の酸化チタンの皮膜４６の表面には、水酸基が多く生成されている。そして、樹脂４７に含有されるシランカップリング剤との間には強固な化学的結合（共有結合）が形成される。このため、本実施形態では、皮膜４６に対する樹脂４７の接着強度が高く、樹脂４７が脱落し難い（剥離し難い）。
本実施形態のエンドエフェクタ３４の製造方法について説明する。電解質液に対してエンドエフェクタ３４（ジョー２６およびプローブ１５の先端側部分５１（露出部分を含む））を浸漬（dipping）して、このエンドエフェクタ３４を陽極として電解質液に通電する。所定時間通電を行ってエンドエフェクタ３４に陽極酸化を起こし、ジョー２６の表面およびプローブ１５の先端側部分５１の表面に皮膜４６を形成する。このとき、陽極酸化に用いる電解質液、通電時間および電圧を所定の条件に設定すると、皮膜４６中で酸化チタン（ＴｉＯ、ＴｉＯ２）が非結晶状に分布するように形成される。これにより、いわゆるアモルファス状の酸化チタンの皮膜４６をエンドエフェクタ３４の表面に形成できる。あるいは、アモルファス状の酸化チタンを形成するノウハウを有するめっき加工会社に依頼して、アモルファス状の酸化チタンの皮膜４６を形成したエンドエフェクタ３４を商業的に入手することもできる。
通常の結晶状態の酸化チタンとは異なる、アモルファス状の酸化チタンは、例えば、Ｘ線結晶構造解析（ＸＲＤ：X-ray diffraction）およびＸ線電子分光（ＥＳＣＡ：Electron Spectroscopy for Chemical Analysis）でアモルファス状であることを同定できる。なお、アモルファス状の酸化チタンの同定方法は、これに限定されるものではなく、他の一般的な構造解析の手法によって行うこともできる。
本実施形態の手術器具１１を用いて樹脂４７（張り付き防止コート：フッ素樹脂）の耐久性を評価する試験を行った。この試験では、例えば、食肉業者から購入した厚さ３ミリ以下の動物の薄膜状組織（生体組織）に対して、超音波エネルギーを用いて所定の条件で凝固切開を行い、切断後にプローブ１５に対して薄膜状組織が張り付くか否かを評価した。この評価では、例えば、張り付きを全く生じない場合を２点、張り付きを生じるが許容範囲内である場合を１点、張り付き防止コートをしない場合と同様の張り付きを生じる場合を０点として点数化し、平均点が所定点以上の場合を合格とした。また、比較例としては、ジョー２６およびプローブ１５の皮膜４６として通常の酸化チタンを用いたものを採用した。その結果、比較例の手術器具では、約１０００回の凝固切開を行った後には、張り付き防止効果が発揮されず不合格となった。このため、比較例の耐性例数は、約１０００回であるといえる。一方、実施形態の手術器具１１では、約１５００回の凝固切開を行った後に、張り付き防止効果が発揮されず不合格となった。このため、実施形態の手術器具１１の耐性例数は、約１５００回であるといえる。したがって、本実施形態の手術器具１１では、比較例と比較して、張り付き防止コートの耐久性が５０％向上した。このため、本実施形態の手術器具１１では、比較例と比べて、ジョー２６およびプローブ１５の皮膜４６と樹脂４７との間の接着力（結合力）が増加し、その結果、樹脂４７（コーティング）の耐久性が著しく向上したことが理解される。
第１実施形態によれば、手術器具１１は、アモルファス状の酸化チタンによって形成された表面を備えるエンドエフェクタ３４と、前記表面を被覆するとともに前記表面と化学的に結合する膜状の樹脂４７と、を備える。この構成によれば、膜状の樹脂４７がアモルファス状の酸化チタンの表面と化学的に結合するため、従来のように物理的に密着させて分子同士の分子間力を利用する接着に比して、結合の強度を向上することができる。これによって、樹脂４７が剥がれにくい高耐久性のエンドエフェクタ３４を有する手術器具１１を提供できる。
エンドエフェクタ３４の母材は、金属で形成される。この構成によれば、元来接着が難しかった有機材料の樹脂と無機材料の金属との接着を容易にすることができる。
前記母材は、チタン合金である。この構成によれば、チタン合金に対する膜状の樹脂４７の接着強度を向上させることができ、生体組織の張り付きの低減、断熱性の付与、撥水性の付与、絶縁性の付与等、種々の特性をエンドエフェクタ３４に持たせることができる。
前記表面は、生体組織を処置する処置面４８に設けられる。この構成によれば、エンドエフェクタ３４の処置面４８に対して膜状の樹脂４７を結合させることができる。これによって、例えば生体組織の張り付きの低減や撥水性を処置面４８に持たせることができ、医師が使い易いエンドエフェクタ３４を有する手術器具１１を実現できる。
樹脂４７は、前記表面に存在する水酸基と結合する特性を備える。この構成によれば、樹脂４７は、水酸基と化学的に結合する官能基を有する分子で構成されるか或いはそのような分子を含有する。このため、エンドエフェクタ３４の表面に対する樹脂４７の接着強度を向上した手術器具１１を提供することができる。
樹脂４７は、シランカップリング剤を含む。この構成によれば、表面に存在する水酸基と樹脂４７との間には、脱水縮合反応による共有結合が形成される。このため、従来のように物理的に密着させて分子間力を利用する接着に比して、結合の強度を著しく向上することができる。これによって、樹脂が剥がれにくい高耐久性のエンドエフェクタ３４を有する手術器具１１を提供できる。
続いて、図５を参照して、本実施形態の変形例にかかる手術器具について説明する。以下の変形例では、主として上記実施形態と異なる部分について説明し、上記実施形態と共通する部分については説明を省略する。
第１変形例の手術器具１１では、エンドエフェクタ３４の表面と樹脂４７との接着を、アモルファス状の酸化チタン（水酸基）と樹脂４７中に含まれるシランカップリング剤との共有結合を利用する点で共通している。しかしながら、第１変形例では、エンドエフェクタ３４の部位によって、膜状の樹脂の機能が異なる。
ジョー２６のすべての表面（全周）には、アモルファス状の酸化チタン（ＴｉＯ、ＴｉＯ２）によって形成された皮膜４６が形成されている。図５に示すように、プローブ１５と対向する部分には、ジョー２６の皮膜４６の上側に実施形態と同様の樹脂４７（張り付き防止コート：ＰＴＦＥ、ＰＦＡ等のフッ素樹脂）が設けられる。ジョー２６は、プローブ１５と対向する部分とは反対側に、金属よりも熱伝導率を小さくした断熱性の第２樹脂５２を有する。第２樹脂５２は、シランカップリング剤を混合した一般的な組成の樹脂（ＰＥＥＫ）等で構成することができるが、樹脂４７（張り付き防止コート）の厚みを一定以上にすることでも構成できる。一般的には、第２樹脂５２の厚み寸法は、樹脂４７の厚み寸法よりも大きい。樹脂４７と第２樹脂５２の間で互いの厚さに違いを持たせることは、例えば、両者において樹脂の塗布回数を変えることによって容易に実現できる。また、第２樹脂５２は、中空のガラス粒子等を母材樹脂（ＰＥＥＫ等）に混ぜ込むことで樹脂中に気泡を形成して、断熱性を向上したものでもよい。
プローブ１５の先端側部分５１（露出部分を含む）のすべての表面（全周）には、アモルファス状の酸化チタン（ＴｉＯ、ＴｉＯ２）によって形成された皮膜４６が形成されている。図５に示すように、プローブ１５は、処置面４８に、実施形態と同様の樹脂４７（張り付き防止コート）を有する。プローブ１５の先端側部分５１は、処置面４８とは反対側の部分と、処置面４８よりも基端方向Ｃ２側の部分に、断熱性の第２樹脂５２を有する。この第２樹脂５２は、例えばジョー２６側の第２樹脂５２と同様の組成・構造を有してもよい。
第２変形例の手術器具１１では、エンドエフェクタ３４から生体組織に投入される処置エネルギーとして、超音波振動を用いる超音波エネルギーと、高周波電流を用いる高周波エネルギーの２種類のエネルギーを使用する。このため、第２変形例では、電源ユニット１３には、超音波電流供給部３５に加えて、エンドエフェクタ３４に高周波エネルギーを供給する高周波エネルギー供給部が設けられる。このとき、エンドエフェクタ３４のプローブ１５は、バイポーラ型の電気メスの一方の極として用いられ、エンドエフェクタのジョー２６は、バイポーラ型の電気メスの他方の極として用いられる。
第２変形例では、第１変形例と同様に、プローブ１５の先端側部分５１およびジョー２６のすべての表面（全周）に、アモルファス状の酸化チタン（ＴｉＯ、ＴｉＯ２）によって形成された皮膜４６を有する。図５に示すように、プローブ１５と対向する部分には、ジョー２６の皮膜４６の上側に実施形態と同様の樹脂４７（張り付き防止コート：ＰＴＦＥ、ＰＦＡ等のフッ素樹脂）が設けられる。ジョー２６は、プローブ１５と対向する部分とは反対側に、絶縁性および断熱性を有する第２樹脂５２を有する。第２樹脂５２は、シランカップリング剤を混合した一般的な組成の樹脂（ＰＥＥＫ）等で構成することができるが、樹脂４７（張り付き防止コート）の厚みを一定以上にすることでも構成できる。第２変形例では、十分な絶縁性を確保するために、第２樹脂５２は、第１変形例のものよりも厚み寸法を大きくすることが好ましい。
図５に示すように、プローブ１５は、処置面４８に、実施形態と同様の樹脂４７（張り付き防止コート）を有する。プローブ１５の先端側部分５１は、処置面４８とは反対側の部分と、処置面４８よりも基端方向Ｃ２側の部分に、絶縁性・断熱性の第２樹脂５２を有する。この第２樹脂５２は、例えばジョー２６側の第２樹脂５２と同様の構造・組成を有してもよい。
第１変形例および第２変形例によれば、手術器具１１は、前記表面を被覆し、前記表面と化学的に結合するとともに、樹脂４７とは異なる機能を有する膜状の第２樹脂５２を備える。この構成によれば、用途・仕様に応じて樹脂の種類・特性・機能を適宜に設定することができる。これによって、例えば、エンドエフェクタ３４の部位ごとに異なる機能の樹脂（樹脂４７、第２樹脂５２）を被覆することができる。これによって、設計の自由度を向上することができ、医師の利便性や手術器具１１の安全性を向上した手術器具１１を提供できる。特に、断熱性の第２樹脂５２を設けた第１変形例によれば、第２樹脂５２によって周辺組織に対する熱的な侵襲を低減できる。絶縁性・断熱性の第２樹脂５２を設けた第２変形例によれば、第２樹脂５２によって高周波電流が周辺に漏出すること防止することができ、高周波電流によって周辺組織に悪影響を及ぼすことを防止できる。
本発明は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲で適宜変形実施することができる。上記実施形態および各変形例では、ジョー２６およびプローブ１５の金属母材としてチタン合金を使用し、それらの皮膜４６としてアモルファス状の酸化チタン（ＴｉＯ、ＴｉＯ２）を用いているが、ジョー２６およびプローブ１５の金属母材としてはこれに限定されるものではない。例えば、ジョー２６およびプローブ１５の金属母材として、アルミニウム合金を用い、それらの皮膜４６としてアモルファス状の酸化アルミニウム（Ａｌ２Ｏ３）を用いてもよい。この場合でも皮膜４６の表面に多数の水酸基が配置されることになり、樹脂４７との間の化学的結合（共有結合）によって脱落しにくい樹脂コーティングを実現できる。さらに、実施形態の手術器具１１と、第１変形例、第２変形例の手術器具とを適宜に組み合わせて一つの手術器具を実現することも当然に可能である。
以下に本発明の他の例にかかる手術器具１１を付記する。
［１］
アモルファス状の酸化物によって形成された表面を備えるエンドエフェクタと、
前記表面を被覆するとともに前記表面と化学的に結合する膜状の樹脂と、
を備えた手術器具。
［２］
前記エンドエフェクタの母材は、金属で形成される［１］に記載の手術器具。
［３］
前記母材は、アルミニウム合金である［２］に記載の手術器具。
［４］
前記酸化物は、酸化アルミニウムである［３］に記載の手術器具。
［５］
前記母材は、チタン合金である［２］に記載の手術器具。
［６］
前記酸化物は、酸化チタンである［５］に記載の手術器具。

Claims (13)

  1. アモルファス状の酸化チタンによって形成された表面を備えるエンドエフェクタと、
    前記表面を被覆するとともに前記表面と化学的に結合する膜状の樹脂と、
    を備えた手術器具。
  2. 前記エンドエフェクタの母材は、金属で形成される請求項１に記載の手術器具。
  3. 前記母材は、チタン合金である請求項２に記載の手術器具。
  4. 前記表面は、生体組織を処置する処置面に設けられる請求項１に記載の手術器具。
  5. 前記樹脂は、前記表面に存在する水酸基と結合する特性を有する請求項１に記載の手術器具。
  6. 前記樹脂は、シランカップリング剤を含む請求項５に記載の手術器具。
  7. 前記表面を被覆し、前記表面と化学的に結合するとともに、前記樹脂とは異なる機能を有する膜状の第２樹脂を備える請求項１に記載の手術器具。
  8. 前記表面には、皮膜が形成される請求項１に記載の手術器具。
  9. 前記エンドエフェクタはプローブを備え、
    前記プローブは、先端部と基端部を備え、前記先端部から前記基端部へ長手軸に沿って延伸するように構成され、前記基端部から伝達された超音波振動を前記先端部へ伝達するように構成された請求項１に記載の手術器具。
  10. 前記エンドエフェクタは、前記プローブに対して開閉するジョーを備え、前記ジョーと、前記プローブにおいて前記樹脂で皮膜された部分と、の間に生体組織を挟み、前記超音波振動によって前記生体組織を処置するように構成された請求項９に記載の手術器具。
  11. 前記アモルファス状の酸化チタンは、前記エンドエフェクタを電解質液に浸漬して、前記エンドエフェクタを陽極として電解質液に通電することで陽極酸化を起こして形成される、請求項１に記載の手術器具。
  12. 前記エンドエフェクタは導電性を備える請求項１に記載の手術器具。
  13. 前記エンドエフェクタの母材はチタン合金である請求項１２に記載の手術器具。
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