JP2006334348A - 内視鏡用鉗子の先端部 - Google Patents

Abstract

【課題】鉗子片の開閉作動が常に良好で、高周波処置を行うために先端本体を電気絶縁性の非金属材で形成しても十分な強度と良好な作動を確保することができる内視鏡用鉗子の先端部を提供すること。
【解決手段】一対の鉗子片５，５の各々から後方に突出形成された一対の駆動アーム６，６の間に挟まれる状態に、先端本体２から前方に向かって駆動アーム支持用中央隔壁４を突出形成して、一対の駆動アーム６，６を各々駆動アーム支持用中央隔壁４に回動自在に支持した。
【選択図】 図１

Description

本発明は、内視鏡の処置具案内管路に通して使用される内視鏡用鉗子の先端部に関する。

内視鏡用鉗子の先端部には一般に、内視鏡の処置具案内管路に挿脱自在な可撓性シースの先端にステンレス鋼製の先端本体が取り付けられて、一対の鉗子片が先端本体の先端部分に前方に向かって開閉できるように並列に並んで回動自在に支持されている。そして、一対の鉗子片を回動駆動するために各鉗子片から後方に駆動アームが突出形成されていて、可撓性シース内に挿通された操作ワイヤーで可撓性シースの後端側から一対の駆動アームを動作させて、一対の鉗子片を開閉駆動することができるようになっている（例えば、特許文献１）。
特開平１０−１７９６０１号公報

図１３は、前述のような従来の内視鏡用鉗子の先端部の可撓性シース３１の先端に取り付けられた先端本体３２を示している。先端本体３２には先端側に開口するスリット３３が形成されていて、図示されていない一対の駆動アームがスリット３３内に緩く挟まれた状態に配置され、軸受孔３４に通される支持軸を中心にして駆動アームが回動する。
そして、そのような構造において良好な作動を得るためにはスリット３３の幅の寸法精度が極めて重要であるが、スリット３３の両側壁は薄くて変形し易いので、スリット３３を切削加工する際や軸受孔３４に支持軸を固定するためのカシメ作業の際等にスリット３３を変形させてしまう場合があり、それが鉗子片の開閉作動不良の大きな原因になっていた。

また、一対の鉗子片を高周波電源の正極と負極に別々に接続して高周波処置を行ういわゆるバイポーラの高周波処置用鉗子等を構成するためには、先端本体３２を電気絶縁性の非金属材で形成する必要が生じるがスリット３３の両側壁部分の強度確保が難しく、また、一対の鉗子片を互いに絶縁分離するのが困難なため実用性のある高周波処置用鉗子を構成するのが困難であった。

本発明はそのような問題を解決するためになされたものであり、鉗子片の開閉作動が常に良好で、高周波処置を行うために先端本体を電気絶縁性の非金属材で形成しても十分な強度と良好な作動を確保することができる内視鏡用鉗子の先端部を提供することを目的とする。

内視鏡の処置具案内管路に挿脱自在な可撓性シースの先端に設けられた先端本体と、先端本体の先端部分に前方に向かって開閉できるように並列に並んで回動自在に配置された一対の鉗子片と、一対の鉗子片を回動駆動するために一対の鉗子片の各々から後方に突出形成された一対の駆動アームと、可撓性シースの後端側からの遠隔操作により一対の駆動アームを動作させて一対の鉗子片を開閉駆動するように可撓性シース内に挿通された操作ワイヤーとが設けられた内視鏡用鉗子の先端部において、一対の駆動アームの間に挟まれる状態に先端本体から前方に向かって駆動アーム支持用中央隔壁を突出形成して、一対の駆動アームを各々駆動アーム支持用中央隔壁に回動自在に支持した。

なお、一対の駆動アームがその間に位置する駆動アーム支持用中央隔壁に一本の支持軸で回動自在に支持されていてもよい。そして、先端本体の側壁部が駆動アームの動作範囲と干渉する部分を切り削いだ形状に形成されていてもよく、先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分が駆動アーム支持用中央隔壁と同一面に形成されていてもよく、先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分の縁部が先端本体の軸方向に対して斜め向きに形成されていてもよい。また、鉗子片の最大開き角を規制するように駆動アームが当接する開きストッパーが、先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分の縁部の一部に形成されていてもよい。

また、操作ワイヤーを可撓性シース内から先端本体外に引き出すためのワイヤー通過孔が先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分に開口形成されていて、操作ワイヤーの先端が先端本体外において各駆動アームに連結されていてもよい。そして、ワイヤー通過孔が、先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分の駆動アーム支持用中央隔壁と同一面に形成された部分と先端本体の軸方向に対して斜め向きに形成された縁部とにまたがって形成されていてもよい。

また、可撓性シースの外面が電気絶縁材により形成されると共に、操作ワイヤーと鉗子片が共に導電性の部材で形成されていて、操作ワイヤーを経由して鉗子片を高周波電源に接続することができるようにしてもよい。また、操作ワイヤーが一対の鉗子片に対して独立して電気的に導通する二本の互いに電気絶縁された導電性の部材で形成されると共に、先端本体が電気絶縁材により形成されて一対の鉗子片の間が電気的に絶縁されていて、操作ワイヤーを経由して一対の鉗子片を高周波電源の異なる極に接続することができるようにしてもよい。

そして、操作ワイヤーを形成する二本の互いに電気絶縁された導電性の部材の中の一方のみを経由して、一対の鉗子片の中の一方のみを高周波電源に接続することができるようにしてもよい。また、一対の鉗子片を駆動アーム支持用中央隔壁に回動自在に支持する支持軸が電気絶縁材で形成されていてもよい。また、操作ワイヤーの先端部分に留め金が固着されていて、留め金が、駆動アームに形成されたワイヤー連結孔に差し込まれて軸周りに回転自在に且つ軸方向には移動できないようにかしめられていてもよい。

本発明の内視鏡用鉗子の先端部によれば、一対の駆動アームの間に挟まれる状態に先端本体から前方に向かって駆動アーム支持用中央隔壁を突出形成して、一対の駆動アームを各々駆動アーム支持用中央隔壁に回動自在に支持したことにより、鉗子片の開閉に際し常に良好な作動が得られ、高周波処置を行うために先端本体を電気絶縁性の非金属材で形成しても十分な強度と良好な作動を確保することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を具体的に説明する。
図１、図２及び図３は本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の先端部を示している。図１は鉗子片５が開いた状態の側面断面図、図２は鉗子片５が閉じた状態の側面図、図３は平面部分断面図である。１は、図示されていない内視鏡の処置具案内管路に挿脱される可撓性シースであり、この実施例ではステンレス鋼線を密着巻きしたコイルが使用されている。ただし、機械的強度の大きなプラスチック材（例えばＰＥＥＫ樹脂等）でコイルを形成してもよく、コイルに代えて薄肉のＰＥＥＫ樹脂、ポリイミド樹脂又はフッ素樹脂製のチューブ等のような可撓性チューブ等を用いてもよい。可撓性シース１の先端にはステンレス鋼等の金属製の先端本体２が連結固着されている。先端本体２には可撓性シース１の先端部分が差し込まれる中空孔３が後端側から形成されていて、可撓性シース１がそこに差し込まれて半田付け、圧着又はカシメ等で固着されている。

先端本体２の先端部分には、導電性のステンレス鋼製の一対の鉗子片５，５が前方に向かって開閉できるように並列に並んで回動自在に配置され、その一対の鉗子片５，５を回動駆動するための駆動アーム６，６が、鉗子片５，５の各々から鉗子片５，５と一体に後方に向かって突出形成されている。なお、この実施例では鉗子片５が生検組織を採取できるカップ状に形成されているが、把持片状或いは刃状その他の形状に形成されたものであってもよい。

断面形状が正円形をなす先端本体２の先端部分の直径の位置には、先端本体２を単体で示す図４に分かり易く示されるように、一対の駆動アーム６，６を回動自在に支持するための一定の厚みの板状の駆動アーム支持用中央隔壁４が前方に向かって突出形成されている。そして、図２におけるＡ−Ａ断面を示す図５に示されるように、一対の駆動アーム６，６が駆動アーム支持用中央隔壁４を間に挟む状態に配置されていて、一本の支持軸８が、駆動アーム支持用中央隔壁４に形成された支持孔７と各駆動アーム６，６に形成された回動軸孔９とにまたがって差し込まれている。

支持軸８は、径の大きな頭部８ａを有する円柱体であり、その他端側８ｂが止め輪１０に差し込まれて外側からカシメ加工により広げられて軸方向に移動できないようになっている。一対の駆動アーム６，６は、支持軸８に対して軸方向には移動できないが軸周りには自由に回動できる状態に係合している。したがって、図１に示されるように、一対の鉗子片５，５が支持軸８を中心に前方に向かって自由に開閉動作することができる。

可撓性シース１内に軸方向に進退自在に挿通されたステンレス鋼撚り線からなる一対の操作ワイヤー１１，１１の先端には金属製の留め金１３が固着されていて、各駆動アーム６の後端付近に形成された連結孔１２に留め金１３が軸周りに回転自在に係合している。ただし、図２におけるＢ−Ｂ断面を示す図６に示されるように、連結孔１２に差し込まれた軸部とそれより大きな頭部とからなる留め金１３の他端側１３ａがカシメ加工により広げられている。その結果、留め金１３は連結孔１２に対して軸方向には移動できないので、仮に図７に示されるように操作ワイヤー１１が切断したような場合でも、留め金１３が体内に落下せず駆動アーム６に係合した状態が維持されるので安全性が高い。

可撓性シース１の手元側端部には操作部（図示せず）が連結されていて、操作ワイヤー１１が遠隔操作により押し引き操作され、それによって一対の駆動アーム６，６が各々支持軸８を中心にして回動するが、先端本体２はそのような駆動アーム６，６の動作範囲と干渉しないよう側壁が切り削がれた形状に形成されている。各図において１４がその切り削ぎ部であり、駆動アーム支持用中央隔壁４の壁面と段差のない同一面に形成されている。

そのような切り削ぎ部１４の縁部である切り削ぎ縁１５は、一対の鉗子片５，５が閉じた図２に示される状態の時に駆動アーム６，６の辺部と平行になるように先端本体２の軸方向に対して斜め向きに形成されている。そのような切り削ぎ部１４と切り削ぎ縁１５は駆動アーム支持用中央隔壁４の両面側に形成されており、図４に破線で示されるように、切り削ぎ縁１５の向きは表側と裏側とで１８０°ひっくり返った向きになっている。切り削ぎ縁１５の先端側の端部は、鉗子片５，５の最大開き角を規制するための開きストッパー１６になっていて、図１に示されるように駆動アーム６の背部が開きストッパー１６に当接することにより、鉗子片５，５がそれ以上開くことができなくなる。

各操作ワイヤー１１，１１の先端は先端本体２の外部で駆動アーム６に連結されており、切り削ぎ部１４には、操作ワイヤー１１，１１を可撓性シース１内から先端本体２外に引き出すためのワイヤー通過孔１７が開口形成されている。ワイヤー通過孔１７は、図１に示されるように、先端本体２に形成された中空孔３が斜面である切り削ぎ縁１５部分を破る形で形成されると共に、図４に示されるように、先端本体２の外周側から形成された切削孔１８が切り削ぎ部１４を破る形で全体として一つながりに形成されている。

このように構成された実施例の内視鏡用鉗子は、操作ワイヤー１１，１１を手元側から押し引き操作することにより一対の駆動アーム６，６が支持軸８を中心に回動し、各駆動アーム６，６と一体に形成された鉗子片５，５が支持軸８を中心に前方に向かって開閉動作をする。そして、一対の鉗子片５，５を支持する駆動アーム支持用中央隔壁４は先端本休２の先端部分の直径位置に形成されていて、従来のスリットの両側壁に比べて２倍の厚みを直径の長さに確保することができるので、強度が格段に大きくて変形し難く、しかも多少変形したとしても駆動アーム６の回動動作を妨げないので鉗子片５，５が常に良好に開閉作動することができ、後述する第３の実施例のように駆動アーム支持用中央隔壁４を電気絶縁性の非金属材で形成しても充分な強度と作動性を得ることができる。

図８は、いわゆるモノポーラの高周波処置具として用いることができる第２の実施例の内視鏡用鉗子の先端部を示している。この実施例においては、可撓性シース１の外面に電気絶縁チューブ２０が被覆されて、導電性の操作ワイヤー１１が高周波電源２１の正極端子に接続され、操作ワイヤー１１を経由して一対の鉗子片５，５に高周波電流を通電することができる。可撓性シース１が電気絶縁性のものであれば電気絶縁チューブ２０は不要である。高周波電源２１の負極端子には患者の体表面に接触させる対極板２２が接続されている。このように構成された実施例の内視鏡用鉗子の先端部では、一対の鉗子片５，５をモノポーラの高周波電極としてホットバイオプシーや止血その他の高周波処置を行うことができる。

図９、図１０及び図１１は、一対の鉗子片５，５を正電極と負電極にしたいわゆるバイポーラの高周波処置具として用いることができる第３の実施例の内視鏡用鉗子の先端部を示している。図９は側面断面図、図１０は平面部分断面図、図１１はＣ−Ｃ線で切断した断面図である。この実施例においては、先端本体２と支持軸８が共に例えばフッ素樹脂、ポロフェニレンサルファイド樹脂、ポリイミド樹脂又はエポキシ樹脂等のような電気絶縁性の材料で形成されて二つの鉗子片５，５の間が電気絶縁されると共に、各操作ワイヤー１１に絶縁被覆２４が施されて、可撓性シース１の外面には電気絶縁チューブ２０が被覆されている。ただし、操作ワイヤー１１の一方だけに絶縁被覆２４を施してもよく、先端本体２と支持軸８は必ずしも全体を電気絶縁材で形成しなくてもよい。

このように構成された実施例の内視鏡用鉗子の先端部においては、一対の鉗子片５，５と個別に独立して電気的につながっている一対の操作ワイヤー１１，１１を高周波電源２１の正極端子と負極端子とに接続して、一対の鉗子片５，５の間に挟まれる生体組織に高周波電流を流し、極めて簡単な構成でしかも優れた強度と耐久性を有する構造のバイポーラ高周波処置具を実現することができ、図１０及び図１１に示されるように、一対の鉗子片５，５を駆動アーム支持用中央隔壁４によって確実に電気的に分離することができるので電気安全性が高い。

また、図１２に示されるように、一対の操作ワイヤー１１，１１の中の一方だけを高周波電源２１の正極端子（又は負極端子）に接続することにより、一方の鉗子片５をモノポーラの高周波電極とする使い方が可能であり、そのようにすることにより、体内組織の焼灼部位が鉗子片５に焦げ付いてしまう現象を緩和することができる。

本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の先端部の開状態の側面断面図。 本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の先端部の閉状態の側面図。 本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の先端部の平面部分断面図。 本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の先端本体の斜視図。 本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の図２におけるＡ−Ａ線で切断した断面図。 本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の図２におけるＢ−Ｂ線で切断した断面図。 本発明の第１の実施例の内視鏡用鉗子の操作ワイヤーが先端付近で切断した状態の図２におけるＢ−Ｂ線で切断した断面図。 本発明の第２の実施例の内視鏡用鉗子の先端部の側面断面図。 本発明の第３の実施例の内視鏡用鉗子の先端部の側面断面図。 本発明の第３の実施例の内視鏡用鉗子の先端部の平面部分断面図。 本発明の第３の実施例の内視鏡用鉗子の図１０におけるＣ−Ｃ線で切断した断面図。 本発明の第３の実施例の内視鏡用鉗子の先端部の異なる使用態様の側面断面図。 従来の内視鏡用鉗子の先端本体の斜視図。

符号の説明

１…可撓性シース
２…先端本体
４…駆動アーム支持用中央隔壁
５…鉗子片
６…駆動アーム
７…支持孔
８…支持軸
１１…操作ワイヤー
１４…切り削ぎ部
１５…切り削ぎ縁
１６…開きストッパー
１７…ワイヤー通過孔
２０…電気絶縁チューブ
２１…高周波電源
２４…絶縁被覆

Claims (13)

1. 内視鏡の処置具案内管路に挿脱自在な可撓性シースの先端に設けられた先端本体と、前記先端本体の先端部分に前方に向かって開閉できるように並列に並んで回動自在に配置された一対の鉗子片と、前記一対の鉗子片を回動駆動するために前記一対の鉗子片の各々から後方に突出形成された一対の駆動アームと、前記可撓性シースの後端側からの遠隔操作により前記一対の駆動アームを動作させて前記一対の鉗子片を開閉駆動するように前記可撓性シース内に挿通された操作ワイヤーとが設けられた内視鏡用鉗子の先端部において、
   前記一対の駆動アームの間に挟まれる状態に前記先端本体から前方に向かって駆動アーム支持用中央隔壁を突出形成して、前記一対の駆動アームを各々前記駆動アーム支持用中央隔壁に回動自在に支持したことを特徴とする内視鏡用鉗子の先端部。
2. 請求項１に記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記一対の駆動アームがその間に位置する前記駆動アーム支持用中央隔壁に一本の支持軸で回動自在に支持されている内視鏡用鉗子の先端部。
3. 請求項１又は２に記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記先端本体の側壁部が前記駆動アームの動作範囲と干渉する部分を切り削いだ形状に形成されている内視鏡用鉗子の先端部。
4. 請求項３に記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分が前記駆動アーム支持用中央隔壁と同一面に形成されている内視鏡用鉗子の先端部。
5. 請求項３又は４に記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分の縁部が前記先端本体の軸方向に対して斜め向きに形成されている内視鏡用鉗子の先端部。
6. 請求項３から５の何れかに記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記鉗子片の最大開き角を規制するように前記駆動アームが当接する開きストッパーが、前記先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分の縁部の一部に形成されている内視鏡用鉗子の先端部。
7. 請求項３から６の何れかに記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記操作ワイヤーを前記可撓性シース内から前記先端本体外に引き出すためのワイヤー通過孔が前記先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分に開口形成されていて、前記操作ワイヤーの先端が前記先端本体外において前記各駆動アームに連結されている内視鏡用鉗子の先端部。
8. 請求項７に記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記ワイヤー通過孔が、前記先端本体の側壁の切り削いだ形状に形成された部分の前記駆動アーム支持用中央隔壁と同一面に形成された部分と前記先端本体の軸方向に対して斜め向きに形成された縁部とにまたがって形成されている内視鏡用鉗子の先端部。
9. 請求項１から８の何れかに記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記可撓性シースの外面が電気絶縁材により形成されると共に、前記操作ワイヤーと前記鉗子片が共に導電性の部材で形成されていて、前記操作ワイヤーを経由して前記鉗子片を高周波電源に接続することができる内視鏡用鉗子の先端部。
10. 請求項１から８の何れかに記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記操作ワイヤーが前記一対の鉗子片に対して独立して電気的に導通する二本の互いに電気絶縁された導電性の部材で形成されると共に、前記先端本体が電気絶縁材により形成されて前記一対の鉗子片の間が電気的に絶縁されていて、前記操作ワイヤーを経由して前記一対の鉗子片を高周波電源の異なる極に接続することができる内視鏡用鉗子の先端部。
11. 請求項１０に記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記操作ワイヤーを形成する二本の互いに電気絶縁された導電性の部材の中の一方のみを経由して、前記一対の鉗子片の中の一方のみを高周波電源に接続することができる内視鏡用鉗子の先端部。
12. 請求項１０又は１１に記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記一対の鉗子片を前記駆動アーム支持用中央隔壁に回動自在に支持する支持軸が電気絶縁材で形成されている内視鏡用鉗子の先端部。
13. 請求項１から１２の何れかに記載された内視鏡用鉗子の先端部において、前記操作ワイヤーの先端部分に留め金が固着されていて、前記留め金が、前記駆動アームに形成されたワイヤー連結孔に差し込まれて軸周りに回転自在に且つ軸方向には移動できないようにかしめられている内視鏡用鉗子の先端部。

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