JPH11155878A - 鉗子型電気処置器具 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 双極式の鉗子型電気処置器具において、部品
点数を増大させることなく、各鉗子片の各電極毎に、別
々の導電路を通して高周波電圧を供給することができる
鉗子型電気処置器具を提供すること。 【解決手段】 体内に挿入可能な可撓性を有するカテー
テルチューブ４の遠位端側に装着され、カップ状第１鉗
子片１２と、カップ状の第２鉗子片１４とを、これらが
向き合うように、開閉自在に保持する支持具６と、これ
ら鉗子片に形成された第１電極３０および第２電極３２
と、これら電極との間に高周波電圧を供給する電圧供給
回路４０と、第１鉗子片１２を駆動するように前記支持
具６に連結してある第１リンク片１７と、第２鉗子片１
４を駆動するように支持具６に連結してある第２リンク
片１９とを有し、第１リンク片１７が、前記第１電極３
０へ電圧を供給する第１導電路の一部となる導電性部材
で構成してあり、第２リンク片１９が、絶縁部材で構成
してあり、第２鉗子片の第２電極３２へ電圧を供給する
第２導電路の一部が、前記支持具６である。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、鉗子型電気処置器
具に係り、さらに詳しくは、体腔内の病変部などの組織
片をカップ状の鉗子を用いて摘み、鉗子間に高周波電流
を流すことにより組織片の基部を焼き切り、病変部の治
療と組織片の採取を可能とする双極式の鉗子型電気処置
器具に関する。

【０００２】

【従来の技術】体腔内の病変部が良性か悪性かを組織学
的に診断を行うためなどに、生検鉗子が用いられる。従
来の生検鉗子としては、たとえば特開昭５９−９０５５
３号公報および特開平５−４２１５９号公報に示すよう
に、一対のカップ状鉗子片を開閉させて、カップのエッ
ジ部により切断するタイプのものが知られている。

【０００３】しかしながら、カップのエッジにより切断
するタイプの生検鉗子では、鋭利なエッジ部が、病変部
以外の正常組織を傷つける可能性が高いという課題を有
する。また、このタイプの生検鉗子では、数回の採取に
より、エッジ部の鋭利性が鈍化すると共に、エッジ部の
噛み合わせにずれが生じる結果、切れ味が著しく低下
し、良好な採取が不可能になると言う課題を有してい
る。

【０００４】一方で、実開昭６２−１８６，７０８号公
報に示すように、単極式の鉗子型電気処置器具が提案さ
れている。この単極式の電気処置器具では、体腔内に挿
入されるカップ状鉗子片に電極を設け、他の電極を構成
する電極プレートを患者の体外で接触させて配置し、こ
れら電極間に高電圧の高周波電圧を印加させる。カップ
状鉗子片で組織片を摘むことにより、摘まれた組織片の
基部に電流が集中し、その部分の患部組織を凝固壊死さ
せると共に焼き切ることができる。焼き切られた組織片
は、カップ状鉗子片の内部に残り、これを採取すること
ができる。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、前記公
報に開示された単極式の鉗子型電気処置器具では、単極
式であるために、電流が完全に患者の体を突き抜けるこ
とから、鉗子片の電極から目的としない部分にもアーク
を生成したり、患者の体内を流れる電流が迷走して、損
傷を与えるべきでない組織にも損傷を与え得る可能性が
ある。また、単極式では、比較的高出力を必要とするた
めに、アークによって過度の組織破壊を生じる可能性も
ある。

【０００６】そこで、一対のカップ状鉗子片相互を、そ
れぞれ別の電極として、これら電極の間に高周波電圧を
印加する双極式の電気処置器具も考えられるが、各鉗子
片の電極毎に、別々の導電路から電圧を供給する必要が
あり、狭い空間内での導電路の確保が問題となる。

【０００７】本発明は、このような実状に鑑みてなさ
れ、双極式の鉗子型電気処置器具において、部品点数を
増大させることなく、各鉗子片の各電極毎に、別々の導
電路を通して高周波電圧を供給することができる鉗子型
電気処置器具を提供することを目的とする。

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に、本発明に係る鉗子型電気処置器具は、体内に挿入可
能な可撓性を有するカテーテルチューブと、前記カテー
テルチューブの遠位端側に装着され、カップ状の第１凹
所が形成された第１鉗子片と、カップ状の第２凹所が形
成された第２鉗子片とを、前記第１凹所と第２凹所とが
向き合うように、開閉自在に保持する支持具と、前記第
１鉗子片に形成された第１電極と、前記第２鉗子片に形
成された第２電極と、前記第１電極と第２電極との間に
高周波電圧を供給するように、前記カテーテルチューブ
の近位端側に接続される電圧供給手段と、前記第１鉗子
片に連結されて当該第１鉗子片を駆動するように前記支
持具に連結してある第１リンク片と、前記第２鉗子片に
連結されて当該第２鉗子片を駆動するように前記支持具
に連結してある第２リンク片とを有する鉗子型電気処置
器具であって、前記第１リンク片が、前記第１電極へ電
圧を供給する第１導電路の一部となるように導電性部材
で構成してあり、前記第２リンク片が、絶縁部材で構成
してあり、前記第２鉗子片の第２電極へ電圧を供給する
第２導電路の一部が、前記支持具であることを特徴とす
る。

【０００９】前記第２リンク片の厚みが、前記第１リン
ク片の厚みよりも厚いことが好ましい。第２リンク片は
絶縁部材で構成してあることから、金属などの導電性部
材で構成してある第１リンク片と略同等な機械的強度を
持たせるためである。

【００１０】前記第２鉗子片と支持具とは、導電性スペ
ーサを介して電気的に接続してあることが好ましい。こ
の導電性スペーサの外周には、絶縁性縁部が装着してあ
ることが好ましい。

【００１１】前記第１リンク片および第２リンク片は、
前記カテーテルチューブの内部を軸方向に沿って移動自
在に配置してある導電性ワイヤの遠位端部に対して連結
してあり、当該導電性ワイヤが前記第１リンク片に対し
て電気的に接続してあることが好ましい。この導電性ワ
イヤが、電圧供給手段から第１電極へ電圧を供給するた
めの第１導電路となる。この導電性ワイヤは、カテーテ
ルチューブの近位端側から前記両リンク片へ駆動力を伝
達する部材でもある。

【００１２】前記支持具は、前記カテーテルチューブの
遠位端部に接合してあり、カテーテルチューブを構成す
る導電性可撓管に対して電気的に接続してあることが好
ましい。この導電性可撓管が、電圧供給手段から第２電
極へ電圧を供給するための第２導電路となる。この導電
性可撓管は、カテーテルチューブの一部であり、前記支
持具を保持すると共に、カテーテルチューブ内部での導
電性ワイヤの軸方向移動を許容するためのものでもあ
る。なお、導電性可撓管と導電性ワイヤとは、短絡しな
いように絶縁する必要がある。

【００１３】導電性可撓管としては、特に限定されない
が、金属製コイルチューブであることが好ましい。金属
製コイルチューブの内周面および外周面には、絶縁層が
積層してあることが好ましい。

【００１４】前記第１鉗子片および第２鉗子片は、表面
に絶縁層が形成された金属で構成してあることが好まし
く、電極および接続部が形成される部分のみが、絶縁層
がなく金属の表面が露出していることが好ましい。

【００１５】鉗子片を構成する導電性部材としては、た
とえばステンレス鋼、炭素鋼、金、銀、白金、ニッケ
ル、アルミニウムなどの耐熱性および耐腐食性に優れた
金属であることが好ましい。このような導電性部材から
成る鉗子片の表面に成膜する絶縁性膜としては、特に限
定されないが、アルミナ、窒化チタン、炭化チタンなど
のセラミックコーティング膜、ガラスコーティング膜、
合成ダイヤモンド膜、ポリイミド樹脂、フッ素樹脂など
が、耐熱性の観点から好ましい。コーティング方法とし
ては、イオンプレーティング法、プラズマまたは火炎溶
射堆積法、浸漬法、塗布法などを例示することができ
る。

【００１６】本発明において、第１鉗子片と第２鉗子片
とが完全に閉じた状態で、第１電極と第２電極との間に
は所定の隙間が形成されるようになっていることが好ま
しい。本発明において、所定の隙間とは、第１電極と第
２電極との間に生体組織が介在されない状態で、これら
電極間を絶縁状態に保ち、アークなどを発生させない程
度の距離であり、具体的には、好ましくは０．３〜１．
５ｍｍ、さらに好ましくは０．５〜１．０ｍｍである。
この隙間が離れすぎると、生体組織の切断が困難にな
り、近すぎると、絶縁を保てなくなる。

【００１７】本発明において、電圧供給手段から供給さ
れる高周波電圧の周波数は、特に限定されないが、１０
０ｋＨｚ〜８００ｋＨｚ程度が好ましく、電力は、好ま
しくは５〜３５ワット程度である。

【００１８】

【作用】本発明に係る鉗子型電気処置器具を用いて、た
とえば病変部組織の凝固壊死および生体組織を採取する
には、まず、内視鏡などを用いて本処置器具の遠位端を
体腔内の病変部近くまで導く。次に、カテーテルチュー
ブの体外側近位端に接続された操作部を操作して、カテ
ーテルチューブの遠位端に装着された一対の鉗子片を閉
じる方向に回動させる。一対の鉗子片を閉じることによ
り、病変部の生体組織片を摘み上げ、鉗子片に形成され
たカップ状の第１，第２凹所内に位置させる。摘み上げ
られた病変部の生体組織片の基部は、各鉗子片の先端側
縁部の第１電極および第２電極間に挟まれた状態とな
る。

【００１９】次に、カテーテルチューブの近位端側に接
続される電圧供給手段からカテーテルチューブ内に配線
された導電路を通して、第１電極および第２電極間に高
周波電圧を印加する。これら電極間に高周波電圧が印加
されると、電極間に挟まれた組織片の基部にのみ電流が
流れて加熱し、基部が焼き切られる。この加熱により、
切断された部分の止血および凝固壊死も行われる。鉗子
片の凹所内には、切断された生検用組織片が残る。した
がって、鉗子片相互が閉じたまま、処置器具を体腔内か
ら体外へ取り出せば、生検用組織片の採取が完了する。

【００２０】本発明に係る鉗子型電気処置器具では、鉗
子片の先端側縁部に形成された各電極間に挟まれる生体
組織にのみ電流が流れる。したがって、単極式に比較し
て、生体組織の焼灼範囲が少なく、且つ小さな電力で確
実な病変部の凝固壊死および組織片の切除が可能とな
る。また、通電に必要な部分のみに電極が形成してあ
り、切除された生体組織片が収容される鉗子片のカップ
状凹所内を絶縁しておくことで、切除された生体組織片
の損傷がない。

【００２１】特に、本発明の鉗子型電気処置器具では、
第１リンク片が、第１電極へ電圧を供給する第１導電路
の一部となるように導電性部材で構成してあり、第２リ
ンク片が、絶縁部材で構成してあり、第２鉗子片の第２
電極へ電圧を供給する第２導電路の一部が、前記支持具
である。このため、各電極へ電圧を供給するための導電
路を形成する部材として、新たな部品を追加することな
く、処置器具を構成するために必要な部材を利用して導
電路を形成している。したがって、部品点数を増大させ
ることなく、各鉗子片の各電極毎に、相互に絶縁された
別々の導電路を通して高周波電圧を供給することができ
る。

【００２２】

【発明の実施の形態】以下、本発明を、図面に示す実施
形態に基づき説明する。

【００２３】第１実施形態 図１に示すように、本実施形態に係る鉗子型電気手術用
処置器具２は、体内に挿入可能なカテーテルチューブ４
を有する。カテーテルチューブ４は、内部にルーメンを
有し、可撓性のある材料で構成してある。

【００２４】本実施形態では、カテーテルチューブ４
は、図４に示すように、導電性可撓管としての金属製コ
イルチューブ５０と、その外周を覆うように配置される
外チューブ５２とを有する。コイルチューブ５０は、た
とえばステンレス、炭素鋼、金、銀、白金、アルミニウ
ムなどの金属線をコイル状に巻回して可撓管としたもの
である。コイルチューブ５０を構成する金属線の線径
は、特に限定されないが、好ましくは０．１〜１．５ｍ
ｍ、さらに好ましくは０．２〜１．０ｍｍである。ま
た、コイルチューブ５０の外径も特に限定されないが、
好ましくは１．０〜５．０ｍｍ、さらに好ましくは１．
５〜３．０ｍｍである。

【００２５】コイルチューブ５０の遠位端は、図３およ
び４に示すように、支持具６の後端開口部７内に挿入さ
れ、開口部７の縁部外周から銀ロー９などの手段で支持
具６に接合してあり、支持具６とコイルチューブ５０と
は電気的に導通状態となる。本実施形態では、図４に示
すように、銀ロー９などの手段で、支持具６とコイルチ
ューブ５０の遠位端とを接合した後に、支持具６とコイ
ルチューブ５０との内外周面に一体的に絶縁被覆層５４
を形成してある。樹脂被覆層５４は、特に限定されない
が、ポリイミド樹脂、フッ素樹脂などの樹脂コーティン
グ層が、耐熱性の観点から好ましい。コーティング方法
としては、浸漬法、塗布法などを例示することができ
る。樹脂被覆層５４の厚みは、絶縁性が保てる程度であ
れば、特に限定されないが、内側層および外側層のそれ
ぞれにおいて、５〜５０μｍ程度である。

【００２６】樹脂被覆層５４で被覆されたコイルチュー
ブ５０の近位端は、図１に示す操作部２０に対して接合
してあり、電気コード４２を介して電圧供給手段として
の高周波電源４０に接続してある。

【００２７】本実施形態において、外チューブ５２は、
コイルチューブ５０に対して相対的に軸方向の移動が可
能なように、その遠位端側では、支持具６またはコイル
チューブ５０に対して接合されておらず、その近位端側
のみが、図１に示す操作部２０に対して接合してある。

【００２８】外チューブ５２を構成する材料としては、
可撓性を有する電気絶縁材料であれば特に制限はなく、
ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリ塩化ビニル、ポリ
ウレタン、ポリアミド、ポリエステル、ポリカーボネー
ト、ポリエーテルスルホン、フッ素系樹脂などのプラス
チック類を使用することができ、目的に応じて適切な弾
性率を有する材料を選択することができる。

【００２９】外チューブ５２の内径は、コイルチューブ
５０の外径よりも０．１〜０．８ｍｍ程度大きな程度で
あり、その肉厚は、特に限定されないが、好ましくは
０．０５〜０．５ｍｍ、さらに好ましくは０．１〜０．
３ｍｍである。

【００３０】本実施形態では、図１〜４に示す支持具６
は、たとえばステンレス、炭素鋼、金、銀、白金、アル
ミニウムなどの金属の周囲を、コイルチューブ５０の絶
縁層５４で一体的に覆ったものであり、図１，３に示す
ように、軸方向に突出する一対の支持片８，８を有す
る。

【００３１】支持片８，８の遠位端側には、支点軸１０
が掛け渡してあり、その両端部が支持片８，８に対して
カシメなどの手段で固定してある。本実施形態では、支
点軸１０は、機械的強度を考えて金属で構成してある
が、プラスチックで構成しても良い。プラスチック製支
点軸１０の場合には、その両端部は、熱カシメとなり、
金属製の場合には、単純カシメとなる。本実施形態で
は、支点軸１０を金属で構成してあることから、図３に
示すように、その外周には、プラスチックなどで構成さ
れた絶縁チューブ５６が配置してあり、その外周に、第
１鉗子片１２および第２鉗子片１４のそれぞれの第１お
よび第２リンク用後端部１３，１５が、回動自在に装着
してある。

【００３２】第１鉗子片１２および第２鉗子片１４は、
カップ状の第１凹所２４および第２凹所２６が各々形成
してある。各凹所２４，２６の容積は、特に限定されな
いが、採取すべき生体組織片の体積などに応じて決定さ
れ、各々好ましくは０．５〜３３．０ｍｍ³ 、さらに好
ましくは１．０〜１８．０ｍｍ³ 程度である。各凹所２
４，２６が向き合うように、鉗子片１２，１４の各リン
ク用後端部１３，１５が支点軸１０に対して回動自在に
装着される。なお、図２，３に示すように、鉗子片１
２，１４の各凹所２４，２６の底部には、外側に通じる
開口部１１を形成しても良い。開口部１１を形成するこ
とで、凹所２４，２６の容積以上の組織片の採取が可能
となる。

【００３３】各鉗子片１２，１４の凹所２４，２６の先
端側縁部には、それぞれ第１電極３０および第２電極３
２が形成してある。各電極３１，３２の電極面積は、特
に限定されないが、それぞれ０．３〜５．０ｍｍ² であ
ることが好ましい。

【００３４】本実施形態では、各鉗子片１２，１４は、
ステンレス鋼などの金属で構成し、前記第１電極３０お
よび第２電極３２に相当する部分以外を全て絶縁被覆層
で被覆してある。絶縁被覆層は、本実施形態では、アル
ミナなどのセラミックコーティング膜を採用している。
このセラミックコーティング膜は、イオンプレーティン
グ法などにより成膜することができる。この絶縁被覆層
の膜厚は、両鉗子片１２，１４の絶縁性が保たれる程度
の膜厚であり、好ましくは０．０１〜０．０６ｍｍであ
る。

【００３５】なお、図９（Ａ），（Ｂ）に示すように、
各鉗子片１２，１４のリンク用後端部１３，１５の表面
にも絶縁被覆層５３が被覆してあるが、絶縁被覆層５３
の膜厚が均一に形成されるように、後端部１３，１５の
角部５５には、全て曲率半径Ｒの丸みを持たせることが
好ましい。曲率半径Ｒは、０．０１ｍｍ以上であること
が好ましい。このことは、各鉗子片１２，１４の全ての
角部においても同様であると共に、絶縁被覆層が形成さ
れる他の全ての部材についても同様である。

【００３６】本実施形態では、図１に示す各鉗子片１
２，１４の各電極３０，３２とそれぞれ電気的に導通し
てあるリンク用後端部１３，１５には、後述する第１導
電路および第２導電路を構成する部材が接触して電気的
な接続が図られる。その結果、図１に示す高周波電源４
０から、両電極３０，３２間に高周波電圧が印加される
ようになっている。高周波電源４０から供給される高周
波電圧の周波数は、特に限定されないが、１００ｋＨｚ
〜８００ｋＨｚ程度が好ましく、電力は、好ましくは５
〜３５ワット程度である。

【００３７】また、本実施形態では、図２に示すよう
に、一対の鉗子片１２，１４が完全に閉じられた状態
で、鉗子片１２，１４の電極３０，３２には、所定の隙
間ｔが形成されるように、後述するリンク１７，１９が
調節してある。図２に示す所定の隙間ｔとは、第１電極
３０と第２電極３２との間に生体組織が介在されない状
態で、これら電極３０，３２間を絶縁状態に保ち、アー
クなどを発生させない程度の距離であり、具体的には、
０．４〜１．５ｍｍである。

【００３８】図３に示すように、リンク用後端部１３，
１５の間には、絶縁スペーサ１６が装着してあり、これ
らの絶縁が保持してある。また、第１リンク用後端部１
３と支持片８との間にも絶縁スペーサ５８が装着してあ
る。一方、第２リンク用後端部１５と支持片８との間に
位置する絶縁チューブ５６の外周には、導電性スペーサ
としての金属ワッシャ６０が配置してあり、支持具６の
支持片８との電気的な接触が図られている。支持具６の
表面には、絶縁被覆層５４がコーティングしてあるの
で、金属ワッシャ６０との接続部では、絶縁被覆層５４
が剥がされ、電気的な接触が可能になっている。その結
果、支持具６の支持片８は、金属ワッシャ６０を介し
て、第２鉗子片１２のリンク用後端部１５に対して、電
気的に導通している。なお、前述したように、鉗子片１
２および１４は、その後端部１３および１５をも含めて
絶縁被覆してあるので、電極３２に対応する部分や金属
ワッシャ６０との接触部では、絶縁被覆が剥がされ、電
気的導通が確保されるようになっている。

【００３９】このようにして、第２鉗子片１４の第２電
極３２には、金属ワッシャ６０、支持具６の支持片８お
よびコイルチューブ５０から成る第２導電路を通して電
流が供給可能になっている。金属ワッシャ６０の外周に
は、絶縁性リング６２（絶縁性縁部）が装着してあり、
金属ワッシャ６０が他の導電性部材に接触することを防
止している。また、絶縁スペーサ１６，５８および絶縁
性リング６２の外径は、支持具６の支持片８から飛び出
す程度の大きさであることが好ましい。なぜなら、鉗子
片１２，１４相互が閉じた状態および開いた状態の双方
において、各鉗子片１２，１４と支持片８とが接触して
短絡することを有効に防止するためである。

【００４０】なお、絶縁チューブ５６、絶縁スペーサ１
６，５８および絶縁性リング６２は、たとえばポリイミ
ド、ポリエーテルスルホン、フッ素系樹脂などの耐熱プ
ラスチックで構成してある。

【００４１】本実施形態において、コイルチューブ５０
の長さは、特に限定されず、用途に応じて幾らでも長く
することができるが、たとえばコイルチューブ５０の曲
げ剛性を、遠位端側で低くしたい場合などには、曲げ剛
性が異なるコイルチューブの端部相互を接続する必要が
ある。そのような場合に、本実施形態では、図５
（Ａ），（Ｂ）に示す接続チューブ６３ａまたは６３ｂ
を用いる。

【００４２】図５（Ａ）に示す接続チューブ６３ａで
は、その長手方向に沿って直線状または曲線状の切欠６
５ａが形成してあり、チューブ６３ａの内部に銀ロー付
け用の銀ローを流し込んだ後、両端開口部内にコイルチ
ューブ５０ａ，５０ｂの端部を差し込むようになってい
る。接続チューブ６３ａには、切欠６５ａが形成してあ
ることから、この切欠６５ａが接続の際のエア抜きとな
り、接続部にエアが残ることなく、銀ローにより良好に
接続することができる。

【００４３】図５（Ｂ）に示す接続チューブ６３ｂで
は、切欠の代わりに開口部６５ｂが形成してあり、この
開口部６５ｂが接続の際のエア抜きとなり、コイルチュ
ーブ５０ａ，５０ｂの端部を銀ロー付けなどにより良好
に接続することができる。なお、本実施形態では、コイ
ルチューブ５０ａ，５０ｂなどの金属製長手部材の端部
相互を接続するために、金属製の接続チューブ６３ａ，
６３ｂを用いるが、樹脂製の長手部材の端部相互を接続
するための接続チューブの場合には、接続チューブを樹
脂製として、接着剤などを流し込んでも良い。すなわ
ち、図５に示す接続チューブを用いた接続方法は、金属
製長手部材およびその他の材質の長手部材をロー付けあ
るいは接着剤などで接続する場合全てに対して適用する
ことができる。

【００４４】図１，３に示すように、各鉗子片１２，１
４のリンク用後端部１３，１５には、回動ピン６４およ
び６６をそれぞれ介して、第１および第２リンク片１
７，１９がパンタグラフ状に連結してある。

【００４５】本実施形態では、一方の第１リンク片１７
が金属などの導電性部材で構成してあり、第２リンク片
１９がプラスチックなどの絶縁部材により構成してあ
る。第２リンク片を構成するプラスチックとしては、特
に限定されないが、耐熱性に優れていることが好まし
く、たとえばフッ素樹脂、ポリイミド樹脂、ＡＢＳ樹脂
などで構成してある。第１リンク片１７は、たとえばス
テンレスなどの金属で構成してある。同じ厚みである場
合には、金属の方がプラスチックに比べて機械的強度が
高いことが一般的であることから、本実施形態では、合
成樹脂で構成してある第２リンク片１９の厚みを、金属
で構成してある第１リンク片１７の厚みよりも厚く構成
し、機械的強度のバランスを図っている。その結果、図
３に示す断面において、支持具６の中心軸線に対して左
右対称な構造ではなくなっている。

【００４６】本実施形態では、第１リンク片１７が、第
１鉗子片１２の第１電極３０への第１導電路の一部を構
成してあり、第１鉗子片１２のリンク用後端部１３に対
して接触する部分（回動ピン６４の位置）において、こ
れらの電気的接続が図られている。なお、第１リンク片
１７は、他の導電性部材との短絡を防止するために、絶
縁被覆層が形成してあるが、リンク用後端部１３との接
触部と、後述する駆動片７０との接触部では、絶縁被覆
層が剥がされており、電気的な接続が確保してある。な
お、第１鉗子片１２も、前述したように、金属などの導
電性部材で構成してあり、その表面に絶縁被覆層が形成
してあり、第１リンク片１７との接触部では、絶縁被覆
層が剥がされている。また、第１電極３０に対応する部
分も、絶縁被覆層が剥がされている。

【００４７】図１，３に示すように、第１および第２リ
ンク片１７，１９の後端部には、回動ピン６８を介し
て、駆動片７０の先端部が連結してある。駆動片７０
は、図６（Ａ），（Ｂ）に示すように、その先端部に、
取付孔７２を有し、その取付孔７２に対して、図１，３
に示す回動ピン６８が挿通可能になっている。駆動片７
０の後端部には、導電性ワイヤ１８の遠位端部が挿入さ
れる軸孔７４を持つ筒部７５が形成してあると共に、そ
の軸孔７４に連通するように筒部７５の外周面には、開
口部７６が形成してある。この開口部７６は、導電性ワ
イヤ１８の遠位端部を軸孔７４内に挿入し、銀ロー付け
などの手段で電気的な導通が可能な状態で接続する際
に、軸孔７４内のエア抜きとなり、銀ローが軸孔７４の
内部全体に行き渡り、ワイヤ１８と駆動片７０との接続
が良好になる。

【００４８】なお、導電性ワイヤ１８の遠位端部と駆動
片７０との接続が済んだ後に、これらの表面に、絶縁被
覆層を一体的に成膜することが好ましい。絶縁被覆層の
材質は、前述した絶縁被覆層５４と同様な材質でよく、
コーティング法などで形成される。

【００４９】導電性ワイヤ１８は、金属ワイヤなどによ
り構成してあり、図１，３に示すように、カテーテルチ
ューブ４の内部のルーメンに沿って長手方向Ｘに進退移
動自在に装着してある。導電性ワイヤ１８は、その長手
方向Ｘに沿っては操作力が伝達可能になっており、且つ
カテーテルチューブ４の半径方向には、カテーテルチュ
ーブ４と共に湾曲可能なように、十分な可撓性を有して
いる。

【００５０】導電性ワイヤ１８の近位端は、図１に示す
ように、体外に配置される操作部２０に対して長手方向
Ｘに移動自在に装着されたハンドル２２に対して連結し
てある。また、導電性ワイヤ１８の近位端は、電気コー
ド４２を介して電圧供給手段としての高周波電源４０に
電気的に接続してある。操作部２０は、片手で持ちやす
い程度の外径を有する。

【００５１】本実施形態では、導電性ワイヤ１８は、図
１に示す高周波電源４０に対して電気的に接続してあ
り、第１導電路の一部を構成してある。導電性ワイヤ１
８の遠位端部は、図３の説明において前述したように、
駆動片７０に対して電気的に接続してある。

【００５２】したがって、第１鉗子片１２の第１電極３
０には、リンク用後端部１３、第１リンク片１７、駆動
片および導電性ワイヤ１８から成る第１導電路を通して
電流が供給可能になっている。

【００５３】なお、導電性ワイヤ１８は、導電路を形成
するのみでなく、鉗子片１２，１４の開閉動作の制御も
行う。すなわち、図１に示す操作部２０に対してハンド
ル２２を長手方向Ｘに前進および後退させることで、導
電性ワイヤ１８がカテーテルチューブ４のルーメン内を
矢印Ｘ方向に沿って移動し、図８（Ａ），（Ｂ）に示す
ように、リンク１７，１９を動作させて、鉗子片１２，
１４を矢印Ｙ方向に回動させ、それらの開閉を制御す
る。

【００５４】なお、本実施形態において、図３に示す回
動ピン６４，６６または６８と、リンク片１７または１
９とは、図７（Ａ），（Ｂ）に示すように、カシメ止め
などの手段により相互に回動移動自在に連結してある。
回動ピン６４，６６または６８の端部に形成されたカシ
メ部は、リンク片１７または１９の表面から多少引っ込
んで形成してあることが好ましく、その隙間に、図７
（Ａ）に示すように、シリコンなどの充填剤７７を詰め
ることが好ましい。また、リンク片１７または１９の表
面は、図７（Ｂ）に示すように、カシメ部を含めて、絶
縁被覆層７８により被覆することが好ましい。絶縁被覆
層７８は、図４に示す絶縁被覆層５４と同様な材質のも
のを用いることができ、コーティングにより形成するこ
とができる。

【００５５】本実施形態に係る鉗子型電気手術用処置器
具２を用いて、たとえば病変部の生体組織を採取するに
は、まず、内視鏡などを用いて処置器具２の遠位端を、
図１０に示す体腔８０内の病変部８２近くまで導く。次
に、図１に示すカテーテルチューブ４の体外側近位端に
接続された操作部２０からハンドル２２を引っ張るよう
に操作して、カテーテルチューブ４の遠位端に装着され
た一対の鉗子片１２，１４を閉じる方向に回動させる。
一対の鉗子片１２，１４を閉じることにより、病変部５
２の生体組織片を摘み上げ、鉗子片１２，１４に形成さ
れたカップ状の第１，第２凹所２４，２６内に位置させ
る。摘み上げられた病変部５２の生体組織片の基部は、
各鉗子片１２，１４の先端側縁部の第１電極３０および
第２電極３２間に挟まれた状態となる。その状態を図１
０に示す。

【００５６】次に、カテーテルチューブ４の近位端側に
接続される図１に示す高周波電源４０から、導電性ワイ
ヤ１８、駆動片７０、第１リンク片１７、第１鉗子片１
２から成る第１導電路と、コイルチューブ５０、支持具
６、金属ワッシャ６０および第２鉗子片１４から成る第
２導電路とを通して、第１電極３０および第２電極３２
間に高周波電圧を印加する。これら電極３０，３２間に
高周波電圧が印加されると、電極３０，３２間に挟まれ
た組織片の基部にのみ電流が流れて加熱し、基部が焼き
切られる。この加熱により、切断された周囲の凝固壊死
および止血も行われる。鉗子片の凹所２４，２６内に
は、切断された生検用組織片が残る。したがって、鉗子
片相互が閉じたまま、処置器具を体腔内から体外へ取り
出せば、生検用組織片の採取が完了する。

【００５７】本実施形態では、鉗子片１２，１４の先端
側縁部に形成された各電極３０，３２間に挟まれる生体
組織にのみ電流が流れる。したがって、単極式に比較し
て、生体組織の焼灼が少なく、且つ小さな電力で確実な
組織片の切除が可能となる。また、通電に必要な部分の
みに電極３０，３２が形成してあり、切除された生体組
織片が収容される鉗子片のカップ状凹所２４，２６内は
絶縁してあるので、切除された生体組織片の損傷がな
い。

【００５８】また、鉗子片１２，１４相互が閉じられた
状態で、第１電極３０および第２電極３２間には、所定
の隙間を形成してあるので、これら電極３０，３２間の
短絡を有効に防止することができる。鉗子片１２，１４
に一体に成形されたリンク用後端部１３，１５相互の絶
縁は、図３に示す絶縁部材から成る絶縁チューブ５６お
よび絶縁スペーサ１６により確保される。

【００５９】特に本実施形態では、第１リンク片１７
が、第１電極３０へ電圧を供給する第１導電路の一部と
なるように導電性部材で構成してあり、第２リンク片１
９が、絶縁部材で構成してあり、第２鉗子片１４の第２
電極３２へ電圧を供給する第２導電路の一部が、前記支
持具８である。このため、各電極へ電圧を供給するため
の導電路を形成する部材として、新たな部品を追加する
ことなく、処置器具２を構成するために必要な部材を利
用して導電路を形成している。したがって、部品点数を
増大させることなく、各鉗子片１２，１４の各電極３
０，３２毎に、相互に絶縁された別々の導電路を通して
高周波電圧を供給することができる。

【００６０】第２実施形態 本実施形態では、図１１に示すように、カテーテルチュ
ーブ４ａの一部を構成する外チューブ５２ａの遠位端部
が、支持具６ａの後端部外周に接着、融着または熱カシ
メなどの手段で接合してある。

【００６１】支持具６ａの端部外周への接合を確実にす
るために、本実施形態では、支持具６ａの後端部外周に
は、１以上の溝８４が形成してある。溝８４は、リング
状でも螺旋状でも良いし、また、周方向に連続しても断
続しても良い。

【００６２】このような溝８４が形成された支持具６ａ
の端部外周に、外チューブ５２ａの遠位端部を被せ、加
熱加圧用金型を用いれば、外チューブ５２ａの遠位端部
を支持具６ａの端部外周に容易に熱カシメにより接合す
ることができる。外チューブ５２ａの近位端部は、前記
第１実施形態と異なり、図１に示す操作部２０に対して
接合されておらず自由端となっている。このように、外
チューブ５２または５２ａの少なくとも一端を自由端と
するのは、カテーテルチューブ４または４ａは、曲がり
くねった体腔内に挿入され、外チューブ５２ａ，５２と
コイルチューブ５０とが相対的に軸方向に移動すること
になることから、この移動を吸収するためである。

【００６３】本実施形態では、外チューブ５２ａは、前
記実施形態における外チューブ５２と同様な材質および
寸法で構成してあり、図１１に示す以外の構成は、前記
実施形態のものと全く同一である。

【００６４】本実施形態に係る鉗子型電気処置器具で
は、前記第１実施形態の電気処置器具と同様な作用効果
を奏する上に、次に示す作用効果も奏する。すなわち、
本実施形態では、操作部２０側で外チューブ５２ａを固
定するのではなく、支持具６ａ側で外チューブ５２ａの
端部を固定する。このため、体腔などに存在する体液
が、外チューブ５２ａと支持具６ａとの間から、外チュ
ーブ５２ａとコイルチューブ５０との隙間に侵入するこ
とを有効に防止することができる。

【００６５】第３実施形態 本実施形態では、図１２（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、
第１鉗子片１２ａ〜１２ｃと、第２鉗子片１４ａ〜１４
ｃとの形状に変化を持たせてある。

【００６６】図１２（Ａ）に示す例では、前記第１実施
形態に係る鉗子片１２，１４に形成する開口部１１より
も大きな開口部１１ａが形成してある。図１２（Ｂ）に
示す例では、鉗子片１２ｂ，１４ｂの先端形状が横から
見て矢印形状となるように、開口部１１ｂが各鉗子片１
２ｂ，１４ｂに形成してある。図１２（Ｃ）に示す例
は、図１２（Ａ）に示す例の変形例であり、開口部１１
ｃの形状は、図１２（Ａ）に示すものと同じであるが、
鉗子片１２ｃ，１４ｃが閉じられた状態の隙間の形状が
異なる。すなわち、鉗子片１２ｃ，１４ｃ間の隙間が、
軸方向に沿って平行にならないように、各鉗子片１２
ｃ，１４ｃの相互に向かい合う面には、互い違いの突起
８５ｃが形成してある。このような突起８５ｃ，８５ｃ
を鉗子片１２ｃ，１４ｃの相互に向かい合う面に形成す
ることで、組織片を掴みやすくなる。しかも、各鉗子片
１２ｃ，１４ｃに形成してある電極（図示省略）間の距
離を保つことができるので、短絡も有効に防止できる。
本実施形態のその他の作用効果は、前記第１実施形態と
同様である。

【００６７】第４実施形態 本実施形態では、図１３（Ａ），（Ｂ）に示すように、
各鉗子片１２ｄ，１４ｄの凹所２４，２６の先端側縁部
には、鋭利な切断用エッジ部３１，３３が形成してあ
る。鉗子片１２ｄ，１４ｄ相互が閉じられ、エッジ部３
１，３３同士が噛合することで、組織片の切断が可能に
なっている。

【００６８】また、本実施形態では、各鉗子片１２ｄ，
１４ｄの接触部を含まない各鉗子片の先端側外周面に
は、それぞれ第１電極３０ｄおよび第２電極３２ｄが形
成してある。各電極３０ｄ，３２ｄの電極面積は、特に
限定されないが、それぞれ２．０〜４０．０ｍｍ² であ
ることが好ましい。これら第１電極３０ｄおよび第２電
極３２ｄは、鉗子片１２ｄ，１４ｄ相互が閉じられた状
態でも短絡しないように、これらの接触部には電極が形
成されておらず絶縁状態となっている。また、鉗子片１
２ｄ，１４ｄの各凹所２４，２６の内表面にも、電極は
形成されておらず絶縁状態となっている。

【００６９】なお、本実施形態では、各々の鉗子片１２
ｄ，１４ｄを絶縁性部材で構成し、各鉗子片１２ｄ，１
４ｄの電極３０ｄ，３２ｄに相当する部分にのみ、導電
性膜を成膜することにより、電極３０ｄ，３２ｄが形成
してある。鉗子片１２ｄ，１４ｄを構成する絶縁部材と
しては、アルミナ、窒化チタン、炭化チタンなどのセラ
ミック；ポリイミド、ポリエーテルイミド、ポリエーテ
ルスルホン、フッ素樹脂などが、耐熱性の観点から好ま
しい。このような絶縁性部材から成る鉗子片１２ｄ，１
４ｄの表面に成膜する導電性膜としては、特に限定され
ないが、銀、銅、金、白金などが好ましい。導電性が高
いからである。コーティング方法としては、金属メッキ
法、スパッタリング法、蒸着法、塗布法などを例示する
ことができる。

【００７０】ただし、本実施形態では、図１３に示す第
１電極３０ｄから図３に示す第１リンク片１７への第１
導電路と、図１３に示す第２電極３２ｄから図３に示す
金属ワッシャ６０への第２導電路とを確保する必要があ
る。

【００７１】また、本実施形態の変形例として、各鉗子
片１２ｄ，１４ｄを、ステンレス鋼で構成し、第１電極
３０ｄおよび第２電極３２ｄに相当する部分以外を全て
絶縁被覆層で被覆しても良い。

【００７２】本実施形態に係る鉗子型電気処置器具２を
用いて、たとえば病変部の生体組織を採取するには、ま
ず、内視鏡などを用いて処置器具２の遠位端を、図１３
（Ｂ）に示す体腔８０内の病変部８２近くまで導く。次
に、図１に示すカテーテルチューブ４の体外側近位端に
接続された操作部２０からハンドル２２を引っ張るよう
に操作して、カテーテルチューブ４の遠位端に装着され
た一対の鉗子片１２ｄ，１４ｄを閉じる方向に回動させ
る。一対の鉗子片１２ｄ，１４ｄを閉じることにより、
病変部８２の生体組織片を摘み上げ、鉗子片１２ｄ，１
４ｄに形成されたカップ状の第１，第２凹所２４，２６
内に位置させる。摘み上げられた病変部８２の生体組織
片の基部は、各鉗子片１２ｄ，１４ｄの切断エッジ部３
１，３３の噛合により、完全に切断される。あるいは完
全に切断されない場合でも、次に示すようにして完全に
切断することができる。

【００７３】すなわち、図１に示す操作部２０を操作し
て、閉じられた鉗子片１２ｄ，１４ｄの先端部を体腔８
０の生体組織面に押し付ける。これにより、鉗子片１２
ｄ，１４ｄの内部に挟まれた生体組織片の基部の両側に
位置する生体組織の面に、それぞれ第１電極３０ｄと第
２電極３２ｄとが圧接する。この状態で、カテーテルチ
ューブ４の近位端側に接続される高周波電源４０から、
前記の第１導電路および第２導電路を通して、第１電極
３０ｄおよび第２電極３２ｄ間に高周波電圧を印加す
る。これら電極３０ｄ，３２ｄ間に高周波電圧が印加さ
れると、電極３０ｄ，３２ｄ間に位置する組織片の基部
にのみ電流が流れて加熱し、基部が焼き切られる。この
加熱により、切断された部分の止血も行われる。鉗子片
の凹所２４，２６内には、切断された生検用組織片が残
る。したがって、鉗子片相互が閉じたまま、処置器具を
体腔内から体外へ取り出せば、生検用組織片の採取が完
了する。

【００７４】なお、各鉗子片１２ｄ，１４ｄの切断用エ
ッジ部３１，３３により、組織片の基部が完全に切断さ
れる場合には、高周波電圧の印加は、切断後の生体組織
の表面の止血および周囲組織の凝固壊死のために行われ
る。このような止血は、組織片が採取される部分以外で
も、何らかの原因により出血した部位に対して、閉じら
れた鉗子片１２ｄ，１４ｄの先端部を押し付けて高周波
電圧を印加することで行うこともできる。

【００７５】本実施形態では、前記第１実施形態の作用
効果に加えて、上述したような作用効果を奏する。

【００７６】第５実施形態 本実施形態では、図１４（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、
第１鉗子片１２ｅ〜１２ｇと、第２鉗子片１４ｅ〜１４
ｇとを、一部において噛み合わせるように接触させてい
る。図１４（Ａ）に示す例では、鉗子片１２ｅ，１４ｅ
の先端側の噛み合わせ面８６ｅを、軸線と平行にして、
所定の直線範囲で接触させている。また、図１４（Ｂ）
に示す例では、鉗子片１２ｆ，１４ｆのかみ合わせ面を
テーパ面８６ｆとして、これらの先端でのみ接触させて
いる。さらに、図１４（Ｃ）に示す例では、一方の第１
鉗子片１２ｇの噛み合わせ面８６ｅを軸線と平行な面と
し、他方の第２鉗子片１４ｇの噛み合わせ面８６ｆをテ
ーパ面とし、これらの先端でのみ接触させている。

【００７７】これらの例では、鉗子片相互を噛み合わせ
面で接触させているので、少なくともそれらの接触部に
は、絶縁被覆層が形成してある必要がある。そのような
構造例としては、たとえば図１５（Ａ）に示すように、
金属などの導電性部材で構成してある鉗子片１２ｈ，１
４ｈの内外表面を絶縁被覆層５３でコーティングし、少
なくとも噛み合わせ面で絶縁されるようにする。また、
第１電極３０ｈおよび第２電極３２ｈは、各鉗子片１２
ｈ，１４ｈの噛み合わせ面近くの内壁面の絶縁被覆層を
剥がすことにより形成することができる。

【００７８】また、図１５（Ｂ）に示す例では、金属な
どの導電性部材で構成してある鉗子片１２ｉ，１４ｉの
内外表面を絶縁被覆層５３でコーティングし、第１電極
３０ｈおよび第２電極３２ｈは、各鉗子片１２ｈ，１４
ｈの噛み合わせ面の絶縁被覆層を互い違いに剥がすこと
により形成することができる。

【００７９】なお、本発明は、上述した実施形態に限定
されるものではなく、本発明の範囲内で種々に改変する
ことができる。

【００８０】

【発明の効果】以上説明してきたように、本発明に係る
鉗子型電気処置器具によれば、部品点数を増大させるこ
となく、各鉗子片の各電極毎に、相互に絶縁された別々
の導電路を通して高周波電圧を供給することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は本発明の１実施形態に係る鉗子型電気処
置器具の概略斜視図である。

【図２】図２は図１に示す鉗子型電気処置器具の遠位端
部に装着される部品の側面図である。

【図３】図３は図２に示すIII−III線に沿う要部断面図
である。

【図４】図４は図１に示す鉗子型処置器具の支持具とカ
テーテルチューブとの接続部を示す概略図である。

【図５】図５（Ａ），（Ｂ）は導電性可撓管の接続に用
いる接続具の斜視図である。

【図６】図６（Ａ），（Ｂ）は導電性ワイヤとリンク駆
動片との接続部を示す斜視図と断面図である。

【図７】図７（Ａ），（Ｂ）はリンクとピントの接続部
の詳細を示す要部断面図である。

【図８】図８（Ａ），（Ｂ）はリンクの働きによる鉗子
片の開閉を示す概略図である。

【図９】図９（Ａ）は鉗子片の平面図、同図（Ｂ）は同
図（Ａ）に示すＢ−Ｂ線に沿う拡大断面図である。

【図１０】図１０は鉗子型電気処置器具の使用状態を示
す概略図である。

【図１１】図１１は本発明の他の実施形態に係る鉗子型
処置器具の支持具とカテーテルチューブとの接続部を示
す概略図である。

【図１２】図１２（Ａ）〜（Ｃ）は鉗子片の変形例を示
す要部側面図である。

【図１３】図１３（Ａ）は本発明の他の実施形態に係る
鉗子型処置器具の遠位端側側面図、同図（Ｂ）はその鉗
子片付近の要部断面図である。

【図１４】図１４（Ａ）〜（Ｃ）はその他の鉗子片の変
形例を示す要部側面図である。

【図１５】図１５（Ａ），（Ｂ）は鉗子片の電極の変形
例を示す要部断面図である。

【符号の説明】

２… 鉗子型電気処置器具 ４… カテーテルチューブ ６… 支持具 ８… 支持片 １０… 支点軸 １２，１２ａ〜１２ｉ… 第１鉗子片 １３… 第１リンク用後端部 １４，１４ａ〜１４ｉ… 第２鉗子片 １５… 第２リンク用後端部 １６… 絶縁スペーサ １７… 第１リンク １８… 導電性ワイヤ １９… 第２リンク ２０… 操作部 ２２… ハンドル ２４… 第１凹所 ２６… 第２凹所 ３０，３０ｄ，３０ｈ，３０ｉ… 第１電極 ３１… 切断用エッジ部 ３２，３２ｄ，３２ｈ，３２ｉ… 第２電極 ３３… 切断用エッジ部 ４０… 高周波電源 ５０… コイルチューブ ５６… 絶縁チューブ ６０… 金属ワッシャ ６２… 絶縁性リング

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 体内に挿入可能な可撓性を有するカテー
   テルチューブと、 前記カテーテルチューブの遠位端側に装着され、カップ
   状の第１凹所が形成された第１鉗子片と、カップ状の第
   ２凹所が形成された第２鉗子片とを、前記第１凹所と第
   ２凹所とが向き合うように、開閉自在に保持する支持具
   と、 前記第１鉗子片に形成された第１電極と、 前記第２鉗子片に形成された第２電極と、 前記第１電極と第２電極との間に高周波電圧を供給する
   ように、前記カテーテルチューブの近位端側に接続され
   る電圧供給手段と、 前記第１鉗子片に連結されて当該第１鉗子片を駆動する
   ように前記支持具に連結してある第１リンク片と、 前記第２鉗子片に連結されて当該第２鉗子片を駆動する
   ように前記支持具に連結してある第２リンク片とを有す
   る鉗子型電気処置器具であって、 前記第１リンク片が、前記第１電極へ電圧を供給する第
   １導電路の一部となるように導電性部材で構成してあ
   り、 前記第２リンク片が、絶縁部材で構成してあり、 前記第２鉗子片の第２電極へ電圧を供給する第２導電路
   の一部が、前記支持具である鉗子型電気処置器具。
2. 【請求項２】 前記第２リンク片の厚みが、前記第１リ
   ンク片の厚みよりも厚いことを特徴とする請求項１に記
   載の鉗子型電気処置器具。