JP2019034083A - 医療用マニピュレーターの可撓チューブ及び屈曲構造体 - Google Patents

Abstract

【課題】小型化を図りつつねじり剛性、耐荷重、及び屈曲性に優れた医療用マニピュレーターの可撓チューブを提供する。【解決手段】超弾性合金からなる医療用マニピュレーターの可撓チューブであって、軸線方向に連設された複数のリング部２１と、軸線方向で隣接するリング部２１間を周方向の一部で結合するチューブ結合部２３ａ，２３ｂと、軸線方向で隣接するリング部２１間においてチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向の両側に区画されチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げによる可撓チューブ１５の屈曲を許容するチューブスリット２５とを備え、リング部２１は、軸線方向での寸法である軸線方向幅ｗ１が、最も大きいチューブ結合部２３ｂの周方向での寸法である周方向幅ｗ２以下に設定されている。【選択図】 図３

Description

本発明は、手術ロボット等の医療用マニピュレーターの屈曲部に適用可能な可撓チューブ及び屈曲構造体に関する。

近年の医療においては、手術の際に患者及び医師の双方の負担を軽減可能とする手術ロボットのロボット鉗子や手動鉗子等の医療用マニピュレーターが普及してきている。

ロボット鉗子や手動鉗子等の医療用マニピュレーターでは、患者の小さな創から内視鏡カメラとアームを挿入し、医師が３Ｄモニターを通して術野を目で捉えながら、実際に鉗子を動かしている感覚で手術を行うことを可能とする。

このような医療用マニピュレーターとしては、特許文献１のように、アームに屈曲部による関節機能を持たせることにより、高い自由度を確保でき、より精緻な手術操作を可能とするものがある。

こうした医療用マニピュレーターは、患者の創を小さくして、精神的、肉体的な負担を軽減するために、小型化が望まれる。これに応じて、アームに用いられる屈曲部も、小型化が望まれている。

しかし、特許文献１の技術では、屈曲部がコイルスプリングによって構成されているため、耐荷重及び屈曲性を確保する必要性から、小型化に限界があった。

このような問題は、上記のようにロボット鉗子や手動鉗子等の医療用マニピュレーターだけでなく、内視鏡カメラ等の他の医療用マニピュレーターにおいても同様に存在する。

特開２０１４−３８０７５号公報

解決しようとする問題点は、小型化を図りつつ耐荷重及び屈曲性を確保することに限界があった点である。

本発明は、小型化を図りつつ耐荷重及び屈曲性に優れたものとするために、超弾性合金からなる医療用マニピュレーターの可撓チューブであって、軸線方向に連設された複数のリング部と、前記軸線方向で隣接するリング部間を周方向の一部で結合するチューブ結合部と、前記軸線方向で隣接するリング部間において前記チューブ結合部の周方向の両側に区画され前記チューブ結合部の曲げによる前記可撓チューブの屈曲を許容するスリットとを備え、前記リング部は、前記軸線方向での寸法が、最も大きい前記チューブ結合部の前記周方向での寸法以下であることを可撓チューブの最も主な特徴とする。

本発明は、超弾性合金からなる可撓チューブが、複数のリング部を軸線方向でチューブ結合部によって結合して形成され、チューブ結合部の曲げによって屈曲が可能となっているため、小型化を図りつつ耐荷重及び屈曲性に優れたものとすることができる。

しかも、リング部の軸線方向での寸法が、最も大きいチューブ結合部の周方向での寸法以下である構成により、可撓チューブの屈曲時には、チューブ結合部と共にリング部を変形させることができ、可撓チューブの構造全体でひずみを発生させ、結果としてひずみを緩和することが可能となる。

（Ａ）は可撓チューブを用いたロボット鉗子を示す正面側から見た斜視図、（Ｂ）は同背面側から見た斜視図である（実施例１）。 図１のロボット鉗子を示し、（Ａ）は側面図、（Ｂ）は正面図である（実施例１）。 図１のロボット鉗子の可撓チューブを示し、（Ａ）は正面図、（Ｂ）は側面図（実施例１）。 図３の可撓チューブの一部拡大正面図である（実施例１）。 ひずみの分布を示す可撓チューブの正面図であり、（Ａ）は実施例１、（Ｂ）は比較例である（実施例１）。 ひずみの分布を示す可撓チューブの斜視図であり、図６（Ａ）は実施例１、図６（Ｂ）は比較例である（実施例１）。 （Ａ）は図６（Ａ）の要部拡大図、（Ｂ）は図６（Ｂ）の要部拡大図である（実施例１）。 ひずみの最大値と屈曲角との関係を示すグラフである（実施例１）。 可撓チューブの荷重と屈曲角との関係を示すグラフである（実施例１）。 可撓チューブを示し、（Ａ）は側面図、（Ｂ）は正面図である（実施例２）。 ひずみの分布を示す可撓チューブの正面図であり、（Ａ）は実施例２、図１１（Ｂ）は比較例である（実施例２）。 ひずみの分布を示す可撓チューブの斜視図であり、（Ａ）は実施例２、（Ｂ）は比較例である（実施例２）。 図１２（Ａ）のＸＩＩＩ部分の拡大図である（実施例２）。 可撓チューブを示し、図１４（Ａ）は側面図、図１４（Ｂ）は正面図である（実施例３）。 可撓チューブを示す一部拡大正面図である（実施例４）。 変形例に係る可撓チューブを示す一部拡大正面図である（実施例４）。 可撓チューブを示す一部拡大正面図である（実施例５）。 可撓チューブを用いた屈曲構造体を示す斜視図である（実施例６）。 図１８の屈曲構造体を示す正面図である（実施例６）。 図１８の屈曲構造体のガイド部を示す斜視図である（実施例６）。 図２０のガイド部を示す正面図である（実施例６）。 図２０のガイド部を示す平面図である（実施例６）。 可撓チューブを用いた屈曲構造体を示す正面図である（実施例７）。 図２３の屈曲構造体を示す平面図である（実施例７）。 可撓チューブを用いた屈曲構造体を示す斜視図である（実施例８）。 図２５の屈曲構造体を示す側面図である（実施例８）。 図２５の屈曲構造体を示す平面図である（実施例８）。 可撓チューブを用いた屈曲構造体を示す斜視図である（実施例９）。 図２８の屈曲構造体を示す側面図である（実施例９）。 図２８の屈曲構造体を示す平面図である（実施例９）。 可撓チューブを用いた屈曲構造体を示す斜視図である（実施例１０）。 図３１の屈曲構造体を示す側面図である（実施例１０）。 図３１の屈曲構造体を示す平面図である（実施例１０）。

本発明は、小型化を図りつつ耐荷重及び屈曲性に優れたものにするという目的を、軸線方向に連設された複数のリング部をチューブ結合部により結合し、リング部の軸線方向での寸法を最も大きいチューブ結合部の周方向での寸法以下にした超弾性合金からなる可撓チューブにより実現した。

リング部の軸線方向での寸法は、最も小さいチューブ結合部の周方向での寸法と同一としてもよい。

また、リング部の軸線方向での寸法は、屈曲時に固定側となる軸線方向の一側から屈曲時に可動側となる軸線方向の他側にかけて漸次小さくしてもよい。

チューブ結合部は、軸線方向で隣接するリング部間を径方向で対向する周方向の二ヵ所で結合し、各リング部の軸線方向の一側のチューブ結合部と軸線方向の他側のチューブ結合部とが周方向に１８０／Ｎ度（Ｎは２以上の整数）ずれており、軸線方向の一側及び他側のチューブ結合部の曲げによって異なる方向への可撓チューブの屈曲を可能とした構成を採用してもよい。

ただし、交差する異なる方向へ屈曲させる場合は、一つの可撓チューブを上記のように構成するものに限られず、例えば、二つの可撓チューブを連続して設け、それぞれが異なる方向へ曲がるように構成することも可能である。

［ロボット鉗子の構造］
図１（Ａ）は、可撓チューブを用いたロボット鉗子を示す正面側から見た斜視図、図１（Ｂ）は同背面側から見た斜視図、図２（Ａ）は同側面図、図２（Ｂ）は同正面図である。

ロボット鉗子１は、医療用マニピュレーターである手術ロボットのロボットアーム先端を構成するものである。なお、ロボット鉗子１は、医療用マニピュレーターの一例である。可撓チューブ１５を適用可能な医療用マニピュレーターは、手術ロボットに取り付けるか否かに拘わらず、医師等が手で操作するものであって、屈曲動作を行う屈曲部を有すれば、特に限定されるものではない。従って、医療用マニピュレーターには、手術ロボットに取り付けない内視鏡カメラや手動鉗子等も含まれる。

ロボット鉗子１は、シャフト部５、屈曲部７、把持部９によって構成されている。

シャフト部５は、円筒形状に形成されている。シャフト部５内には、屈曲部７を駆動するための駆動ワイヤー（図示せず）や把持部９を駆動するためのプッシュプルケーブル（図示せず）が通っている。シャフト部５の先端には、屈曲部７を介して把持部９が設けられている。

屈曲部７は、本実施例の可撓チューブ１５によって構成され、駆動ワイヤーの操作により屈曲可能となっている。可撓チューブ１５の詳細は後述する。

把持部９は、屈曲部７の先端に取り付けられた基部９ａに対して鉗子部９ｂが軸支されている。鉗子部９ｂは、プッシュプルケーブルの進退動作（プッシュプル動作）で開閉するようになっている。

把持部９の駆動は、プッシュプルケーブルに限らず、エアチューブや複数の駆動ケーブルを用いても良い。

［可撓チューブの構造］
図３（Ａ）及び（Ｂ）は、図１のロボット鉗子１の可撓チューブ１５を示し、図３（Ａ）は正面図、図３（Ｂ）は側面図、図４は、同一部拡大正面図である。

可撓チューブ１５は、超弾性合金からなり、連結部１９ａ，１９ｂと、リング部２１と、チューブ結合部２３ａ，２３ｂと、チューブスリット２５とで構成されている。なお、超弾性合金は、NiTi合金（ニッケルチタン合金）、ゴムメタル（登録商標）等のチタン系合金、Cu-Al-Mn合金（銅系合金）、Fe-Mn-Al系合金（鉄系合金）等とすることが可能である。

連結部１９ａ，１９ｂは、両端部に設けられたリング状であり、ロボット鉗子１側に連結される部分である。これら連結部１９ａ，１９ｂ間には、複数のリング部２１が位置している。

複数のリング部２１は、軸線方向に等間隔で連設されている。軸線方向で隣接するリング部２１間の間隔ｄは一定に保持されており、各リング部２１の径ｒ１、軸線方向での寸法としての軸線方向幅ｗ１、及び肉厚ｔも一定となっている。なお、肉厚ｔは、連結部１９ａ，１９ｂ及びチューブ結合部２３ａ，２３ｂを含めた可撓チューブ１５全体において一定である。

各リング部２１の軸線方向での寸法である軸線方向幅ｗ１は、後述する最も大きいチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２以下となっている。本実施例では、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２が一定であり、その周方向幅ｗ２と軸線方向幅ｗ１が同一になっている。

なお、軸線方向幅ｗ１は、リング部２１が可撓チューブ１５の屈曲時に変形可能とすることが重要であり、最も大きいチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２以下になっていればよい。

隣接するリング部２１は、周方向の一部でチューブ結合部２３ａ，２３ｂによって結合されている。両端部のリング部２１は、チューブ結合部２３ａ，２３ｂによって連結部１９ａ，１９ｂに結合されている。

チューブ結合部２３ａ，２３ｂは、リング部２１に一体に設けられ、軸線方向で隣接するリング部２１間を径方向で対向する周方向の二ヵ所で結合している。

各リング部２１において、軸線方向の一側（基端側）に位置するチューブ結合部２３ａ，２３ｂと他側（先端側）に位置するチューブ結合部２３ｂ，２３ａは、周方向に１８０／Ｎ度ずれて配置されている。ここでのチューブ結合部２３ａ，２３ｂのずれは、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの中心線間のずれをいう（以下、同じ。）。Ｎは、２以上の整数である。本実施例では、Ｎ＝２であり、チューブ結合部２３ａ，２３ｂが９０度ずれて配置されている。

なお、チューブ結合部２３ａ，２３ｂ間のずれは、６０度等とすることも可能であるが、９０度にするのが好ましい。これは、可撓チューブ１５の屈曲に必要なリング部２１の数を少なくでき、全体の長さをコンパクトにすることができるためである。

各チューブ結合部２３ａ，２３ｂは、軸線方向に伸びる矩形板状であり、リング部２１に応じて僅かに曲率を有している。チューブ結合部２３ａ，２３ｂの両端部は、円弧部２６を介してリング部２１に遷移する。これにより、チューブ結合部２３ａ，２３ｂとリング部２１との間は、接線連続となっている。

なお、リング部２１の径方向において、チューブ結合部２３ａ，２３ｂとリング部２１の間は、内外周が段差なく遷移している。ただし、チューブ結合部２３ａ，２３ｂをリング部２１よりも厚肉又は薄肉にして段差を有するような形態とすることも可能である。

チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２は、リング部２１の軸線方向幅ｗ１よりも小さく形成されている。円弧部２６の曲率半径ｒ２は、リング部２１の軸線方向幅ｗ１よりも小さく、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２と同一か僅かに異なる程度となっている。

チューブ結合部２３ａ，２３ｂは、中立軸を境に周方向の一側を圧縮して他側を伸長するように曲がることで可撓チューブ１５の屈曲を可能とする。本実施例では、周方向に９０度ずれたチューブ結合部２３ａ，２３ｂが曲がることにより、交差する異なる二方向Ｘ及びＹへの屈曲が可能となっている。

各チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向両側には、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げによる可撓チューブ１５の屈曲を許容するチューブスリット２５が設けられている。

すなわち、チューブスリット２５は、軸線方向で隣接するリング部２１間においてチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向両側に区画されている。各チューブスリット２５は、リング部２１及びチューブ結合部２３ａ，２３ｂの形状に応じて、角の丸い矩形状となっている。

チューブスリット２５の軸線方向幅ｄ（リング部２１間の間隔ｄと同じ）は、リング部２１の軸線方向幅ｗ１よりも大きく形成されている。

なお、本実施例の可撓チューブ１５の各部の寸法は、全長Ｌが２２．４ｍｍ、リング部２１の径ｒ１が６ｍｍ、軸線方向幅ｗ１が０．８ｍｍ、肉厚ｔが０．４ｍｍ、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２が０．２〜０．５ｍｍ、円弧部２６の曲率半径ｒ２が０．３ｍｍ、チューブスリット２５の軸線方向幅ｄが１．０ｍｍとなっている。

ただし、これら各部の寸法は、一例であり、要求される大きさや特性に応じて適宜変更することが可能である。例えば、リング部２１及びチューブ結合部２３ａ，２３ｂの肉厚ｔ、リング部２１の径ｒ１、軸線方向幅ｗ１は、可撓チューブ１５に要求される特性に応じて一定としなくてもよい。また、リング部２１の径ｒ１、軸線方向幅ｗ１、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２、円弧部２６の曲率半径ｒ２、チューブスリット２５の軸線方向幅ｄの相対的な大きさの関係を変更することも可能である。

［可撓チューブの動作］
屈曲部７としての可撓チューブ１５は、医師がロボット鉗子１を操作する際、何れか一つの駆動ワイヤーを引くことにより、シャフト部５側に位置する固定側に対して把持部９側に位置する可動側が屈曲する。そして、いくつかの駆動ワイヤーを組み合わせて引くことにより、３６０度全方位に屈曲させることが可能となる。

何れか一つの駆動ワイヤーを引いて屈曲させる際、可撓チューブ１５は、中立軸上に位置するチューブ結合部２３ａ，２３ｂの一方（実施例ではチューブ結合部２３ｂ）が、中立軸に対する屈曲内側部分を圧縮させると共に屈曲外側部分を伸長させるように曲がる（図５参照）。

チューブ結合部２３ｂが曲がると、チューブ結合部２３ｂに対する先端側のリング部２１がチューブ結合部２３ｂを支点としてチューブスリット２５を閉じるように変位する。一方で、中立軸上のチューブ結合部２３ｂから周方向に９０度ずれたチューブ結合部２３ａは、ほとんど曲がらない。

このように、可撓チューブ１５は、中立軸上に位置するチューブ結合部２３ｂが曲がることで全体として屈曲することになる。

このとき、本実施例では、リング部２１がチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２と同一の軸線方向幅ｗ１を有するため、チューブ結合部２３ｂだけでなくリング部２１も曲げによる変形が生じることになる。

このため、チューブ結合部２３ｂ及びリング部２１に曲げによるひずみが発生し、これにより可撓チューブ１５の構造全体でひずみを発生させることになり、ひずみの最大値を小さくしてひずみを緩和することが可能となる。

図５（Ａ）及び（Ｂ）は、ひずみの分布を示す可撓チューブ１５の正面図であり、図５（Ａ）は実施例１、図５（Ｂ）は比較例である。図６（Ａ）及び（Ｂ）は、ひずみの分布を示す可撓チューブ１５の斜視図であり、図６（Ａ）は実施例１、図６（Ｂ）は比較例である。図７（Ａ）及び（Ｂ）は、それぞれ図６（Ａ）及び（Ｂ）の要部拡大図である。図５〜図７において、ひずみの大きい部分は薄く、ひずみの小さい部分は濃く示している。

図５（Ａ）、図６（Ａ）、及び図７（Ａ）のように、本実施例の可撓チューブ１５では、屈曲時にチューブ結合部２３ｂと共にリング部２１を変形させ、チューブ結合部２３ｂと共にリング部２１にひずみを生じさせていることが分かる。

これに対し、比較例では、図５（Ｂ）、図６（Ｂ）、及び図７（Ｂ）のように、リング部２１はほとんど変形しておらず、チューブ結合部２３ｂでのみひずみが大きくなっていることが分かる。

図８は、ひずみの最大値と屈曲角との関係を示すグラフである。図８は、実施例１と比較例において、０度〜９０度まで屈曲させる際の荷重をプロットしたものである。

図８のように、本実施例では、０度〜９０度までにおいて、比較例よりもひずみの最大値を低くすることができている。

これにより、本実施例では、異なる方向への屈曲であっても、荷重特性がほぼ変動せず、屈曲時と戻り時との間で荷重のヒステリシスが少なく、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの折損リスクを低減することができる。

［耐荷重］
図９は、実施例１に係る可撓チューブ１５の荷重と屈曲角との関係を示すグラフである。

図９では、屈曲角が０度から９０度となるまで屈曲させたときの荷重の変動を示している。

本実施例では、屈曲角９０度のときの荷重が９Ｎ程度と高い。また、上記のようにひずみの最大値の変動を小さくすることで、屈曲時と戻り時との間で荷重のヒステリシスが少なくなっている。

このため、本実施例の可撓チューブ１５は、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの折損リスクを軽減することができ、荷重を高めることもでき、耐荷重性が優れたものとなっている。

これに対し、比較例では、屈曲角９０度のときの荷重が６Ｎ程度と本実施例よりも低く、しかも図８のようにひずみの最大値の変動が大きいのでヒステリシスも大きくなっている。従って、比較例は、本実施例よりも耐荷重性が劣っていることが分かる。

［屈曲性］
本実施例では、図９のように、屈曲角９０度のときに、荷重が約９Ｎであり、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの折損がなく、曲げ半径Ｒを約８．６ｍｍと小さくすることができた。

一方、比較例では、屈曲角９０度のときに、荷重が約６Ｎであり、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの折損がなかったものの、曲げ半径Ｒが約１４．３ｍｍであった。

従って、本実施例では、可撓チューブ１５の小型化を図っても、小さい曲げ半径で容易且つ確実に屈曲させることができ、屈曲性に優れたものとすることができる。

［実施例１の効果］
以上説明したように、本実施例の可撓チューブ１５は、超弾性合金からなる医療用マニピュレーターの可撓チューブであって、軸線方向に連設された複数のリング部２１と、軸線方向で隣接するリング部２１間を周方向の一部で結合するチューブ結合部２３ａ，２３ｂと、軸線方向で隣接するリング部２１間においてチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向の両側に区画されチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げによる可撓チューブ１５の屈曲を許容するチューブスリット２５とを備える。

従って、本実施例の可撓チューブ１５は、小型化を図りつつねじり剛性、耐荷重、及び屈曲性に優れたものとすることができる。

そして、本実施例のリング部２１は、軸線方向での寸法である軸線方向幅ｗ１が、最も大きいチューブ結合部２３ｂの周方向での寸法である周方向幅ｗ２以下に設定されている。

従って、本実施例の可撓チューブ１５は、屈曲時にチューブ結合部２３ａ，２３ｂと共にリング部２１に変形させて、構造全体でひずみを発生させることができ、ひずみの最大値を小さくしてひずみを緩和することが可能となる。

これにより、本実施例では、耐荷重及び屈曲性にさらに優れたものとすることができると共に屈曲動作ひいては医師による屈曲操作の安定性、正確性を向上することができる。

また、本実施例では、チューブ結合部２３ａ，２３ｂが軸線方向で隣接するリング部２１間を径方向で対向する周方向の二ヵ所で結合し、各リング部２１の軸線方向の一側のチューブ結合部２３ｂと軸線方向の他側のチューブ結合部２３ａとが周方向に１８０／Ｎ度、特に９０度ずれており、軸線方向の一側及び他側のチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げによって異なる方向への可撓チューブ１５の屈曲を可能としている。

かかる構成により、単一の可撓チューブ１５により異なる方向への屈曲を可能としながら、屈曲時のひずみの均一性やひずみの緩和によって屈曲動作の異方性を抑制することが可能となる。

図１０（Ａ）及び（Ｂ）は、本発明の実施例２に係る可撓チューブを示し、図１０（Ａ）は側面図、図１０（Ｂ）は正面図である。なお、実施例２では、実施例１と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

実施例２の可撓チューブ１５では、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２が、基端側から先端側にかけて漸次小さくなっている。本実施例では、各リング部２１において、基端側に位置するチューブ結合部２３ａ，２３ｂよりも先端側に位置するチューブ結合部２３ｂ，２３ａの周方向幅ｗ２が小さくなっている。

これにより、最も先端側に位置するチューブ結合部２３ａの周方向幅ｗ２が最も小さく、最も基端側に位置するチューブ結合部２３ｂの周方向幅ｗ２が最も大きくなっている。

リング部２１の軸線方向幅ｗ１は、最も先端側に位置するチューブ結合部２３ａの周方向幅ｗ２と同一にしている。

これにより、本実施例では、リング部２１の軸線方向での寸法である軸線方向幅ｗ１が、最も大きいチューブ結合部２３ｂの周方向での寸法である周方向幅ｗ２以下に設定されている。

各チューブ結合部２３ａ，２３ｂ内での周方向幅ｗ２は、一定となっている。各リング部２１間で径方向で相互に対向する二ヵ所のチューブ結合部２３ａ，２３ｂは、周方向幅ｗ２が同一となっている。

なお、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２は、基端から途中まで一定にし、その後先端まで漸次小さくなる等のように、一定の区間が存在していてもよい。このように一定の区間が存在していても、チューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２は、基端側から先端側にかけて漸次小さくなっているものとなる。

本実施例のチューブ結合部２３ａ，２９ｂの周方向幅ｗ２は、次の式で表すことができる。

ここで、ｈ_Ｘは、チューブ結合部２３ａ，２９ｂの周方向幅ｗ２の寸法であり、Ｌ_Ｘは、軸線方向における先端からチューブ結合部２３ａ，２９ｂの中心までの距離、ｗは、荷重、ε_ｍｉｎは、軸線方向における先端から最初のチューブ結合部２３ａでのひずみである。

ひずみε_ｍｉｎは、次の式で表すことができる。

ここで、Ｌ_ｍｉｎは、軸線方向における先端から最初のチューブ結合部２３ａの中心までの距離、ｈ_ｍｉｎは、最初のチューブ結合部２３ａの周方向幅ｗ２の寸法である。

かかる構成の可撓チューブ１５は、チューブ結合部２３ａ，２３ｂが基端側から先端側にかけて漸次周方向幅が小さくなっているので、先端側のチューブ結合部２３ｂが曲がりやすいものとなる。

それによって、本実施例では、屈曲時に可撓チューブ１５の基端側だけでなく先端側においてもチューブ結合部２３ｂに曲げによるひずみを十分に生じさせることができる。

結果として、基端側のチューブ結合部２３ａ，２３ｂのひずみの最大値を抑えてひずみの緩和をすることができる。従って、本実施例の可撓チューブ１５は、基端側のチューブ結合部２３ｂから先端側のチューブ結合部２３ｂにわたって屈曲時のひずみの均一性が向上し、屈曲動作の異方性を抑制し、屈曲動作の安定性、正確性を向上することができる。

図１１（Ａ）及び（Ｂ）は、ひずみの分布を示す可撓チューブ１５の正面図であり、図１１（Ａ）は実施例２、図１１（Ｂ）は比較例である。図１２（Ａ）及び（Ｂ）は、ひずみの分布を示す可撓チューブ１５の斜視図であり、図１２（Ａ）は実施例２、図１２（Ｂ）は比較例である。図１３は、図１２（Ａ）のＸＩＩＩ部分の拡大図である。図１１は、ひずみの大きい部分を濃く、ひずみの小さい部分を薄く示している。逆に、図１２及び図１３では、ひずみの大きい部分を薄く、ひずみの小さい部分を濃く示している。

なお、比較例では、チューブ結合部２３ａ，２３ｂが基端側から先端側にわたって同一の周方向幅を有し、その他の構成が実施例１で用いた比較例と同一となっている。

図１１（Ａ）、図１２（Ａ）、及び図１３のように、本実施例の可撓チューブ１５では、先端側においてもチューブ結合部２３ａ，２３ｂにひずみを十分に生じさせることができ、基端側のチューブ結合部２３ａ，２３ｂのひずみを緩和することができている。

この結果、本実施例では、基端側から先端側のチューブ結合部２３ｂにわたってひずみの均一性が向上し、ロボット鉗子１の屈曲部７を屈曲させる際、屈曲動作の異方性を抑制でき、屈曲動作ひいては医師による屈曲操作の安定性、正確性を確保できる。

これに対し、比較例では、図１１（Ｂ）及び図１２（Ｂ）のように、先端側のチューブ結合部２３ｂにひずみを十分生じさせることができておらず、基端側のチューブ結合部２３ｂのひずみが大きく、先端側のチューブ結合部２３ｂのひずみが漸次小さくなっている。

結果として、比較例では、９０度ずれた位置のチューブ結合部２３ａ及び２３ｂ間でひずみの状況が異なり、ロボット鉗子１の屈曲部７を屈曲させる際、屈曲動作の異方性を招き、屈曲操作の安定性、正確性を確保することが実施例１と比較して困難である。

このように、本実施例では、リング部２１の軸線方向幅ｗ１が、最も小さいチューブ結合部２３ａの周方向幅ｗ２と同一であるため、屈曲時にリング部２１を確実に変形させることができ、確実にひずみを緩和できる。

また、本実施例では、基端側のチューブ結合部２３ｂから先端側のチューブ結合部２３ｂにわたって屈曲時のひずみの均一性が向上するため、上記リング部２１の変形によるひずみの緩和と相俟って、耐荷重及び屈曲性にさらに優れたものとすることができると共に屈曲動作ひいては医師による屈曲操作の安定性、正確性を向上することができる。

その他、本実施例でも、実施例１と同様の作用効果を奏することができる。

図１４（Ａ）及び（Ｂ）は、本発明の実施例３に係る可撓チューブを示し、図１４（Ａ）は側面図、図１４（Ｂ）は正面図である。なお、実施例３では、実施例１及び２と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例の可撓チューブ１５は、実施例２に対し、リング部２１の軸線方向幅ｗ１を基端側から先端側にかけて漸次小さく設定したものである。

かかる構成により、本実施例では、屈曲時にチューブ結合部２３ａ，２３ｂと共にリング部２１を確実に変形させることができ、且つリング部２１のひずみを基端側から先端側にわたって均一化することができる。

従って、本実施例では、より確実に異方性を抑制して安定且つ正確な動作を可能とする。

その他、実施例３でも、実施例１と同様の作用効果を奏することができる。

図１５は、本発明の実施例４に係る可撓チューブを示す一部拡大正面図である。実施例４では、実施例１と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例では、実施例１に対し、可撓チューブ１５のリング部２１の形状を変更したものである。

各リング部２１は、周方向一部がチューブスリット２５を周方向の中間部で軸線方向に狭めるように軸線方向に偏倚している。具体的には、リング部２１が平行部２１ａと傾斜部２１ｂとで構成されている。平行部２１ａには、チューブ結合部２３ａ，２３ｂが一体に設けられている。

図１６は、変形例に係る可撓チューブ１５を示す一部拡大正面図である。

変形例のリング部２１は、図１５の実施例４とは逆に、チューブスリット２５を周方向の中間部で軸線方向に拡げるように、ウェーブ形状を有している。

かかる実施例４及び変形例でも、実施例１と同様の作用効果を奏することができる。

図１７は、本発明の実施例５に係る可撓チューブを示す一部拡大正面図である。実施例５では、実施例１と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例の可撓チューブ１５は、実施例１に対し、可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂの数を変更したものである。

本実施例では、隣接するリング部２１間において、チューブ結合部２３ａ，２３ｂが周方向６０度毎に三つ配置されている。

このようにチューブ結合部２３ａ，２３ｂの数を変更しても、実施例１と同様の作用効果を奏することができる。

図１８は、本実施例の可撓チューブを用いた屈曲構造体を示す斜視図、図１９は、同正面図、図２０は、図１８の屈曲構造体のガイド部を示す斜視図、図２１は、同正面図、図２２は、同平面図である。なお、実施例６では、実施例１と対応する構成部分に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例では、可撓チューブ１５内にガイド部１７を挿入した屈曲構造体３によってロボット鉗子１の屈曲部７が構成される。なお、可撓チューブ１５は、実施例１と同一構成である。なお、斜視図においては、リング部２１の軸方向幅とチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅とが異なっているが、実際は、正面図のように、リング部２１の軸方向幅とチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅とが実施例１と同様に同一である（実施例７〜１０においても同じ。）。

ガイド部１７は、可撓チューブ１５の少なくとも中央部分に配置され、中央部分を越えて駆動ワイヤー１１が移動することを抑制するものである。中央部分は、本実施例において挿通孔３３ｂの位置する軸心部並びに軸心部を囲む領域をいう。

このガイド部１７は、可撓チューブ１５よりもヤング率の小さい材料からなる。ガイド部１７の材料としては、ポリプロピレン等の樹脂を用いることが可能である。また、本実施例のガイド部１７は、可撓チューブ１５と対応した形状に形成されており、可撓チューブ１５に位相を合わせている。

ただし、ガイド部１７は、可撓チューブ１５内に配置され、少なくとも可撓チューブ１５のリング部２１間でのガイド部１７の曲げ剛性が、可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げ剛性よりも小さく設定された構成となっていれば、形状や材質は特に限定されるものではない。

本実施例のガイド部１７は、ガイド体２７と、ガイド結合部２９ａ，２９ｂと、ガイドスリット３１とを備えている。

ガイド体２７は、可撓チューブ１５の複数のリング部２１内周にそれぞれ位置する円板状に形成されている。本実施例のガイド体２７は、可撓チューブ１５のリング部２１の範囲内に収まるように軸線方向の板厚が設定されている。

これにより、ガイド体２７の軸線方向での寸法は、後述する最も大きいガイド結合部２９ａ，２９ｂの周方向での寸法以下となっている。本実施例では、ガイド結合部２９ａ，２９ｂの周方向での寸法が一定であり、ガイド結合部２９ａ，２９ｂの周方向での寸法とガイド体２７の軸線方向での寸法が同一になっている。

ガイド体２７の径は、リング部２１の内周に嵌合するように設定されている。なお、ガイド体２７は、リング部２１の内周に遊嵌させることも可能である。

各ガイド体２７は、駆動ワイヤー１１及びプッシュプルケーブル１３を挿通する挿通孔３３ａ，３３ｂを有する。なお、駆動ワイヤー１１は、ガイド部１７を挿通した後、屈曲構造体３の先端側に固定される。プッシュプルケーブル１３は、把持部９に連結される。

プッシュプルケーブル１３を挿通する挿通孔３３ｂは、軸心部に設けられている。駆動ワイヤー１１を挿通する挿通孔３３ａは、本実施例において周方向に９０度毎に位置して４つ設けられており、それぞれが挿通孔３３ｂに対して径方向外側に偏倚して配置されている。これにより、周方向に９０度毎に駆動ワイヤー１１をバランスよく保持する。この保持により、ガイド部１７は、各駆動ワイヤー１１が可撓チューブ１５の中央部分を越えて移動することを抑制する。

なお、可撓チューブ１５の中央部分を越えた移動とは、駆動ワイヤー１１が中央部分へ向かう移動によって、その中央部分を挟んだ反対側へ移動することをいう。本実施例では、駆動ワイヤー１１が保持部分から中央部分側へ移動することがない。

なお、ガイド体２７は、可撓チューブ１５の各リング部２１の内周に位置させる必要はなく、例えば一つおきや可撓チューブ１５の軸線方向の中間部でのみリング部２１の内周に位置させることも可能である。

隣接するガイド体２７は、ガイド結合部２９ａ，２９ｂによって結合されている。ガイド結合部２９ａ，２９ｂは、ガイド体２７に一体に設けられ、可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂに対応した周方向の一部で隣接するガイド体２７を結合している。

本実施例のガイド結合部２９ａは、軸線方向で隣接する可撓チューブ１５のリング部２１間において、径方向で対向する可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ間に渡って設けられている。ガイド結合部２９ｂも、同様にチューブ結合部２３ｂ間に渡って設けられている。

これにより、ガイド結合部２９ａ，２９ｂは、径方向に延設された帯状に形成され、径方向の中央部及びその両側に肉抜き穴３５ａ，３５ｂ，３５ｃが設けられている。

また、ガイド結合部２９ａ，２９ｂは、径方向においてチューブ結合部２３ａ，２３ｂに重なる形状となっており、チューブ結合部２３ａ，２３ｂと同様、軸線方向の両端部が円弧部３７を介してガイド体２７に遷移し、リング部２１との間が接線連続となっている。

これらガイド結合部２９ａ，２９ｂは、チューブ結合部２３ａ，２３ｂと共に周方向の一側を圧縮して他側を伸長するように曲がることでガイド部１７の屈曲を可能とする。ガイド結合部２９ａ，２９ｂの曲げ剛性は、可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げ剛性よりも低く設定されている。

従って、本実施例では、少なくとも可撓チューブ１５のリング部２１間でのガイド部１７の曲げ剛性が、可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げ剛性よりも小さく設定された構成となっている。また、ガイド結合部２９ａ，２９ｂは、周方向の寸法が一定になっている。

各ガイド結合部２９ａ，２９ｂの周方向両側には、ガイド結合部２９ａ，２９ｂの曲げによるガイド部１７の屈曲を許容するガイドスリット３１が設けられている。

すなわち、ガイドスリット３１は、軸線方向で隣接するリング部２１間においてガイド結合部２９ａ，２９ｂの周方向両側に区画されている。各ガイドスリット３１は、ガイド体２７及びガイド結合部２９ａ，２９ｂの形状に応じて、角の丸い矩形状となっている。

このように、本実施例の屈曲構造体３は、可撓チューブ１５内に配置され医療用マニピュレーターの駆動ワイヤー１１をガイドするガイド部１７とを備えている。ガイド部１７は、少なくとも可撓チューブ１５のリング部２１間での曲げ剛性が可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げ剛性よりも小さく設定されている。

従って、可撓チューブ１５の屈曲時にガイド部１７によって駆動ワイヤー１１を適切な位置に維持するため、医師の操作に応じて屈曲部７としての屈曲構造体３に安定且つ正確な屈曲動作を行わせることができる。

しかも、可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂの曲げ剛性よりも小さく設定されていることにより、可撓チューブ１５の屈曲を妨げることがない。

特に、本実施例のガイド部１７では、ガイド結合部２９ｂが可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ｂと対応した形状であり、可撓チューブ１５よりもヤング率が１／５０程度の大幅に小さい材料である。このため、ガイド結合部２９ｂの曲げ剛性がチューブ結合部２３ｂの曲げ剛性よりも大幅に小さく、可撓チューブ１５の屈曲の妨げとなることがない。

なお、ガイド部１７は、ガイド結合部２９ｂを省略して可撓チューブ１５のリング部２１間に位置する部分を有さないようにし、これにより可撓チューブ１５の屈曲の妨げとならないようにすることも可能である。

この場合、可撓チューブ１５のリング部２１間でのガイド部１７の曲げ剛性がゼロとなるため、可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ｂの曲げ剛性よりもガイド部１７の曲げ剛性が小さくなる。

また、ガイド部１７は、可撓チューブ１５よりもヤング率の小さい材料からなり、可撓チューブ１５の複数のリング部２１内周にそれぞれ位置し、駆動ワイヤー１１を挿通する挿通孔３３ａを有する円板状の複数のガイド体２７と、軸線方向で隣接するガイド体２７間を可撓チューブ１５のチューブ結合部２３ａ，２３ｂに対応して周方向の一部で結合するガイド結合部２９ａ，２９ｂと、軸線方向で隣接するガイド体２７間においてガイド結合部２９ａ，２９ｂの両側に区画されたガイドスリット３１とを備え、ガイド体２７は、軸線方向での寸法が、最も大きいガイド結合部２９ａ，２９ｂの周方向での寸法以下である。

従って、本実施例のガイド部１７は、可撓チューブ１５に位相を合わせることができ、動作の安定性、正確性を確保できる。

図２３は、本発明の実施例７に係る屈曲構造体を示す正面図、図２４は、同平面図である。なお、実施例７では、実施例６と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例の屈曲構造体３は、ガイド部１７を円柱形状としたものである。なお、可撓チューブ１５は、実施例６と同構成である。

ガイド部１７は、円柱状のガイド体２７に、周方向９０度毎に駆動ワイヤー１１をガイドする溝部３３ｃが軸心方向に沿って設けられている。各溝部３３ｃは、平面視において、ガイド体２７の外周面から軸心部に向けて径方向に伸びる。軸心部には、プッシュプルケーブル１３を挿通する挿通孔３３ｂが設けられている。

かかる実施例７においても、実施例６と同様の作用効果を奏することができる。

図２５は、本発明の実施例８に係る屈曲構造体を示す斜視図、図２６は、同側面図、図２７は、同平面図である。実施例８では、実施例６と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例の屈曲構造体３は、ガイド部１７を超弾性合金のコイルばねとしたものである。その他は、実施例６と同一形状である。

ガイド部１７は、コイル状の内径がプッシュプルケーブル１３の外径と同等になっており、コイル状の内周部にプッシュプルケーブル１３を挿通する構成となっている。駆動ワイヤー１１は、ガイド部１７の外周側に配置されている。

従って、本実施例では、ガイド部１７によりプッシュプルケーブル１３を適切な位置に保持しつつ駆動ワイヤー１１が中央部分を越えて極端に移動することを妨げ、安定且つ正確な屈曲動作を行わせることができる。

その他、本実施例においても、実施例１と同様の作用効果を奏することができる。

図２８は、本発明の実施例９に係る屈曲構造体を示す斜視図、図２９は、同側面図、図３０は、同平面図である。実施例９では、実施例８と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例の屈曲構造体３は、実施例８に対し、ガイド部１７のコイル状の内外径を大きくしたものである。その他は、実施例８と同一構成である。

具体的には、ガイド部１７のコイル状の内径がプッシュプルケーブル１３の外径よりも大きく、それに応じてガイド部１７のコイル状の外径も大きくなっている。

このように構成しても、実施例８と同様の作用効果を奏することができる。

図３１は、本発明の実施例１０に係る屈曲構造体を示す斜視図、図３２は、同側面図、図３３は、同平面図である。実施例１０では、実施例６と対応する構成に同符号を付して重複した説明を省略する。

本実施例の屈曲構造体３は、実施例６のガイド部を第１ガイド部１７とし、この第１ガイド部１７に実施例８と同一の超弾性合金からなるコイルばね状のガイド部を第２ガイド部１８として追加したものである。その他は、実施例１と同一構成である。

第１ガイド部１７は、軸心部の挿通孔３３ｂが実施例６よりも大きい径を有している。この挿通孔３３ｂには、第２ガイド部１８が挿通されている。そして、第１ガイド部１７の挿通孔３３ａには、駆動ワイヤー１１が挿通し、第２ガイド部１８の内周部には、プッシュプルケーブル１３が挿通している。

従って、本実施例においても、実施例６と同様の作用効果を奏することができる。

１ ロボット鉗子（医療用マニピュレーター）
１１ 駆動ワイヤー
１５ 可撓チューブ
２１ リング部
２３ａ，２３ｂ チューブ結合部

Claims (8)

1. 超弾性合金からなる医療用マニピュレーターの可撓チューブであって、
   軸線方向に連設された複数のリング部と、
   前記軸線方向で隣接するリング部間を周方向の一部で結合するチューブ結合部と、
   前記軸線方向で隣接するリング部間において前記チューブ結合部の周方向の両側に区画され前記チューブ結合部の曲げによる前記可撓チューブの屈曲を許容するスリットとを備え、
   前記リング部は、前記軸線方向での寸法が、最も大きい前記チューブ結合部の前記周方向での寸法以下である、
   ことを特徴とする可撓チューブ。
2. 請求項１記載の可撓チューブであって、
   前記リング部の前記軸線方向での寸法は、最も小さい前記チューブ結合部の前記周方向での寸法と同一である、
   ことを特徴とする可撓チューブ。
3. 請求項１記載の可撓チューブであって、
   前記リング部の前記軸線方向での寸法は、前記屈曲時に固定側となる前記軸線方向の一側から前記屈曲時に可動側となる前記軸線方向の他側にかけて漸次小さくなっている、
   ことを特徴とする可撓チューブ。
4. 請求項１〜３の何れか一項に記載の可撓チューブであって、
   前記チューブ結合部は、前記周方向の寸法が前記屈曲時に固定側となる前記軸線方向の一側から前記屈曲時に可動側となる前記軸線方向の他側にかけて漸次小さくなっている、
   ことを特徴とする可撓チューブ。
5. 請求項１〜４の何れか一項に記載の可撓チューブであって、
   前記チューブ結合部は、前記軸線方向で隣接するリング部間を径方向で対向する周方向の二ヵ所で結合し、
   各リング部の前記軸線方向の一側のチューブ結合部と前記軸線方向の他側のチューブ結合部とが周方向に１８０／Ｎ度ずれており、前記軸線方向の一側及び他側の前記チューブ結合部の曲げによって異なる方向への前記可撓チューブの屈曲を可能とし、
   Ｎは、２以上の整数である、
   ことを特徴とする可撓チューブ。
6. 請求項１〜５の何れか一項に記載の可撓チューブを備えた屈曲構造体であって、
   前記可撓チューブ内に配置され医療用マニピュレーターの駆動ワイヤーをガイドするガイド部を備え、
   前記ガイド部は、少なくとも前記可撓チューブのリング部間での曲げ剛性が、前記可撓チューブの前記チューブ結合部の曲げ剛性よりも小さく設定されている、
   ことを特徴とする屈曲構造体。
7. 請求項６記載の屈曲構造体であって、
   前記ガイド部は、前記可撓チューブの少なくとも中央部分に配置され、前記中央部分を越えて前記駆動ワイヤーが移動することを抑制する、
   ことを特徴とする屈曲構造体。
8. 請求項６又は７記載の屈曲構造体であって、
   前記ガイド部は、
   前記可撓チューブよりもヤング率の小さい材料からなり、
   前記可撓チューブの前記複数のリング部内周にそれぞれ位置し、前記駆動ワイヤーを挿通する挿通孔を有する円板状の複数のガイド体と、
   前記軸線方向で隣接するガイド体間を前記可撓チューブの前記チューブ結合部に対応して周方向の一部で結合するガイド結合部と、
   前記軸線方向で隣接するガイド体間において前記ガイド結合部の両側に区画されたガイドスリットと、を備え、
   前記ガイド体は、前記軸線方向での寸法が、最も大きい前記ガイド結合部の前記周方向での寸法以下である、
   ことを特徴とする屈曲構造体。