JP2019034082A - 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の屈曲を許容するスリットとを備え、チューブ結合部２３ａ，２３ｂは、周方向幅ｗ２が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なっている。
【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、周方向の寸法が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なっている構成により、可撓チューブの軸線方向の他側においてもチューブ結合部の曲げ時のひずみを十分に生じさせることができる。

これにより、軸線方向の一側のチューブ結合部のひずみを緩和でき、ひずみを均一化することができ、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。

（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す側面図である（実施例１）。 図３の可撓チューブの一部拡大側面図である（実施例１）。 屈曲時の可撓チューブを示す正面図である（実施例１）。 ひずみの分布を示す可撓チューブの側面図であり、（Ａ）は実施例１、（Ｂ）は比較例である。（実施例１）。 ひずみの最大値と屈曲角との関係を示すグラフである（実施例１）。 屈曲角と荷重値の増減との関係を示すグラフであり、（Ａ）は実施例１、（Ｂ）は比較例である（実施例１）。 屈曲角度とばね定数との関係を示すグラフであり、図９（Ａ）は実施例１、図９（Ｂ）は比較例である（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、図１１（Ａ）は側面図、図１１（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側面図であり、（Ａ）は実施例２、（Ｂ）は比較例である（実施例２）。 可撓チューブを示し、図１３（Ａ）は側面図、図１３（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１７の屈曲構造体を示す正面図である（実施例６）。 図１７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１９のガイド部を示す正面図である（実施例６）。 図１９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２２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２４の屈曲構造体を示す側面図である（実施例８）。 図２４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２７の屈曲構造体を示す側面図である（実施例９）。 図２７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３０の屈曲構造体を示す側面図である（実施例１０）。 図３０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、チューブ結合部の周方向の寸法を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た超弾性合金からなる可撓チューブにより実現した。

各リング部において、軸線方向の一側のチューブ結合部は、軸線方向の他側のチューブ結合部に対して周方向の寸法を小さくしてもよい。

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は、図１のロボット鉗子１の可撓チューブ１５を示す側面図、図４は、同一部拡大側面図、図５は、屈曲時の可撓チューブ１５を示す正面図である。なお、なお、図３〜図５の可撓チューブ１５は、図１及び図２とは形状が僅かに異なるが、同一のものを示しており、相違は、簡略化等による。

可撓チューブ１５は、軸線方向の一側（基端側）を固定側、軸線方向の他側（先端側）を可動側として屈曲可能となっている。なお、図３〜図５において、基端側は下方側、先端側は上方側である。

この可撓チューブ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。

本実施例において、各リング部２１の軸線方向幅ｗ１は、先端側に位置する最も小さいチューブ結合部２３ａの周方向幅ｗ２の２倍程度に設定されている。

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、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。

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。

かかるチューブ結合部２３ａ，２３ｂは、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が最も細いところで０．２ｍｍ、最も太いところで０．４ｍｍ、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、図５のように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。

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、曲がらずにリング部２１の姿勢を保持する。

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、各チューブ結合部２３ｂは、曲げによるひずみが生じる。ここで、本実施例では、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６（Ａ）及び（Ｂ）は、ひずみの分布を示す可撓チューブ１５の側面図であり、図６（Ａ）は実施例１、図６（Ｂ）は比較例である。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と同一となっている。図６では、相対的にひずみの大きい部分を濃く、相対的にひずみの小さい部分を薄く示している。

図６（Ａ）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６（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。

図７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７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７のように、本実施例では、屈曲角が０度〜３０度程度までの屈曲初期に比較例よりもひずみの最大値が高くなっているものの、３０度〜９０度までは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。

図８（Ａ）及び（Ｂ）は、屈曲角と荷重値の増減との関係を示すグラフであり、図８（Ａ）は実施例１、図８（Ｂ）は比較例である。

図８（Ａ）のように、本実施例では、屈曲角が０度〜９０度まで変化しても、０度を１００％して、荷重値の増減率が−０．３％から１．７％となっており、荷重値の変動を抑制できている。このため、本実施例の可撓チューブ１５は、荷重の異方性が少なく、医師による屈曲操作時に異方性を感じさせることを抑制でき、安定且つ正確な動作を可能とする。

図９は、屈曲角度とばね定数との関係を示すグラフであり、図９（Ａ）は実施例１、図９（Ｂ）は比較例である。

図９（Ａ）のように、本実施例の可撓チューブ１５では、屈曲角度が９０度であっても、屈曲角度が０度の場合に対するばね定数の増加率が６％程度となっている。

従って、本実施例では、屈曲動作中のばね定数の変動を小さくすることができ、かかる点からも動作の安定性、正確性を向上することができる。

これに対し、比較例では、図９（Ｂ）のように、屈曲角が９０度の場合、屈曲角度が０度の場合に対するばね定数の増加率が１４％程度となっている。従って、比較例では、屈曲角が大きくなるにつれてばね定数が本実施例よりも大きくなっている。

［耐荷重］
図１０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１０では、屈曲角が０度から９０度となるまで屈曲させ、その後に０度まで戻るときの荷重をプロットしている。なお、本実施例では、屈曲角が９０度のときに荷重が１０Ｎとなる線形特性を理想的な耐荷重特性を示す理想線ＩＳとしている。

本実施例では、屈曲角９０度のときの荷重が１６Ｎ程度と理想線ＩＳよりも高く、しかも屈曲時と戻り時との間でヒステリシスが少なく線形性が高い。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度のときの荷重が本実施例よりも僅かに低く、しかもヒステリシスも大きく線形性が低い。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１０のように、屈曲角９０度のときに、荷重が約１６Ｎ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１０．２ｍｍと小さくすることができた。なお、曲げ半径Ｒは、中立軸の曲げ半径をいう（以下、同じ。）。

一方、比較例では、屈曲角９０度のときに、荷重が約１５.５Ｎ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の屈曲を許容するスリットとを備えている。

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、本実施例では、チューブ結合部２３ａ，２３ｂが、周方向幅ｗ２が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なっている。

従って、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る。

これにより、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に渡って屈曲時のひずみの均一性が向上し、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。

しかも、本実施例の可撓チューブ１５は、可撓チューブ１５がリング部２１間をチューブ結合部２３ａ，２３ｂによって結合する構成により、ねじり剛性に優れたものとすることもできる。

また、本実施例では、各リング部２１において、基端側のチューブ結合部２３ｂが先端側のチューブ結合部２３ａに対して周方向の寸法が小さいので、より全体として屈曲時のひずみの均一性を向上することができ、耐荷重及び屈曲性にさらに優れたものとし、屈曲動作及び屈曲操作の安定性、正確性をさらに向上することができる。

また、チューブ結合部２３ａ，２３ｂは、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の基端側のチューブ結合部２３ｂと先端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、先端側及び基端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。

また、本実施例では、屈曲動作中のばね定数の変動を小さくすることができ、かかる点からも屈曲動作及び屈曲操作の安定性、正確性を向上することができる。

図１１（Ａ）及び（Ｂ）は、本発明の実施例２に係る可撓チューブを示し、図１１（Ａ）は側面図、図１１（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。

本実施例の可撓チューブ１５は、実施例１に対し、リング部２１の軸線方向幅ｗ１を最も太いチューブ結合部２３ａ，２３ｂの周方向幅ｗ２よりも小さく設定したものである。具体的には、リング部２１の軸線方向幅ｗ１が、最も先端側に位置する最も小さいチューブ結合部２３ｂの周方向幅ｗ２と同一に設定されている。

かかる構成により、本実施例では、実施例１と同様の作用効果に加え、屈曲時にチューブ結合部２３ａ，２３ｂと共にリング部２１を変形させることができるため、可撓チューブ１５の構造全体でひずみを発生させることで、ひずみの最大値をさらに小さくしてひずみを緩和することができる。

図１２は、ひずみの分布を示す可撓チューブ１５の側面図であり、図１２（Ａ）は実施例２、図１２（Ｂ）は比較例である。なお、比較例は、実施例１で用いたものと同一構成である。なお、図１２では、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。

図１２（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２３ａ，２３ｂと共にリング部２１を変形させ、可撓チューブ１５の構造全体でひずみを発生させていることが分かる。

これに対し、比較例では、図１２（Ｂ）のように、リング部２１は変形しておらず、基端側のチューブ結合部２３ｂでのみひずみを生じさせていることが分かる。

図１３（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１３（Ａ）は側面図、図１３（Ｂ）は正面図である。なお、実施例３では、実施例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１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２と同様の作用効果を奏することができる。

図１４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１５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１４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１６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１７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１８は、同正面図、図１９は、図１７の屈曲構造体のガイド部を示す斜視図、図２０は、同正面図、図２１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。

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。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。

さらに、ガイド結合部２９ａ，２９ｂは、チューブ結合部２３ａ，２３ｂに対応して、周方向の寸法が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。

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、ガイド結合部２９ａ，２９ｂは、周方向の寸法が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なっている。

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と共に、屈曲時のひずみの均一性が向上する。

図２２は、本発明の実施例７に係る屈曲構造体を示す正面図、図２３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２４は、本発明の実施例８に係る屈曲構造体を示す斜視図、図２５は、同側面図、図２６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２７は、本発明の実施例９に係る屈曲構造体を示す斜視図、図２８は、同側面図、図２９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３０は、本発明の実施例１０に係る屈曲構造体を示す斜視図、図３１は、同側面図、図３２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
２５ チューブスリット

Claims (6)

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。
2. 請求項１記載の可撓チューブであって、
   各リング部において、前記軸線方向の一側のチューブ結合部は、前記軸線方向の他側のチューブ結合部に対して前記周方向の寸法が小さい、
   ことを特徴とする可撓チューブ。
3. 請求項１又は２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。
4. 請求項１〜３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。
5. 請求項４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。
6. 請求項４又は５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、
   ことを特徴とする屈曲構造体。