JP6754144B2 - 手術支援ロボット用術具 - Google Patents

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Description

本発明は、手術支援ロボット用術具に関する。
外科手術などにおいて、電磁石を用いて術具を開閉させて、病変部を改変または粉砕させる技術が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。その他に、高周波電流を用いて切開や止血を行う器具として種々の形式のものが提案されている（例えば、特許文献２および３参照。）。切開および止血を行う器具として、例えば、電気メスが知られている。
特表２００９−５４０９５４号公報 特表２０１７−５１６６２８号公報 特表２００７−５３７７８４号公報
特許文献１では電流が導通するリードが設けられ、リードを介して供給される電流により術具が開閉されている。特許文献２および３では、供給される高周波電流が切開箇所に流れることにより、当該箇所の細胞を加熱することにより切開が行われる。また、熱により切開箇所に隣接する箇所の止血も行われる。
しかしながら、上述の特許文献１から３に記載の技術は、手術支援ロボットに用いられる術具に用いることが難しいという問題があった。具体的には、術具に供給される高周波電流等が術具から手術支援ロボットに流れると、手術支援ロボットに搭載されているセンサ機器や制御機器の故障や誤作動の原因になる可能性があるという問題があった。
本発明は、上記の課題を解決するためになされたものであって、故障や誤作動のリスク低減を図ることができる手術支援ロボット用術具を提供することを目的とする。
上記目的を達成するために、本発明は、以下の手段を提供する。
本発明の手術支援ロボット用術具は、導電性を有する策状に形成された索状体と、前記索状体の周囲を覆う形状を有するとともに導電性を有する外殻部と、前記索状体および前記外殻部の間の一部に配置され、前記索状体および前記外殻部よりも絶縁性の高い材料から形成された第１絶縁部と、前記索状体および前記外殻部の間における前記第１絶縁部に隣接する位置に配置され、前記索状体および前記外殻部よりも絶縁性の高い材料から形成された第２絶縁部と、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の一方から他方に向かって突出するとともに、内部に索状体が挿通される凸部と、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の他方に形成され、前記凸部が挿入される凹部と、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の他方に前記外殻部と離隔して配置される導電性を有するものであって、端部が接続された前記索状体の張力を用いて屈曲可能とされた先端部と、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の内部に配置された索状の部材であって、外部から前記先端部へ電力を供給する電力供給ケーブルと、が設けられていることを特徴とする。
本発明の手術支援ロボット用術具によれば、第１絶縁部および第２絶縁部の一方から他方に突出すると共に内部に索状体が挿通された凸部を、他方に形成された凹部に挿入し、絶縁に必要な沿面距離を設けることで、先端部に供給された電力が、索状体を経由して外殻部に流れることを抑制する。例えば、第１絶縁部および第２絶縁部の接触面が平面状である場合と比較して、索状体から外殻部までの沿面距離を長くすることができる。先端部に供給される高周波電流の電圧に基づいた沿面距離より長くすることで、他方と凸部との間を経路として電力が索状体から外殻部へ流れることを防ぐことができる。
その結果、外殻部から手術支援ロボットへ電流が流れることを抑制でき、故障や誤作動のリスク低減を図ることが可能となる。ここで沿面距離とは、空気よりも絶縁性が高い絶縁部の面に沿った経路の長さ、言い換えると、絶縁部と比較して電力が流れやすい経路の長さである。
上記発明においては、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の一方には、前記凸部が挿入される凹状の挿入部が設けられていることが好ましい。
このように、第１絶縁部および第２絶縁部の一方に凸部が挿入される挿入部を設けることにより、一方と凸部とを別体とすることができる。例えば、一方と凸部とを一体に形成する場合と比較して、一方および凸部の作成が容易となり、小型化や細径化を図りやすくなる。
また、一方に設けられた挿入部に凸部を挿入することにより、一方に対して凸部を挿入させない場合と比較して、沿面距離を長くしやすくなる。そのため、一方と凸部との間を経路として電流が索状体から外殻部へ流れにくくなる。
上記発明においては、前記凸部は、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の一方と一体に形成されていることが好ましい。
このように凸部と第１絶縁部および第２絶縁部の一方とを一体に形成することにより、凸部と一方とを別体に形成する場合と比較して、部品点数を減らすことができる。
上記発明においては、前記凹部は、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の他方に設けられる孔であって、内部に前記索状体が配置される貫通孔であることが好ましい。
このように第１絶縁部および第２絶縁部の他方に設けられた索状体が配置される貫通孔を凹部として用いることにより、貫通孔と凹部とを別々に形成する必要がなくなる。また、他方の小型化や細径化を図りやすくなる。
本発明の手術支援ロボット用術具によれば、第１絶縁部および第２絶縁部の一方から他方に突出すると共に内部に索状体が挿通された凸部を、他方に形成された凹部に挿入することにより、外殻部から手術支援ロボットへ電流が流れることを抑制でき、故障や誤作動のリスク低減を図りやすくなるという効果を奏する。
本発明の一実施形態に係る術具の構成を説明する摸式断面図である。 図１の術具本体の構成を説明する摸式断面図である。 図１の第１絶縁部、第２絶縁部および絶縁パイプ部の構成を説明する摸式断面図である。 図１の駆動ワイヤの構成を説明する摸式断面図である。 図１の空気圧アクチュエータの構成を説明する摸式断面図である。 術具本体とシャフトとの間の絶縁を説明する模式断面図である。 駆動ワイヤにおける絶縁を説明する模式断面図である。 駆動ワイヤとシャフトとの間の絶縁を説明する模式断面図である。 従来の駆動ワイヤとシャフトとの間の絶縁を説明する模式断面図である。 本発明の他の実施形態に係る術具の構成を説明する模式断面図である。 図１０の第１絶縁部および第２絶縁部の構成を説明する模式断面図である。
この発明の一実施形態に係る手術支援ロボット用術具（以下「術具」とも表記する。）について、図１から図９を参照しながら説明する。本実施形態の術具１は、内視鏡手術などの手術に用いられる手術支援ロボットに適用されるものである。
術具１には、図１に示すように、術具１の外形を構成するシャフト（外殻部）１０と、術具本体（先端部）２０と、第１絶縁部３０と、第２絶縁部４０と、絶縁パイプ部（凸部）５０と、術具本体２０に高周波電流を供給する電力供給ケーブル６０と、術具本体２０を操作する駆動力を伝達する駆動ワイヤ（索状体）７０と、が主に設けられている。
なお、図１では、理解を容易にするために術具１における長さの比率を適宜変更して図示している。具体的には、図中のＸ軸方向の長さを実際の長さよりも短く、Ｙ軸方向およびＺ軸方向の長さを実際の長さよりも長く図示している。
シャフト１０は、術具本体２０および第１絶縁部３０とともに術具１の外形を構成するものである。シャフト１０は、術具１の基部であるカートリッジ８０と第１絶縁部３０の間に配置されるとともに、駆動ワイヤ７０の周囲を覆う筒状、より具体的には円筒状に形成された部材である。本実施形態ではシャフト１０がＸ軸方向に延びて配置されている例に適用して説明する。
また、シャフト１０は導電性を有する材料から形成されたものである。シャフト１０を形成する導電性を有する材料としては、クロムを含む鋼またはクロムとニッケルを含む鋼であるステンレス鋼（例えば、ＳＵＳ３０４（ＪＩＳ規格の記号））、アルミニウム、あるいは、アルミニウムを含む合金等の金属材料を例示することができる。
術具本体２０は術具１における先端（Ｘ軸方向の正側の端部）に配置されるものであり、内視鏡手術などの手術に用いられるものである。本実施形態では、高周波電流の給電が可能な鉗子である例に適用して説明する。
術具本体２０は、第１絶縁部３０と隣接する位置に配置されるものである。言い換えると、術具本体２０とシャフト１０との間に第１絶縁部３０が配置されているものであり、術具本体２０はシャフト１０と隔離して配置されるものである。
術具本体２０には、図１および図２に示すように、関節部２１と、鉗子部２４と、カバー２６と、が主に設けられている。関節部２１および鉗子部２４は、導電性を有する材料から形成されたものである。術具本体２０を形成する導電性を有する材料としては、クロムを含む鋼またはクロムとニッケルを含む鋼であるステンレス鋼（例えば、ＳＵＳ３０４（ＪＩＳ規格の記号））、アルミニウム、あるいは、アルミニウムを含む合金等の金属材料を例示することができる。
関節部２１は、第１絶縁部３０に隣接して配置される柱状、より具体的には円柱状の外形を有する部材であり、鉗子部２４を支持するものである。関節部２１は、駆動ワイヤ（図示せず）の張力を用いて屈曲可能な公知の構成を有するものである。本実施形態では、Ｙ軸方向に延びる回転軸線まわりの屈曲と、Ｚ軸方向に延びる回転軸線まわりの屈曲が可能な例に適用して説明する。
関節部２１には、電力供給ケーブル６０が挿通される関節ケーブル孔２２と、駆動ワイヤ７０が配置される関節ワイヤ配置孔２３と、が少なくとも設けられている。関節ケーブル孔２２は、柱状に延びる関節部２１の中央にＸ軸方向に向かって延びて形成された貫通孔である。関節ケーブル孔２２は、挿通される電力供給ケーブル６０よりも径が大きく形成されている。
関節ワイヤ配置孔２３は、関節ケーブル孔２２を中心とした仮想的な円周上に間隔をあけて設けられた貫通孔である。関節ワイヤ配置孔２３は、後述する一対の把持部２５の開閉に用いられる駆動ワイヤ７０と、関節部２１の屈曲に用いられる駆動ワイヤ（図示せず）が挿通されるものである。なお両者を総称する場合には「駆動ワイヤ７０など」と表記する。
また関節ワイヤ配置孔２３のうち、関節部２１の屈曲に用いられる駆動ワイヤ（図示せず）が挿通されるものは、当該駆動ワイヤの張力が関節部２１に伝達可能な係止構造などの公知の構成を有している。
鉗子部２４は、関節部２１により支持されるものであり、内視鏡手術などの手術に用いられるものである。鉗子部２４は、電力供給ケーブル６０と導電可能に接続され、電力供給ケーブル６０を介して高周波電流が供給されるものである。本実施形態では、鉗子部２４がモノポーラ（単極）タイプのものである例に適用して説明する。
また、鉗子部２４には、開閉する一対の把持部２５が設けられている。一対の把持部２５が駆動ワイヤ７０により開閉する機構としては公知の機構を用いることができる。当該機構としては、一対の把持部２５の一方に駆動ワイヤ７０が巻かれ、他方が固定されている機構であってもよいし、一対の把持部２５の一方および他方のそれぞれに駆動ワイヤ７０が巻かれ、把持部２５の一方および他方が開閉駆動される機構であってもよい。
カバー２６は、円筒状に形成された部材であり、関節部２１および鉗子部２４の周囲を囲う部材である。カバー２６における先端側（Ｘ軸方向の正側）の開口は、一対の把持部２５が突出可能とされている。カバー２６は、第１絶縁部３０は、シャフト１０、電力供給ケーブル６０および駆動ワイヤ７０などよりも絶縁性の高い材料、例えば、内視鏡外科手術などで使用可能なゴムなどの柔軟性を有する材料から形成されている。
第１絶縁部３０は、図１および図３に示すように、術具本体２０側の領域が術具１の外形を構成し、カートリッジ８０側の領域はシャフト１０の内部に配置されるものである。また、術具本体２０とシャフト１０とをＸ軸方向に間隔をあけて配置させるものである。第１絶縁部３０は、シャフト１０、電力供給ケーブル６０および駆動ワイヤ７０などよりも絶縁性の高い材料から形成された柱状、より具体的には円柱状の外形を有する部材である。絶縁性を有する材料としてはＰＥＥＫ（ポリエーテルエーテルケトン）などの樹脂材料を例示することができる。
第１絶縁部３０には、電力供給ケーブル６０が挿通される第１ケーブル孔３１と、駆動ワイヤ７０などが配置される第１ワイヤ配置孔３２と、後述する絶縁パイプ部５０が配置される挿入部３３と、が少なくとも設けられている。
第１ケーブル孔３１は、柱状に延びる第１絶縁部３０の中央にＸ軸方向に向かって延びて形成された貫通孔であり、関節ケーブル孔２２と連通する貫通孔である。第１ケーブル孔３１は、挿通される電力供給ケーブル６０と同じ径、または、径が大きく形成されている。
第１ワイヤ配置孔３２は、第１絶縁部３０における術具本体２０側に、第１ケーブル孔３１を中心とした仮想的な円周上に間隔をあけて設けられた貫通孔であり、関節ワイヤ配置孔２３と連通する貫通孔である。
挿入部３３は、絶縁パイプ部５０の一部が挿入される凹み、または、底面を有する穴である。挿入部３３は、第１絶縁部３０における第２絶縁部４０側に、第１ケーブル孔３１を中心とした仮想的な円周上に間隔をあけて設けられ、第１ワイヤ配置孔３２と連通するものである。
第２絶縁部４０は、図１および図３に示すように、シャフト１０の内部に配置される柱状、より具体的には円柱状の外形を有するものである。また第２絶縁部４０は、術具本体２０側の端部が第１絶縁部３０と当接して配置されている。第２絶縁部４０は、シャフト１０、電力供給ケーブル６０および駆動ワイヤ７０などよりも絶縁性の高い材料から形成された柱状に形成された部材である。絶縁性を有する材料としてはＰＴＦＥ（ポリテトラフルオロエチレン）やＰＦＡ（ぺルフルオロアルコキシアルカン）などの樹脂材料を例示することができる。
第２絶縁部４０には、電力供給ケーブル６０が挿通される第２ケーブル孔４１と、駆動ワイヤ７０などが配置される第２ワイヤ貫通孔（凹部）４２と、が少なくとも設けられている。言い換えると、第２絶縁部４０は、第２ケーブル孔４１や第２ワイヤ貫通孔４２などの貫通孔が複数設けられたルーメンチューブなどの多孔チューブである。
第２ケーブル孔４１は、柱状に延びる第２絶縁部４０の中央にＸ軸方向に向かって延びて形成された貫通孔であり、第１ケーブル孔３１と連通する貫通孔である。第２ケーブル孔４１は、挿通される電力供給ケーブル６０と同じ径、または、径が大きく形成されている。
第２ワイヤ貫通孔４２は、第２ケーブル孔４１を中心とした仮想的な円周上に間隔をあけて設けられた貫通孔であり、挿入部３３と連通する貫通孔である。第２ワイヤ貫通孔４２は、内部に駆動ワイヤ７０などが配置されるものである。また第２ワイヤ貫通孔４２は、絶縁パイプ部５０の他の一部が挿入される孔でもある。
絶縁パイプ部５０は、図１および図３に示すように、柱状に形成されると共に内部に駆動ワイヤ７０が挿通される貫通孔５１が形成されたものである。また、絶縁パイプ部５０は、第１絶縁部３０側が挿入部３３に挿入され、第２絶縁部４０側が第２ワイヤ貫通孔４２に挿入されるものである。
電力供給ケーブル６０は、図１に示すように、電源６５から術具本体２０へ高周波電流を供給するものである。電力供給ケーブル６０は索状に形成されたものであり、関節ケーブル孔２２、第１ケーブル孔３１、および、第２ケーブル孔４１の内部をＸ軸方向に沿って延びて配置されたものである。電力供給ケーブル６０としては、高周波電流を供給可能なものであればよく、その構造や材料について特に限定するものではない。
電力供給ケーブル６０における先端側（Ｘ軸方向の正側）の端部は、術具本体２０の鉗子部２４に高周波電流が導電可能に接続されている。電力供給ケーブル６０における後端側（Ｘ軸方向の負側）の端部は、高周波電流を供給する電源６５に接続されている。
本実施形態では、術具１が取り付けられるカートリッジ８０に電源６５が配置される例に適用して説明するが、電源６５が配置される位置を限定するものではなく、カートリッジ８０以外の場所に電源６５が配置されてもよい。また、電源６５としては、高周波電流を供給できるものであればよく、その形式や構成などを限定するものではない。
駆動ワイヤ７０は、図１に示すように、術具本体２０の一対の把持部２５を開閉させる駆動力を伝達するものである。駆動ワイヤ７０は索状に形成されたものであり、関節ワイヤ配置孔２３、第１ワイヤ配置孔３２、貫通孔５１、および、第２ワイヤ貫通孔４２の内部をＸ軸方向に沿って延びて配置されたものである。
駆動ワイヤ７０には、図４に示すように、撚り線ワイヤ７１、第１伝達ロッド７２、線状絶縁体７３、および、第２伝達ロッド７４が少なくとも設けられている。撚り線ワイヤ７１は導電性を有する材料、例えば金属材料から形成された複数の細線を撚り合わせて形成されたものである。撚り線ワイヤ７１は第１伝達ロッド７２と術具本体２０との間に配置され、伝達されてきた駆動力を把持部２５に伝達するものである。
具体的には撚り線ワイヤ７１は、第２ワイヤ貫通孔４２に配置された第１伝達ロッド７２に端部が固定され、第２ワイヤ貫通孔４２の内部を術具本体２０に向かって延びて配置されている。さらに撚り線ワイヤ７１は、貫通孔５１、第１ワイヤ配置孔３２、および、関節ワイヤ配置孔２３の内部を延びて配置されるとともに、Ｘ軸方向に沿って移動可能に配置されている。
第１伝達ロッド７２は導電性を有する材料、例えば金属材料を用いて円筒状に形成された部材である。第１伝達ロッド７２は、第２ワイヤ貫通孔４２の内部であって、撚り線ワイヤ７１と線状絶縁体７３との間に配置された部材である。第１伝達ロッド７２は、第２ワイヤ貫通孔４２の内部をＸ軸方向に沿って移動可能に配置されている。第１伝達ロッド７２の術具本体２０側の端部には撚り線ワイヤ７１の端部が固定され、第１伝達ロッド７２のカートリッジ８０側の端部には線状絶縁体７３の端部が固定されている。
線状絶縁体７３は、絶縁性を有する材料から索状に形成されたものであり、言い換えると合成繊維を撚り合わせて形成されたものである。線状絶縁体７３は、高周波電流が駆動ワイヤ７０を介してカートリッジ８０に流れることを防止または抑制するものである。絶縁性を有する材料としてはポリアリレートなどの材料を例示することができる。
第２伝達ロッド７４は導電性を有する材料、例えば金属材料を用いて円筒状に形成された部材である。第２伝達ロッド７４は、第２ワイヤ貫通孔４２の内部であって、線状絶縁体７３と空気圧アクチュエータ８１との間に配置された部材である。第２伝達ロッド７４は、第２ワイヤ貫通孔４２の内部をＸ軸方向に沿って移動可能に配置されている。第２伝達ロッド７４の術具本体２０側の端部には線状絶縁体７３の端部が固定され、第２伝達ロッド７４のカートリッジ８０側の端部は空気圧アクチュエータ８１と動力の伝達が可能に接続されている。
駆動ワイヤ７０における後端側（Ｘ軸方向の負側）の端部、言い換えると第２伝達ロッド７４の端部は、図１および図５に示すように、駆動力を発生させる空気圧アクチュエータ８１が接続されている。なお図１では、一対の空気圧アクチュエータ８１のみが図示されているが、一対の把持部２５の駆動に二対の空気圧アクチュエータ８１が配置されていてもよいし、さらに関節部２１を屈曲させる空気圧アクチュエータが更に配置されていてもよい。
空気圧アクチュエータ８１は、術具本体２０の把持部２５を開閉させる駆動力を発生させるものである。空気圧アクチュエータ８１には、ピストン８２と、シリンダ８３と、が主に設けられている。
ピストン８２は、シリンダ８３に対して相対的に直線移動可能に配置されるものである。ピストン８２におけるシリンダ８３から突出している部分には、第２伝達ロッド７４の一端が配置されている。
シリンダ８３は、両端が閉じられた筒状に形成された部材である。シリンダ８３の内部空間は、ピストン８２により２つに区画されている。シリンダ８３には、空気供給部８４から供給される昇圧された空気を、２つの区画に供給する配管が配置されている。
シリンダ８３と空気供給部８４との間には、昇圧された空気の供給先を制御するバルブ８５が設けられている。バルブ８５は、空気供給部８４から昇圧された空気が供給される行き先を制御するものである。具体的には、昇圧された空気をシリンダ８３の２つの区画のうちの一方へ供給する、または他方へ供給するかを選択するバルブである。バルブ８５の形式としては公知の形式のものを用いることができる。
本実施形態では、空気圧アクチュエータ８１、バルブ８５、空気の供給に用いられる配管などがカートリッジ８０内に配置されている例に適用して説明する。なお、空気圧アクチュエータ８１等は、カートリッジ８０以外の場所に配置されていてもよい。
次に、上記の構成からなる術具１における動作について説明する。まず、術具本体２０における把持部２５の開閉動作について図１および図５を参照しながら説明する。
術具本体２０の把持部２５を開閉させる場合には、図１に示すように、駆動ワイヤ５０の一方をＸ軸の負方向に引くとともに、他方をＸ軸の正方向を繰り出すことにより開閉される。
駆動ワイヤ７０は、図５に示すように空気圧アクチュエータ８１で発生される駆動力により引っ張られ、繰り出される。具体的には、空気供給部８４から供給される昇圧された空気が、空気圧アクチュエータ８１に供給されることにより駆動力が発生する。
シリンダ８３の内部空間はピストン８２により２つに区画され、昇圧された空気が供給される区画を選択することにより、引っ張り方向に駆動力を発生するか、繰り出し方向に駆動力を発生するかが制御される。昇圧された空気を供給する区画の選択は、バルブ８５により行われる。
次に、術具本体２０の把持部２５への給電方法について、図１を参照しながら説明する。把持部２５への給電が行われる場合には、電源６５から術具本体２０に高周波電流が供給される。高周波電流は、電力供給ケーブル６０を介して術具本体２０の鉗子部２４に流される。高周波電流は、鉗子部２４から把持部２５にまで流れる。
次に、術具１における絶縁について図６から図８を参照しながら説明する。まず図６を参照しながらシャフト１０と術具本体２０との間の絶縁について説明する。シャフト１０と術具本体２０の関節部２１との間には、第１絶縁部３０が配置されている。そのため、術具本体２０に供給された高周波電流がシャフト１０に流れる経路としては、第１絶縁部３０の外表面に沿った経路Ａ１、および、第１絶縁部３０の内部を経由する経路Ａ２が考えられる。
経路Ａ１は、シャフト１０と関節部２１との間の距離が絶縁に必要な長さに設定されているため、高周波電流が流れにくくされている。経路Ａ２は、第１絶縁部３０が絶縁性の高い材料から形成されているため、高周波電流が流れにくくされている。言い換えると、経路Ａ１および経路Ａ２ともに絶縁が図られている。
次に図７を参照しながら駆動ワイヤ７０における絶縁について説明する。具体的には、第１伝達ロッド７２と第２伝達ロッド７４との間の絶縁について説明する。第１伝達ロッド７２と第２伝達ロッド７４との間には、線状絶縁体７３が配置されている。また、術具本体２０、撚り線ワイヤ７１および第１伝達ロッド７２は電気的に導通可能に接続されている。
そのため、術具本体２０に供給された高周波電流が、撚り線ワイヤ７１および第１伝達ロッド７２を介して第２伝達ロッド７４に流れる経路としては、線状絶縁体７３に沿った経路Ｂ１と、第１伝達ロッド７２および第２伝達ロッド７４の間の空間を経由する経路Ｂ２と、が考えられる。
経路Ｂ１は、線状絶縁体７３が絶縁性の高い材料から形成されているため、高周波電流が流れにくくされている。経路Ｂ２は、第１伝達ロッド７２および第２伝達ロッド７４との間の距離が絶縁に必要な長さに設定されているため、高周波電流が流れにくくされている。言い換えると、経路Ｂ１および経路Ｂ２ともに絶縁が図られている。
次に図８を参照しながらシャフト１０と駆動ワイヤ７０との間の絶縁について説明する。具体的にはシャフト１０と駆動ワイヤ７０の撚り線ワイヤ７１との間の絶縁について説明する。
術具本体２０に供給された高周波電流が、撚り線ワイヤ７１を介してシャフト１０に流れる経路としては、第１絶縁部３０と絶縁パイプ部５０との境目、および、第１絶縁部３０と第２絶縁部４０との境目に沿った経路Ｃ１と、第２絶縁部４０と絶縁パイプ部５０との境目、および、第１絶縁部３０と第２絶縁部４０との境目に沿った経路Ｃ２と、が考えられる。
経路Ｃ１および経路Ｃ２の長さ（以下「沿面距離」とも表記する。）は、例えば、図９に示すような絶縁パイプ部５０を設けられていない場合の撚り線ワイヤ７１とシャフト１０との間の高周波電流が流れる経路Ｄの沿面距離と比較すると長い。ここで沿面距離とは、空気よりも絶縁性が高い絶縁部材の面に沿った経路の長さ、言い換えると、絶縁部材と比較して電力が流れやすい経路の長さである。
また、経路Ｃ１および経路Ｃ２の沿面距離は、絶縁パイプ部５０を長くすることにより長くすることができる。言い換えると、シャフト１０の径を大きくすることなく、経路Ｃ１および経路Ｃ２の沿面距離を長くすることができる。
このように経路Ｃ１および経路Ｃ２は、その沿面距離を絶縁に必要な長さに設定されているため、高周波電流が流れにくくされている。言い換えると、経路Ｃ１および経路Ｃ２ともに絶縁が図られている。なお、絶縁に必要な長さは、術具本体２０に供給される高周波電流の電圧に基づいて定められる距離である。
上記の構成の術具１によれば、第１絶縁部３０の挿入部３３、および、第２絶縁部４０の第２ワイヤ貫通孔４２に絶縁パイプ部５０を挿入することにより、経路Ｃ１および経路Ｃ２について絶縁に必要な沿面距離を設けることができる。そのため、術具本体２０に供給された電力が、駆動ワイヤ７０を経由してシャフト１０に流れることを抑制することができる。
例えば、図９に示すような第１絶縁部３０および第２絶縁部４０の接触面が平面状である場合と比較して、駆動ワイヤ７０からシャフト１０までの沿面距離を長くすることができる。その結果、シャフト１０からカートリッジ８０を介して手術支援ロボットへ電流が流れることを抑制でき、手術支援ロボットに搭載されているセンサ機器や制御機器の故障や誤作動のリスク低減を図ることが可能となる。
第１絶縁部３０および第２絶縁部４０と、絶縁パイプ部５０とを別体に形成し、第１絶縁部３０の挿入部３３、および、第２絶縁部４０の第２ワイヤ貫通孔４２に絶縁パイプ部５０を挿入する構成とすることにより、第１絶縁部３０および第２絶縁部４０の一方と絶縁パイプ部５０とを一体に形成する構成とする場合と比較して、第１絶縁部３０、第２絶縁部４０、および、絶縁パイプ部５０の作成が容易となる。また、第１絶縁部３０、第２絶縁部４０、および、絶縁パイプ部５０の小型化や細径化を図りやすくなる。その結果として術具１の小型化や細径化も図りやすくなる。
第２絶縁部４０に設けられた駆動ワイヤ７０が配置される第２ワイヤ貫通孔４２に絶縁パイプ部５０を挿入することにより、駆動ワイヤ７０が配置される貫通孔と、絶縁パイプ部５０を挿入する凹部とを別々に形成する必要がなくなる。また、第２絶縁部４０の小型化や細径化を図りやすくなる。
なお、上述の実施形態では第１絶縁部３０および第２絶縁部４０と、絶縁パイプ部５０とを別体に形成した例に適用して説明したが、図１０および図１１に示すように、第１絶縁部３０と絶縁パイプ部５０とを一体とした第１絶縁部１３０を用いてもよい。または、第２絶縁部４０と絶縁パイプ部５０とを一体に形成してもよい。
図１０および図１１に示す術具１０１は、術具１と比較して第１絶縁部１３０のみが異なり、その他の構成要素に変更はない。第１絶縁部１３０における第２絶縁部４０と対向する面には、第２絶縁部４０に向かって突出する凸部１３３が設けられている。
より具体的には凸部１３３は、第２ワイヤ貫通孔４２と対向する位置に設けられ、第２ワイヤ貫通孔４２に挿入可能な外形に形成されている。本実施形態では、第２ワイヤ貫通孔４２が円孔であり、凸部１３３が第２ワイヤ貫通孔４２の内径よりと同等または小さな外径を有する円柱状に形成されたものである例に適用して説明する。また、凸部１３３には、内部に駆動ワイヤ７０がＸ軸方向に相対移動可能に挿通される第１ワイヤ配置孔３２が形成されている。
上記の構成の術具１０１によれば、第１絶縁部１３０に、絶縁パイプ部５０に対応する凸部１３３を一体に形成することにより、第１絶縁部３０および第２絶縁部４０と、絶縁パイプ部５０とを別体に形成する場合と比較して、部品点数を減らすことができる。
なお、本発明の技術範囲は上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。例えば、上記の実施の形態においては、術具本体２０が鉗子である例に適用して説明したが、鉗子の他に電気メスなどの内視鏡手術で用いられる他の術具に適用することもできる。
１，１０１…術具（手術支援ロボット用術具）、 １０…シャフト（外殻部）、 ２０…術具本体（先端部）、 ３０，１３０…第１絶縁部、 ３３…挿入部、 ４０…第２絶縁部、 ４２…第２ワイヤ貫通孔（凹部）、 ５０…絶縁パイプ部（凸部）、 ６０…電力供給ケーブル、 ７０…駆動ワイヤ（索状体）、 １３３…凸部

Claims (4)

  1. 導電性を有する索状に形成された索状体と、
    前記索状体の周囲を覆う形状を有するとともに導電性を有する外殻部と、
    前記索状体および前記外殻部の間の一部に配置され、前記索状体および前記外殻部よりも絶縁性の高い材料から形成された第１絶縁部と、
    前記索状体および前記外殻部の間における前記第１絶縁部に隣接する位置に配置され、前記索状体および前記外殻部よりも絶縁性の高い材料から形成された第２絶縁部と、
    前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の一方から他方に向かって突出するとともに、内部に前記索状体が挿通される凸部と、
    前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の他方に形成され、前記凸部が挿入される凹部と、
    前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の他方に前記外殻部と離隔して配置される導電性を有するものであって、端部が接続された前記索状体の張力を用いて屈曲可能とされた先端部と、
    前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の内部に配置された索状の部材であって、外部から前記先端部へ電力を供給する電力供給ケーブルと、
    が設けられていることを特徴とする手術支援ロボット用術具。
  2. 前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の一方には、前記凸部が挿入される凹状の挿入部が設けられていることを特徴とする請求項１記載の手術支援ロボット用術具。
  3. 前記凸部は、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の一方と一体に形成されていることを特徴とする請求項１記載の手術支援ロボット用術具。
  4. 前記凹部は、前記第１絶縁部および前記第２絶縁部の他方に設けられる孔であって、内部に前記索状体が配置される貫通孔であることを特徴とする請求項２または３に記載の手術支援ロボット用術具。
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