JP2015008910A - 内視鏡システム - Google Patents

Abstract

【課題】 操作性のよい、チャンネル１４を通して体内に挿入される処置具２０を具備する内視鏡システム１Ｇを提供する。
【解決手段】内視鏡システム１Ｇは軟性内視鏡１０と処置具２０と電源３０とを具備する。軟性内視鏡１０は、電源３０からの電力を交流磁界に変換する可撓性のチャンネル１４に巻回された第１コイル１８を含む送電部１９を有し、処置具２０は、開口１４Ｂから処置部２２が突出した状態において最も効率良く受電する位置に配設された第２コイル２８を含む受電部２９と、を有する。
【選択図】図１

Description

本発明は、軟性内視鏡のチャンネルを挿通するデバイスに無線給電する内視鏡システムに関する。

米国特許第７８２４４０７号明細書には、軟性内視鏡のチャンネルを挿通して体内に挿入されるデバイスとして、生体組織に高周波電流を印加して処置する高周波切開鉗子が開示されている。

また、米国特許第６９４９０６８号明細書には、複数の磁気発生素子を有するプローブをチャンネルに挿通し、内視鏡の軟性挿入部の形状を検出して表示する内視鏡形状検出装置が開示されている。

高周波切開鉗子及びプローブ等のデバイスには、動作に必要な電力を供給するためにケーブルが接続されている。このケーブルは術者の操作に支障をきたし操作性を低下させるおそれがあった。

なお、米国特許第６３７１９６７号明細書には、トロッカーの送電コイルから、トロッカーに挿入された手術用処置具の受電コイルに電力を無線給電することが開示されている。

米国特許第７８２４４０７号明細書 米国特許第６９４９０６８号明細書 米国特許第６３７１９６７号明細書

本発明の実施形態は、軟性内視鏡のチャンネルに挿入される、操作性のよいデバイスを具備する内視鏡システムを提供することを目的とする。

本発明の一態様の内視鏡システムは、撮像部が配設された先端部を含む可撓性の挿入部と、前記挿入部の基端部側に配設された操作部と、前記挿入部を挿通する可撓性のチャンネルと、を有する軟性内視鏡と、高周波電力を出力する電源と、前記操作部の挿入口から挿入され前記チャンネルを介して前記先端部の開口から、前記高周波電力を被処置部に通電する一対のブレードを含む処置部が突出する処置具と、を具備する内視鏡システムであって、前記内視鏡が、前記電源から入力される前記高周波電力により交流磁界を発生する、前記チャンネルの外周に巻回された、電磁界を遮蔽する遮蔽部材で覆われた第１のソレノイドコイルを含み、前記高周波電力の周波数と同じ共振周波数の第１の共振回路を構成する送電部を有し、前記処置具が、前記開口から前記処置部が突出した状態において、前記第１のソレノイドコイルを貫通する第２のソレノイドコイルを含み、前記第１の共振回路と同じ共振周波数の第２の共振回路を構成する受電部と、を有する。

また別の実施形態の内視鏡システムは、撮像部が配設された先端部を含む可撓性の挿入部と、前記挿入部の基端部側に配設された操作部と、前記挿入部を挿通する可撓性のチャンネルと、を有する軟性内視鏡と、前記操作部の挿入口から挿入され前記チャンネルを挿通するデバイスと、高周波電力を出力する電源と、を具備する内視鏡システムであって、前記内視鏡が、前記電源から入力される前記高周波電力により前記チャンネルに印加する交流磁界を発生する送電部を有し、前記デバイスが、前記送電部が発生する前記交流磁界を介して電力を受電する受電部を有し、前記受電部が受電した電力が負荷部に出力される。

本発明の実施形態によれば、軟性内視鏡のチャンネルに挿入される、操作性のよいデバイスを具備する内視鏡システムを提供できる。

第１実施形態の内視鏡システムの構成図である。 第１実施形態の内視鏡システムの内視鏡の断面模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの処置具の断面模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの送電コイル及び受電コイルの模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの断面模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの断面模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの等価回路図である。 第１実施形態の変形例１の内視鏡システムの等価回路図である。 第１実施形態の変形例２の内視鏡システムの等価回路図である。 第１実施形態の変形例３の内視鏡システムのインダクタンス素子の模式図である。 第１実施形態の変形例３の内視鏡システムのインダクタンス素子の模式図である。 第１実施形態の変形例３の内視鏡システムのインダクタンス素子の模式図である。 第１実施形態の変形例３の内視鏡システムのインダクタンス素子の模式図である。 第１実施形態の変形例３の内視鏡システムのインダクタンス素子の模式図である。 第１実施形態の変形例３の内視鏡システムのインダクタンス素子の模式図である。 第１実施形態の変形例３の内視鏡システムのインダクタンス素子の模式図である。 第１実施形態の変形例４の内視鏡システムの送受電部の模式図である。 第１実施形態の変形例５の内視鏡システムの等価回路図である。 第１実施形態の変形例６の内視鏡システムの内視鏡の断面模式図である。 第１実施形態の変形例７の内視鏡システムの断面模式図である。 第１実施形態の変形例８の内視鏡システムの構成図である。 第２実施形態の内視鏡システムの構成図である。

＜第１実施形態＞
図１に示すように本実施形態の内視鏡システム１は、軟性内視鏡（以下、「内視鏡」という）１０と、内視鏡１０のチャンネル１４に挿通されるデバイスである処置具２０と、電源３０とを具備する。

内視鏡１０は、挿入部１１と、挿入部１１の基端部側に配設された操作部１２と、操作部１２から延設されたユニバーサルコード１３と、を有する。挿入部１１は、撮像部１５（図２参照）が配設された先端部１１Ａと、先端部１１Ａの方向を変えるための湾曲部１１Ｂと、可撓性の細長い軟性部１１Ｃとを含む。操作部１２は術者が把持し、先端部１１Ａの方向操作、送気送水操作、及び内視鏡画像撮影操作等を行う非可撓性部である。これに対して、挿入部１１は、被処置体である患者の口腔又は肛門から消化管の内部等に挿入される可撓性部である。

内視鏡１０のユニバーサルコード１３と接続されたプロセッサ３２は、内視鏡システム１の全体の制御を行うＣＰＵ等からなる制御部（不図示）を具備し、撮像部１５が出力する撮像信号を処理し、モニタ３３に内視鏡画像を表示する。プロセッサ３２と接続された電源３０は、処置具２０に高周波電力を供給する。例えば、フットスイッチＳＷ３１は電源３０の出力をＯＮ／ＯＦＦ制御する。なお、ユニバーサルコード１３から分岐した配線が電源３０と直接接続されていてもよい。

内視鏡１０は、操作部１２の挿入口１４Ａから先端部１１Ａの開口１４Ｂまで、挿入部１１を挿通する可撓性の樹脂チューブからなるチャンネル１４を有する。

処置具２０は、処置部２２が配設された先端部２１Ａと、細長い可撓性の挿入部２１Ｂと、挿入部２１Ｂの基端部側に配設された、術者が体外で操作する操作部２１Ｃと、を有する。処置具２０は、挿入口１４Ａから挿入されチャンネル１４を挿通して開口１４Ｂから、先端部２１Ａが突出する。

先端部２１Ａは処置部２２である、高周波電流が通電される一対のブレード（電極）２２Ａ、２２Ｂ（図３参照）を有する。操作部２１Ｃの操作に応じて鉗子の一対のブレード２２Ａ、２２Ｂ（図３参照）に挟持された被処置部である生体組織（患部）ＬＴは、高周波電流によるジュール熱で切除／止血される。

電源３０は、例えば、周波数が１００ｋＨｚ以上１００ＭＨｚ以下の高周波電力を出力する。高周波電力の周波数は法令等で使用が認められている周波数から選択されることが好ましく、例えば１３．５６ＭＨｚである。高周波電力の振幅は特に制限はないが波形は正弦波が好ましい。

内視鏡システム１では、処置具２０と電源３０とは有線接続されていない。しかし、処置具２０はチャンネル１４に挿入されると、内視鏡１０を介して電源３０から処置に必要な電力を無線電力伝送により受電する。なお、無線電力伝送は、無線による電力供給と同じ意味である。

すなわち、図２及び図４に示すように、内視鏡１０は電源３０が出力する高周波電力を交流磁界に変換する磁界発生用の第１のインダクタンス素子を含む送電部１９を有する。内視鏡１０の第１のインダクタンス素子は、チャンネル１４の外周に巻回された第１のソレノイドコイル（以下「第１コイル」、「送電コイル」ともいう）１８である。なお、チャンネル１４は、可撓性のチューブ及び分岐管を含み、分岐管の一方は送気吸引管１４Ｃと接続されている。

送電部１９は、操作部１２又は挿入部１１の少なくともいずれかの内部であれば、チャンネル１４の一部を置きかえる中空部を有する構成であってもよい。すなわち、本明細書においては、前記構成の中空部を形成する構成要素も、チャンネル１４の一部とみなす。

また、インダクタンス素子としての機能上は、第１コイル１８の導体が中空部の内面に露出していてもよいが、チャンネル１４は送気吸引等にも用いられるため、中空部の内面は摩擦の小さな絶縁体で封止されていることが好ましい。

一方、図３及び図４に示すように、処置具２０は、磁界受電用の第２のインダクタンス素子を含む受電部２９を有する。処置具２０の第２のインダクタンス素子は、挿入部２１Ｂの長手方向に巻回された第２のソレノイドコイル（以下「第２コイル」、「受電コイル」ともいう）２８である。

図２〜図４に示したソレノイドコイルは、いわゆる１層巻であるが２層巻等の多層巻でもよい。また、コイルの導線が絶縁体で被覆された被覆導線の場合には、隣接導線が接するように、より密に巻回されていてもよい。巻回数（ターン数）の多いソレノイドコイルは、インダクタンスＬが高いため、より強い交流磁界を発生したり、より大きな誘導電流を受電したりできる。

チャンネル１４の内径φ（１４）は、処置具２０の挿入部２１Ｂが、挿通可能なように、挿入部２１Ｂの外径φ（２０）よりも大きい。例えばφ（１４）＝２．８ｍｍであり、φ（２０）＝２．５ｍｍである。

なお、第２コイル２８が配設されている挿入部２１Ｂの一部の領域は、最外周面に導体が露出しないように配設されており、かつ、チャンネル１４内に挿通可能であれば、他の領域よりも外径φ（２０）が大きくてもよい。また、挿入部２１Ｂはチャンネル１４内を挿通容易とするため、外面が摩擦の小さな絶縁体、例えば、フッ素樹脂で覆われていることがより好ましい。

以上の説明のように、内視鏡システム１は、内視鏡１０と、処置部２２で処置を行う処置具２０と、処置部２２に電力を供給する電源３０と、を具備し、内視鏡１０は、可撓性の挿入部１１と挿入部の基端側に配設された操作部１２とを含み、操作部１２に設けられた処置具挿入口１４Ａと、それを基点に挿入部先端まで貫通するチャンネル１４と、チャンネル１４の内部に印加される交流磁界を発生する送電コイル１８を含む送電部１９と、を有し、処置具２０は、処置具挿入口１４Ａよりチャンネル１４に出し入れ自在に挿通される形状であって、送電コイル１８で発生した交流磁界と誘導的に結合でき、外装又は内部の一部を置きかえるように設けられている受電コイル２８を含む受電部２９を有し、処置具２０がチャンネル１４に挿入されると、送電コイル１８と受電コイル２８とが、互いに誘導的に結合する。

ここで、図５Ａに示すように、処置具２０が挿入口１４Ａからチャンネル１４に挿入されても、開口１４Ｂから処置具先端部２１Ａが突出するまでは、処置具２０の第２コイル２８は、内視鏡１０の第１コイル１８が発生する交流磁界を効率良くは受電できない。これは、交流磁界は、電波のように伝搬されない非放射界であるためである。すなわち、例えば周波数１３．５６ＭＨｚでは交流磁界の波長は約２２ｍであるのに対して構造物はそれに比べて十分に小さいため、交流磁界は電波のように遠方まで伝搬されない。

これに対して、図５Ｂに示すように、内視鏡システム１では、開口１４Ｂから処置具先端部２１Ａが突出した状態、すなわち、処置具２０が動作位置までチャンネル１４に挿入された状態では、第２コイル２８は第１コイル１８の内部に挿入された状態となり、第１コイル１８の中心軸と第２コイル２８の中心軸とは略一致し、同軸になる。このため、チャンネル１４の内部で処置具２０の位置がチャンネル１４の中心から偏心しても、送受電効率（伝送効率）は大きくは変化しない。第１コイル１８と第２コイル２８とは、安定的に誘導的に結合する。このため、第２コイル２８は、電磁誘導効果により、第１コイル１８が発生する交流磁界を最も効率良く受けられる。

ここで、第１コイル１８及び第２コイル２８の長さは１ｃｍ以上が好ましい。前記範囲以上であれば電力の送受電が可能である。一方、第１コイル１８の最大長はチャンネル１４の長さＤで決定され、第２コイル２８の最大長は挿入部２１Ｂの長さで決定される。例えば、可撓性の内視鏡１０のチャンネル長Ｄ及び挿入部２１Ｂの長さは、１００ｃｍ以上２３０ｃｍ以下程度であり、第１コイル１８及び第２コイル２８の最大長は、チャンネル長Ｄと同じである。なお、第１コイル１８及び第２コイル２８の長さは、５ｃｍ以上２００ｃｍ以下が、送受電効率及び自己インダクタンスの観点から特に好ましい。

なお、図２に示した第１コイル１８は操作部１２のチャンネル１４に配設されている例を示しているが、第１コイル１８は軟性部１１Ｃのチャンネル１４に配設されていてもよいし、操作部１２及び軟性部１１Ｃのチャンネル１４に配設されていてもよい。また、図３に示した第２コイル２８は長さが短いが、例えば挿入部２１Ｂの長さと略同じ長さのコイルであってもよい。

内視鏡１０のチャンネル１４の長さＤは１００ｃｍ以上と非常に長いが、その大部分は可撓性の軟性部１１Ｃの内部に配置されている。このため、第１コイル１８及び第２コイル２８は長さ５０ｃｍ以上とすることも容易であるが、可撓性の軟性部１１Ｃの内部に配置される第１コイル１８及び第２コイル２８は可撓性を有している必要がある。

可撓性の長い挿入部１１を有する軟性内視鏡１０を具備する内視鏡システム１は、第１コイル１８及び第２コイル２８の長さを、挿入部１１の長さに応じて、例えば５０ｃｍ以上と長くできるため、無線電力伝送の効率が高い。なお、第１コイル１８及び第２コイル２８の長さの上限は、例えば２００ｃｍである。

ここで、コイルの長さが長くなると抵抗Ｒも高くなる。このため、コイルの長さは、特に、インダクタンスＬ／抵抗Ｒに比例するＱ値に依存する伝送効率を考慮すると、１層巻では、２００ｃｍ以下、２層巻では、１５０ｃｍ以下であることが特に好ましい。

なお、最も送受電効率が高くなるのは、第１コイル１８の全長にわたって同軸の第２コイル２８が挿入された状態、言い換えれば、第２コイル２８が第１コイル１８を貫通した状態である。このため、第２コイル２８の長さは第１コイル１８の長さより長いことが好ましく、更に、処置具２０の開口１４Ｂからの突出量ｄを考慮すると、第２コイル２８の長さは、（第１コイル１８の長さ＋突出量ｄ）であることが特に好ましい。なお、突出量ｄは処置具により異なるが、例えば、１ｃｍ以上１０ｃｍ以下である。

ここで、チャンネル長Ｄの異なる複数の内視鏡であっても、同じ処置具２０が使用できることが好ましい。このためには、第１コイル１８の配設位置は、開口１４Ｂを基準に設定されていることが好ましい。すなわち、内視鏡の第１コイル１８が開口１４Ｂから所定の距離Ｄ１の位置に配設されていればよい。この場合には、チャンネル長Ｄの長い内視鏡は、挿入孔１４Ａから第１コイル１８までの距離Ｄ２が、チャンネル長Ｄの短い内視鏡よりも長くなる。

それぞれの第１コイル１８が開口１４Ｂから所定の距離Ｄ１の位置に配設されている複数の内視鏡と、処置具２０と、を具備する内視鏡システムでは、複数の内視鏡が処置具２０に対して効率良く無線給電できる。

なお、１つの内視鏡と、それぞれが動作位置までチャンネル１４に挿入された状態において、送電部１８が発生した交流磁界を最も効率良く受電する位置に受電部２８が配設されている複数の処置具とを具備する内視鏡システムが同様の効果を有することはいうまでもない。

図６の等価回路図に示すように、内視鏡システム１では、電源３０及び送電部１９を含む内視鏡側回路と、受電部２９及び処置部２２（２２Ａ、２２Ｂ）を含み、電力を消費する負荷部である生体組織ＬＴに電流を印加する処置具側回路とは、導体を介しての物理的接触がない。

しかし、受電部２９は、送電部１９近傍の空間に発生した非放射の交流磁界Ｍと誘導的に結合する。誘導的に結合した受電部２９には誘導起電力が生じ、それにより生じた誘導電流によって処置具２０の処置部２２に電力が供給される。なお、電源３０とソレノイドコイル１８とを接続している配線は、接地接続されていてもよい。

内視鏡システム１の処置具２０は、電源３０と接続された配線（ケーブル）がないため、取り扱いが容易で操作性がよい。更に、送電部１９が内視鏡１０の内部に配設されているため、発生する電磁界Ｍは内視鏡１０の外部に漏洩しにくいため、周囲の機器等に対する漏洩電磁界の影響が小さい。

また、チャンネル１４に挿入された処置具２０のソレノイドコイル２８は、内視鏡１０のソレノイドコイル１８と同軸であるため、結合係数が大きい。更に、ソレノイドコイル２８及びソレノイドコイル１８の長さは、軟性内視鏡１０の挿入部１１の長さと同等まで長くできるため、更に相互インダクタンスを大きくすることが容易である。

なお、処置具２０の挿入部２１Ｂには可撓性と機械的強度とを担保するために、隣り合う素線が略接触状態の、いわゆる密巻きのスパイラルコイルが配設されている場合がある。ソレノイドコイル２８を、処置具２０の形状保持用のスパイラルコイルの一部を用いて構成することで、処置具２０の小型化及び低コスト化が図られる。

すなわち、形状保持用のスパイラルコイルに通電用の２本の導線を接続することで、導線間をソレノイドコイル２８として用いることができる。もちろん、隣り合う素線が短絡しないように、ソレノイドコイル２８として用いる部分の素線には絶縁材料が被覆される。なお、形状保持用のスパイラルコイルが、比較的電気抵抗の高いステンレス等からなる場合には、電気抵抗を低減するために、表面に低抵抗金属、例えば、銅又は銀等をめっき法等により形成することが好ましい。又は、ステンレスコイルの少なくとも一部を、ソレノイドコイル２８として用いるために、低抵抗金属からなるコイルに、置換してもよい。

また、内視鏡１０内部に送電部１９を配設することにより、送電部１９と受電部２９の相対位置関係が規定されるため、送電部１９及び受電部２９の間の強い結合状態、即ち電力伝送効率の高い状態を安定に維持できるため省エネルギー性にも優れている。

ここで、すでに説明したように、内視鏡システム１では、処置具２０に出力する電力のＯＮ／ＯＦＦ制御には、スイッチ３１を用いる。図１では、スイッチ３１をフットスイッチとして例示したが、電源３０、内視鏡１０の操作部１２、又は、処置具２０の操作部２１Ｃにスイッチが配設されていてもよい。

電源３０と接続されたスイッチ又は電源３０に配設されたスイッチは、電源３０の出力をＯＮ／ＯＦＦ制御する。操作部１２又は操作部２１Ｃに配設されたスイッチは、送電部１９又は受電部２９の内部回路で電力をＯＮ／ＯＦＦ制御する。なお、送受電回路におけるＯＮ／ＯＦＦ制御に替えて、送受電回路のＱ値を増減し送受電効率を大きく変えることでＯＮ／ＯＦＦ制御と同じ効果を得ることもできる。但し、電力量が大きい場合にはＱ値減少制御は発熱等の問題が発生するおそれがある。

なお、スイッチは、ボタンスイッチ、タッチジェスチャー対応操作部、又は、音声認識による操作部等であっても良い。

以上の説明のように、内視鏡システム１では、電源３０からの出力を開始又は停止するための送電開始停止手段であるスイッチが、電源３０とは別体で配設されているか、又は、内視鏡１０の操作部１２、又は、処置具２０に配設されている。

＜第１実施形態の変形例＞
次に第１実施形態の変形例１〜７の内視鏡システム１Ａ〜１Ｆ等について説明する。内視鏡システム１Ａ〜１Ｆ等は、すでに説明した内視鏡システム１と同じ構成を具備し、類似しているので、同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

内視鏡システム１Ａ〜１Ｆ等は、いずれも、内視鏡システム１の効果を有し、更に、それぞれが内視鏡システム１よりも優れた効果を有する。

＜変形例１＞ 共振回路
図７に示す内視鏡システム１Ａは、内視鏡１０Ａの送電部１９Ａ及び処置具２０Ａの受電部２９Ａは、キャパシタンス素子１７、２７を有する。送電部１９Ａ及び受電部２９Ａは、それぞれの回路に容量成分が加わることにより、それぞれが所定の共振周波数の共振回路を構成している。なお、回路の寄生容量だけでも共振回路形成は不可能ではないが、共振周波数を所定値に設定するためにはキャパシタンス素子１７、２７は必要である。また、図７では、キャパシタンス素子１７、２７は電源３０の出力に対して直列接続されているが、並列接続されていてもよい。

ここで、電源３０及び送電部１９Ａを含む内視鏡側回路と、受電部２９Ａ及び処置部２２（２２Ａ、２２Ｂ）を含み、電力を消費する負荷部である生体組織ＬＴに電流を印加する処置具側回路とはグランドを共有しない別回路である。

そして、送電部１９Ａのキャパシタンス素子１７のキャパシタンスＣ１と第１コイル１８のインダクタンスＬ１、受電部２９Ａのキャパシタンス素子２７のキャパシタンスＣ２と第２コイル２８のインダクタンスＬ２、及び電源３０が出力する高周波電力の周波数Ｆ０は以下の（式１）の関係になっている。

（式１）

言い換えれば、電源３０が出力する高周波電力の周波数Ｆ０と、送電部１９Ａの共振周波数Ｆ１とは、略一致している。このため、送電部１９Ａは効率的に交流磁界Ｍを発生できる。更に送電部１９Ａの共振周波数Ｆ１は、受電部２９Ａの共振周波数Ｆ２とも、略一致している。このため、送電部１９Ａと受電部２９Ａとは、磁界共鳴状態となるため、受電部２９Ａは交流磁界Ｍを効率的に受電できる。

以上の説明のように、内視鏡システム１Ａでは、送電コイル１８を含む送電部１９Ａと受電コイル２８を含む受電部２９Ａとは、それぞれ共振回路を構成しており、高周波電力の周波数Ｆ０と送電部１９Ａの共振周波数と受電部２９Ａの共振周波数とが同じである。なお、周波数が同じとは、±５％の範囲内であることを意味する。なお、配線構造等により不可避に生じる寄生容量及び自己インダクタンスも、前共振回路の成分に含めて設計される。なお、以上の説明では、キャパシタンス素子１７は内視鏡１０Ａの構成要素であるが、送電部１９Ａ全体として共振周波数Ｆ１の共振回路となっていればよいため、例えば、プロセッサ３２に配設されていてもよい。

このため内視鏡システム１Ａは、内視鏡システム１よりも、送受電効率が高い。

＜変形例２＞ インピーダンスマッチング
図８に示す内視鏡システム１Ｂは、送電部１９及び受電部２９が、それぞれインピーダンスマッチング部１９Ｂ、２９Ｂを有する。

送電部１９側のインピーダンスマッチング部１９Ｂは、電源３０の出力に対して直列接続されたインダクタンス素子１６Ｂと、並列接続されたキャパシタンス素子１７Ｂと、を有する。インピーダンスマッチング部１９Ｂは、電源３０のインピーダンスと、インピーダンスマッチング部１９Ｂよりも処置部２２側のインピーダンスとを一致させている。インピーダンスが一致しているため、電源３０から処置部２２側への電力入力の効率が高い。

一方、受電部２９側のインピーダンスマッチング部２９Ｂは、処置部２２に対して直列接続されたインダクタンス素子２６Ｂと、並列接続されたキャパシタンス素子２７Ｂと、を有する。インピーダンスマッチング部２９Ｂは、インピーダンスマッチング部２９Ｂよりも電源３０側のインピーダンスと、処置部２２のインピーダンスとを一致させている。インピーダンスが一致しているため、インピーダンスマッチング部２９Ｂより電源３０側から処置部２２への電力入力の効率が高い。

送電部１９のインピーダンスマッチング部１９Ｂは、電源３０の出力に対して直列接続されたキャパシタンス素子１７Ｂと、並列接続されたインダクタンス素子１６Ｂと、を有していてもよい。受電部２９のインピーダンスマッチング部２９Ｂは、処置部２２に対して直列接続されたキャパシタンス素子２７Ｂと、並列接続されたインダクタンス素子２６Ｂと、を有していてもよい。

上記では、インピーダンスマッチング部として、インダクタンス素子及びキャパシタンス素子を用いて説明したが、他に抵抗等のレジスタンス素子、伝送線路等を組み合わせても可能であるが、レジスタンス素子は損失が増すため、使用しないことが好ましい。

なお、以上の説明では、インピーダンスマッチング部１９Ｂ、２９Ｂを、送電部１９及び受電部２９の一部として説明したが、例えば、インピーダンスマッチング部１９Ｂはプロセッサ３２の一部でもよい。また、インピーダンスマッチング部２９Ｂが処置具２０Ｂの操作部２１Ｃに配設されていてもよい。すなわち、内視鏡１０Ｂがインピーダンスマッチング部１９Ｂを含み、処置具２０Ｂがインピーダンスマッチング部２９Ｂを含んでいればよい。

内視鏡システム１Ｂは、内視鏡システム１、１Ａよりも、電源３０から送電部１９への電力の入力効率が高い。

変形例１及び変形例２の共振回路及びインピーダンスマッチング回路は、いずれも内視鏡システム１の送受電効率の改善のための構成要素であり、必須の構成要素ではない。このため、内視鏡１０又は処置具２０の一方だけが、共振回路及びインピーダンスマッチング回路の少なくともいずれかを有していてもよいし、両方が共振回路及びインピーダンスマッチング回路を有していなくともよい。

また、送電部１９又は受電部２９は、送受電効率が最も高くなるように、キャパシタンス素子１７Ｂ、２７Ｂ又はインダクタンス素子１６Ｂ、２６Ｂのリアクタンスを自動的に変化させることが好ましい。このため、図８に示すように、キャパシタンス素子１７Ｂ、２７Ｂはキャパシタンス可変素子であることが好ましく、インダクタンス素子１６Ｂ、２６Ｂはインダクタンス可変素子であることが好ましい。なお、キャパシタンス可変素子１７Ｂ、２７Ｂ及びインダクタンス素子１６Ｂ、２６Ｂは、それぞれ制御部１９Ｘ、２９Ｘにより制御される。制御部１９Ｘは、例えば、プロセッサ３２、電源３０又は内視鏡１０Ｂに配設されており、制御部２９Ｘは、処置具２０Ｂに配設されている。

＜変形例３＞ インダクタンス素子構造
内視鏡システム１では、送電部１９の磁界発生用のインダクタンス素子及び受電部２９の受電用のインダクタンス素子として、ソレノイドコイル１８、２８を例に説明したが、交流磁界Ｍの発生又は受電のためのインダクタンス素子は、ソレノイドコイルに限られるものではない。

例えば、図９Ａから図９Ｇに示したインダクタンス素子を用いることができる。なお、図において、直線状の導線の延設方向が、チャンネル１４又は処置具２０の長手方向である。

図９Ａに示したスパイラルコイル１８Ａ（２８Ａ）、図９Ｂに示したチャンネル１４の長手方向に配設されるスパイラルコイル１８Ｂ（２８Ｂ）、図９Ｃに示した１ターンループコイル１８Ｃ（２８Ｃ）、図９Ｄに示した両端部が開放状態のソレノイドコイル１８Ｄ（２８Ｄ）、図９Ｅに示した両端部が開放状態のスパイラルコイル１８Ｅ（２８Ｅ）、図９Ｆに示した中空の筒状導体１８Ｆ（２８Ｆ）を用いることができる。また、単純な線路（不図示）であってもインダクタンス素子として用いることができる。

インダクタンス素子の構造によって発生する交流磁界の分布及び磁界結合状態等は大きく異なる。しかし、いずれの場合も、送電部１９で発生した交流磁界Ｍにより受電部２９で誘導起電力が生じるため、無線で電力伝送できる。

なお、インダクタンス素子は、１つである必要はなく、図９Ｇに示したように、複数のインダクタンス素子からなっていても良い。また、複数のインダクタンス素子は、チャンネル長手方向に配設されている場合だけでなく、チャンネル周方向に配設されていても良い。

受電部２９の処置具２０によってインダクタンス素子の発生する磁界Ｍの指向性が、複数パターンあるような場合であっても、送電部１９が複数のインダクタンス素子を配設する構成とし、当該処置具２０に適切なインダクタンス素子を駆動することにより処置具２０に無線で電力を供給できる。

以上の説明のように、送電部１９のインダクタンス素子及び受電部２９のインダクタンス素子は、近接したときに、少しでも誘導結合する場合には、結合係数が小さかったとしても、送電部１９又は受電部２９を含む共振回路のＱ値を高くすることによって電力の無線伝送が可能である。なお、受電部２９のインダクタンス素子の構成は送電部１９のインダクタンス素子の構成と同じでもよいし、異なっていてもよい。

＜変形例４＞ 中継構造
図１０及び図１１に示すように、内視鏡システム１Ｃの処置具２０Ｃは、受電部２９Ｃが、中継コイル群を有する。すなわち、受電部２９Ｃは、処置部２２と接続された受電コイル２８ＣＡに加えて、それぞれが他のコイルと電気的に接続されていない複数の中継コイル部２８ＣＢ、２８ＣＣからなる中継コイル群を有する。なお、中継コイル部の数は、１個でもよいし、３個以上でもよい。

中継コイル部２８ＣＢ、２８ＣＣは、インダクタンス素子（コイル）と直列接続されたキャパシタンス素子とからなる。キャパシタンス素子はインダクタンス素子のインピーダンス成分を打ち消すだけの容量を有する。

電源３０が出力した交流電力により、送電部１９の送電コイル１８が交流磁界Ｍを発生する。交流磁界Ｍは、送電コイル１８と強く結合している中継コイル部２８ＣＣに誘導起電力を発生させる。すると、負荷が接続されていない受電部である中継コイル部２８ＣＣは、送電部として機能し交流磁界Ｍを発生する。このため、隣接する中継コイル部２８ＣＢに誘導起電力が発生する。同様に中継コイル部２８ＣＢを介して受電コイル２８ＣＡに誘導起電力が発生し、処置部２２に電力が供給される。

例えば、すでに説明したように、チャンネル長Ｄの異なる複数の内視鏡と、１個の受電コイル２８を有する処置具２０と、を具備する内視鏡システムでは、それぞれの内視鏡の送電コイル１８を開口１４Ｂから所定の距離Ｄ１の位置に配設する必要があった。

これに対して、処置具２０Ｃは、受電コイル２８ＣＡ及び中継コイル部２８ＣＢ、２８ＣＣのうち、少なくともいずれかが、送電コイル１８の内部に挿入され強く結合していれば効率的な無線給電ができる。

また、受電コイル２８ＣＡの可撓性が低い場合に、非可撓性部である先端部１１Ａ内のチャンネル１４に受電コイル２８ＣＡを配設しておき、可撓性の高い中継コイルを軟性部１１Ｃ内に配設しておくことで、挿入部１１の柔軟性を確保できる。また、このように中継コイルを軟性部１１Ｃ内に配設することで、長い受電コイル２８ＣＡを用いる場合よりも、挿入部１１の柔軟性を確保できる。なお、可撓性が低い中継コイルであっても、長さが短ければ、挿入部１１の柔軟性を確保できる。

なお、図１０等では、受電コイル２８ＣＡ及び中継コイル部２８ＣＢ、２８ＣＣの中心線が１本の直線上に配設されているように図示しているが、もちろん、これらのコイルの中心線は同軸であれば曲線上に配設されていてもよい。

以上の説明のように、内視鏡システム１Ｃでは、処置具２０の受電部２９は、交流磁界Ｍを中継する中継部（中継コイル部）が長手方向に連設されており、中継部と受電部２９の受電コイル２８ＣＡとは有線接続されていない。なお、送電部１９の送電コイル１８も中継コイル群を介して交流磁界Ｍを中継していてもよい。

なお、中継コイル部に替えて、それぞれが導線で接続されている複数のコイルを有するコイル群により、送電コイル、受電コイルが構成されていても内視鏡システム１Ｃと同様の効果を有することは言うまでも無い。

＜変形例５＞ 遮蔽部材
すでに説明したように内視鏡システム１では、送電部１９が内視鏡１０の内部に配設されているため、発生する電磁界Ｍは内視鏡１０の外部に漏洩しにくい。更に漏洩電磁界を防止するためには、図１２に示すように、電磁界Ｍを遮蔽する遮蔽部材１８Ｓを配設した内視鏡１０Ｄを有する内視鏡システム１Ｄが好ましい。遮蔽部材１８Ｓは、第１コイル１８の外周の少なくとも一部を覆うように配設されていればよいが、外周を完全に覆うように配設することが好ましい。

遮蔽部材１８Ｓとしては、導電性材料、例えば金、銀、銅、アルミ、若しくはステンレスなどの金属、ハイドープ半導体、又は、導電性樹脂等を用いる。なお、遮蔽部材として、パーマロイ等の軟磁性材料などを用いることで遮蔽だけでなく、磁力線の経路を制御する磁気ヨークとしての効果や、それによりコイル同士の結合係数を大きくする効果を得ることもできる。ここで、遮蔽部材１８Ｓは、グラウンドに接続（接地接続）していても良い。

また、遮蔽部材１８Ｓとして、導体材料と磁性材料とを積層して用いることも好ましく、この場合には、導体材料を磁性材料の外側に配設することで、磁性材料の磁気ヨーク効果により磁界Ｍの広がりが小さくなるため、導体材料の内部に進入する磁界Ｍが減少し渦損が小さく、伝送効率の低下を防止できる。

以上の説明のように、内視鏡システム１Ｄでは、チャンネル１４が送電部１９を覆う遮蔽部材１８Ｓで覆われている。そして、遮蔽部材１８は、導体又は磁性体の少なくともいずれかである。又は、遮蔽部材１８Ｓが、導体及び磁性体からなる場合には、導体が磁性体よりも外周に配設されていることが好ましい。

なお、処置具２０の第２コイル２９の内部に軟磁性材料からなる磁気コアを挿入してもよい。

＜変形例６＞ 処置具
内視鏡システム１の内視鏡１０のチャンネル１４に挿通されるデバイスとしては、受電部２９が受電した電力により動作する負荷部を有する各種のバイポーラ処置具を用いることができる。すなわち例えば、高周波切開鉗子、高周波止血鉗子、ホットバイオプシー鉗子、高周波凝固処置具、プラズマ用交流発生処置具、発熱処置具、冷却処置具、振動処置具、又は放射処置具などを処置具２０として用いることができる。

更に、前記デバイスは、高周波電力を生体組織ＬＴに印加して処置を行う処置具に限られるものではなく、各種の電気駆動式の処置具であってもよい。例えば、超音波振動を利用して生体組織を切開したり凝固したりする超音波処置具、超音波振動を利用して生体組織を粉砕して吸引する超音波吸引処置具、ドリル等の回転力を利用して生体組織を粉砕する切除処置具や、鉗子先端を電動で動かす機能のあるアクチュエータ付き処置具等にも用いることができる。

また、チャンネル１４に挿通されるが、開口１４Ｂから先端部２１Ａが突出しないプローブ等のデバイスであっても、処置具２０と同様に無線伝送された電力を負荷部に出力できる。すなわち、本発明においてデバイスとは、チャンネル１４に挿通されるが、開口１４Ｂから先端部２１Ａが突出しないプローブ等も含む。

例えば、内視鏡の挿入形状を検出する内視鏡形状検出装置の複数の磁気発生素子を有するプローブも、本発明のデバイスである。無線伝送により受電された電力は負荷部である磁気発生素子に出力される。

また、図１３に示すように、内視鏡システム１Ｅの、先端部にＬＥＤ素子２２Ｅが配設された補助照明プローブ２０Ｅも、開口１４Ｂから先端部２１Ａが突出しない状態で使用される。受電した電力は負荷部であるＬＥＤ素子２２Ｅに出力される。

なお、図１３に示すように、開口１４Ｂから先端部２１Ａが突出しない補助照明プローブ２０Ｅでも、動作位置までチャンネル１４に挿入された状態、言い換えれば、電力供給が必要な挿入状態において、送電部１９が発生した交流磁界Ｍを最も効率良く受電する位置に受電部２９が配設される。

補助照明プローブ２０Ｅを用いると、例えば特殊光観察機能を搭載していない内視鏡であっても、必要に応じて、補助照明プローブ２０Ｅが発生する、患部に適した波長の特殊光を照射して、より効果的な観察ができる。

なお、必要な電力が異なる複数の処置具を具備する内視鏡システムでは、それぞれの処置具の負荷に応じて電源３０の出力を適切に調整する必要があり、操作が煩雑である。このため、内視鏡システムは、負荷に応じた受電効率の処置具を有することが好ましい。

例えば、必要電力が１Ｗの処置具の受電効率は、必要電力が１００Ｗの処置具の受電効率の１／１００となるように、例えば第２のコイル２８の巻数が少なく設定されている。

言い換えれば、複数の処置具を具備する内視鏡システムでは、処置に必要な電力が小さい処置具では、送電部１９と受電部２９との間の電力伝送効率を低下させている。

それぞれが負荷に応じて設定された受電効率の受電部を有する複数の処置具を具備する内視鏡システムは、処置具２０に応じて電源３０の出力を調整する必要がないため操作性が高い。

＜変形例７＞電力変換
内視鏡システム１等では受電部２９が受電した高周波交流電力を、そのまま処置部２２の処置に用いていた。すなわち、処置に用いる電力は、電源３０が出力する高周波電力と同じ、例えば、１３．５６ＭＨｚの正弦波交流電力であった。

これに対して内視鏡システム１Ｆの処置具２０Ｆは、図１４に示すように、受電部２９が受電した高周波電力を変換して処置部２２に出力する電力変換部２５を有する。電力変換部２５は、受電部２９が受電した電力を、処置部２２の処置に適した仕様の電力に変換する。更に、図には示していないが、受電部２９が受電した高周波電力を直接、処置部２２に出力するか、電力変換部２５に出力するかを切り替えるスイッチである出力切替部を有しても良い。

電力変換部２５は、例えば正弦波の高周波交流電力を、直流電力、パルス波形電力、減衰波形電力、又は矩形波電力等に、振幅変調したり周波数変調したりする。

以上の説明のように、内視鏡システム１Ｆの処置具２０Ｆは、受電部２９が受電した電力の波形等を、処置部が印加する電力の波形等に変換する電力変換部２５を有する。更に、処置具２０Ｆは、受電部２９が受電した電力をそのまま、又は電力変換部２５が変換した電力、のいずれかを、処置部２０に印加するための出力切替部を有する

受電部２９が受電した電力を、処置に適した電力に変換して処置部２２に出力する内視鏡システム１Ｆは、より適切な処置ができる。

＜第２実施形態＞
次に第２実施形態の内視鏡システム１Ｇについて説明する。内視鏡システム１Ｇは、すでに説明した内視鏡システム１〜１Ｆと類似しているので、同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。

図１５に示すように、内視鏡システム１Ｇの処置具２０Ｇは、受電した交流電力を直流電力に変換する電力変換部２５Ｇと、電力変換部２５Ｇが出力する電力を蓄える蓄電部４０と、蓄電部４０の蓄電状態を告知する告知部４１と、蓄電部４０が出力する直流電力を処置部２２の仕様に応じた電力に変換する駆動部４２と、を具備する。

蓄電部４０としては、リチウムイオン二次電池等のバッテリに限られるものではない。例えば、電気二重層コンデンサは、蓄電可能容量は二次電池よりも小さいが、急速充放電が可能なこと、充放電による劣化が少ないこと、から蓄電部４０として特に好ましく用いることができる。また、蓄電部４０が、二次電池と電気二重層コンデンサとから構成されていてもよい。

告知部４１は、例えばＬＥＤからなる表示部であり、蓄電部４０の蓄電量（充電残量）を表示する。例えば、表示部は、蓄電量が十分で長時間の処置可能なときには、緑色に発光し、蓄電量がやや少ないときは黄色に発光し、蓄電量が少なく処置不可能なときには赤色に発光する。また、告知部４１は処置により放電された蓄電部４０が、受電された電力を蓄電することで処置可能な蓄電量になったときに、音、光、又は振動等により術者に告知してもよい。

内視鏡システム１Ｇは、内視鏡システム１等が有する効果を有し、更に、受電部２９が電力を受電できない状態でも処置を行うことができる。なお、１次電池を具備する内視鏡システムでも上記効果を得ることはできるが、電池交換の必要のない蓄電部４０を有することが、より好ましい。

更に、処置部２２が電力を用いる時間は短時間でかつ間欠的である。このため、処置具２０Ｇは、受電部２９が小電力しか受電できなくても、処置と処置との間に、蓄電部４０を充電できる。

また、受電した電力を直接、処置に用いる処置具では処置に必要な電力量が大きいときには、送電部１９が発生する磁界強度を強くする必要がある。しかし、送電部１９が発生できる磁界強度、すなわち、処置部２２に直接供給できる電力には限界がある。

処置具２０Ｇは、蓄電部４０が蓄えた電力を処置に用いるため、処置部２２が必要な電力が、受電部２９が受電する電力を超えていても問題はなく、かつ、強い磁界発生が不要であるにも係わらず、大電力処置が可能である。すなわち、瞬間的に大電力が必要なときにも、送電部１９が強い磁界Ｍを発生する必要がない。このため、漏洩電磁界が周囲の機器等に悪影響を及ぼすおそれがない。

すなわち、内視鏡システム１Ｇは、電源３０が出力する高周波電力が小さくてすむため、送電部１９からの電磁界漏洩が少なく、発熱等の問題も発生しにくい。

もちろん、内視鏡システム１Ｇにおいても、処置に必要な電力が小さいときには、受電部２９が受電した電力を、そのまま処置に用いても良い。

ここで、上述した実施形態及び変形例等を組み合わせた内視鏡システムは、それぞれの内視鏡システムの効果を併せ持つ。

例えば、一実施形態の内視鏡システムは、撮像部が配設された先端部を含む可撓性の挿入部と、前記挿入部の基端部側に配設された操作部と、前記挿入部を挿通するチャンネルと、を有する軟性内視鏡と、高周波電力を出力する電源と、前記操作部の挿入口から挿入され前記チャンネルを介して前記先端部の開口から、前記高周波電力を被処置部に通電する一対のブレードを含む処置部が突出する処置具と、を具備する内視鏡システムであって、前記内視鏡が、前記電源から入力される前記高周波電力により交流磁界を発生する、前記チャンネルの外周に巻回された、電磁界を遮蔽する遮蔽部材で覆われた、第１のソレノイドコイルを含み、前記高周波電力の周波数と同じ共振周波数の第１の共振回路を構成する送電部を有し、前記処置具が、前記開口から前記処置部が突出した状態において、前記第１のソレノイドコイルを貫通する第２のソレノイドコイルを含み、前記第１の共振回路と同じ共振周波数の第２の共振回路を構成する受電部と、前記受電部が受電する電力を蓄え、前記受電部が受電する前記電力よりも大きい電力を前記処置部に出力する蓄電部と、前記蓄電部の蓄電状態を告知する告知部と、を有する。

本発明は、上述した実施形態及び変形例等に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更、組み合わせ、及び応用が可能である。

１〜１Ｇ・・・内視鏡システム、１０・・・内視鏡、１１・・・挿入部、１２・・・操作部、１３・・・ユニバーサルコード、１４・・・チャンネル、１５・・・撮像部、１６・・・インダクタンス素子、１７・・・キャパシタンス素子、１８・・・ソレノイドコイル、１９・・・送電部、２０・・・処置具、２２・・・処置部、２５・・・電力変換部、２６・・・インダクタンス素子、２７・・・キャパシタンス素子、２８・・・ソレノイドコイル、２９・・・受電部、３０・・・電源、３１・・・スイッチ、３２・・・プロセッサ、３３・・・モニタ、４０・・・蓄電部、４１・・・告知部、４２・・・駆動部

Claims (11)

1. 撮像部が配設された先端部を含む可撓性の挿入部と、前記挿入部の基端部側に配設された操作部と、前記挿入部を挿通する可撓性のチャンネルと、を有する軟性内視鏡と、
   高周波電力を出力する電源と、
   前記操作部の挿入口から挿入され前記チャンネルを介して前記先端部の開口から、前記高周波電力を被処置部に通電する一対のブレードを含む処置部が突出する処置具と、
   を具備する内視鏡システムであって、
   前記内視鏡が、
   前記電源から入力される前記高周波電力により交流磁界を発生する、前記チャンネルの外周に巻回された、電磁界を遮蔽する遮蔽部材で覆われた第１のソレノイドコイルを含み、前記高周波電力の周波数と同じ共振周波数の第１の共振回路を構成する送電部を有し、
   前記処置具が、
   前記開口から前記処置部が突出した状態において、前記第１のソレノイドコイルを貫通する第２のソレノイドコイルを含み、前記第１の共振回路と同じ共振周波数の第２の共振回路を構成する受電部と、を有することを特徴とする内視鏡システム。
2. 撮像部が配設された先端部を含む可撓性の挿入部と、前記挿入部の基端部側に配設された操作部と、前記挿入部を挿通する可撓性のチャンネルと、を有する軟性内視鏡と、
   前記操作部の挿入口から挿入され前記チャンネルを挿通するデバイスと、
   高周波電力を出力する電源と、を具備する内視鏡システムであって、
   前記内視鏡が、前記電源から入力される前記高周波電力により前記チャンネルに印加する交流磁界を発生する送電部を有し、
   前記デバイスが、前記送電部が発生する前記交流磁界を介して電力を受電する受電部を有し、前記受電部が受電した電力が負荷部に出力されることを特徴とする内視鏡システム。
3. 前記送電部及び前記受電部が、それぞれ、前記高周波電力の周波数と同じ共振周波数の共振回路を構成していることを特徴とする請求項２に記載の内視鏡システム。
4. 前記送電部が、前記チャンネルの外周に巻回された、前記交流磁界を発生する第１のコイルを含み、
   前記受電部が、前記デバイスの長手方向に巻回された前記交流磁界を受電する第２のコイルを含むことを特徴とする請求項２に記載の内視鏡システム。
5. 前記デバイスが動作位置まで前記チャンネルに挿入された状態において、前記送電部の長手方向の全長を貫通する位置に前記受電部が配設されていることを特徴とする請求項４に記載の内視鏡システム。
6. 前記デバイスが、前記高周波電力を前記被処置部に通電する一対のブレードを含む処置部を先端部に有する処置具であることを特徴とする請求項２に記載の内視鏡システム。
7. 前記デバイスが、前記受電部が受電する電力を処置に用いる電力に変換する電力変換部を有することを特徴とする請求項２又は請求項３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
8. 前記デバイスが、前記受電部が受電する電力を蓄え、前記処置部に出力する蓄電部を有することを特徴とする請求項２又は請求項３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
9. 前記デバイスが、前記蓄電部の蓄電状態を告知する告知部を有することを特徴とする請求項８に記載の内視鏡システム。
10. 前記受電部が受電する電力よりも、前記蓄電部が出力する電力が大きいことを特徴とする請求項８に記載の内視鏡システム。
11. 前記第２のソレノイドコイルが、前記デバイスの可撓性の挿入部の形状保持用のスパイラルコイルの一部からなることを特徴とする請求項２に記載の内視鏡システム。

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