JP2016002201A - 医療器具 - Google Patents

Abstract

【課題】交流磁界を介して効率良く電力を無線受電する細径の処置具３０を提供する。
【解決手段】ソレノイド型の受電コイル３１を含み外面が絶縁層３８で覆われた硬性の挿入管３９と、挿入管３９の先端に配設された受電コイル３１が受電した電力により駆動される処置部３７と、を有し、ピッチ巻きの平線からなる受電コイル３１の外面が絶縁層３９により覆われている。
【選択図】図２

Description

本発明は、挿入補助具の挿入孔に挿入されると交流磁界を受電して、受電した電力により生体内の組織の処置を行う医療器具に関する。

処置具等の医療器具を被検体の体内に挿入するための挿入補助具であるトロッカーは、先端に鋭利な穿刺針のある内針と一体的に組み合わせた状態で、内針が患者の体壁に穿刺され腹腔内に挿入される。腹腔内に挿入後、内針が抜去されたトロッカーは体壁に留置され、腹腔内で生体組織の処置を行う処置具の案内管として使用される。

トロッカーの挿入孔を介して体内に挿入される処置具には処置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とがある。このケーブルは、術者が手術するときの操作性を低下させるおそれがあった。

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交流磁界を発生して、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ワイヤレスで供給する手術システムが開示されている。

上記従来の処置具では、細長い挿入管の外装チューブの中に鉄のような強磁性体材料からなる封止チューブを挿入し、さらに封止チューブの中に、送電コイルを配置している。送電コイルは絶縁体で被覆された丸線を密巻きしたソレノイド型である。

しかし、患者への侵襲を低減するために、例えば挿入管の外径が５ｍｍと細径化された処置具では、挿入管の内部に配置可能な受電コイル径が小さくなるため、共振動作する受電コイルのＱ値が低下したり、送電コイルと受電コイルとの磁気的な結合の低下が生じたりして、電力伝送効率が低下するおそれがあった。

米国特許第６３７１９６７号明細書

本発明の実施形態は、交流磁界を介して効率良く電力を無線受電する細径の医療器具を提供することを目的とする。

本発明の一態様の医療器具は、ソレノイド型の受電コイルを含み外面が絶縁層で覆われた硬性の挿入管と、前記挿入管の先端に配設された前記受電コイルが受電した電力により駆動される処置部と、を有し、ピッチ巻きの平線からなる前記受電コイルの外面が前記絶縁層により覆われている。

本発明の実施形態によれば、交流磁界を介して効率良く電力を無線受電する細径の医療器具を提供できる。

実施形態の医療器具を含む内視鏡システムの使用状態を説明するための模式図である。 実施形態の医療器具の部分透過側面図である。 実施形態の医療器具を含む内視鏡システムの構成図である。 実施形態の医療器具の受電コイルの斜視図である。 実施形態の医療器具の挿入管の長軸方向の断面図である。 実施形態の医療器具の挿入管の図５のＶＩ−Ｖｉ線に沿った断面図である。 変形例１の医療器具の挿入管の断面図である。 変形例２の医療器具の挿入管の断面図である。 変形例３の医療器具の挿入管の断面図である。 変形例４の医療器具の挿入管の断面図である。 変形例５の医療器具の受電コイルの斜視図である。

＜実施形態＞
図１から図６を用いて実施形態の医療器具である処置具３０について説明する。なお、以下の説明において、実施形態に基づく図面は、模式的なものであり、構成要素の厚みと幅との関係（寸法関係）、夫々の部分の厚みの比率などは実際のものとは異なることに留意すべきであり、複数の図面の間においても、寸法関係や比率が異なる部分が含まれている場合がある。

図１に示すように、処置具３０は、トロッカー１０と、電源ユニット２０とともに、手術システム１を構成している。なお、手術システム１では、内視鏡等も別のトロッカーを介して体内に挿入されるが、説明等は省略する。

図１に示すように、手術用の処置具３０の細長い挿入管３９は、被検体９の体壁に穿刺されたトロッカー１０の挿入孔１０Ｈを介して被検体９の体内９Ａに挿入される。

図２に示すように、高周波処置具である処置具３０は、操作部３６と、被検体９の体内に挿入される外面が絶縁層３８で覆われた細長い挿入管３９と、挿入管３９の先端に配設された処置部３７とを有する。手術システム１では、処置部３７には、トロッカー１０から処置に用いる電力がワイヤレス送電される。このため、処置具３０には電力供給のためのケーブルが接続されていない。

トロッカー１０の挿入孔１０Ｈの外周部にはソレノイド型の送電コイル１１Ａが巻回されている。送電コイル１１Ａは電源ユニット２０から駆動信号が供給されると、交流磁界を発生する。

一方、処置具３０の挿入管３９の内部には細長いソレノイド型の受電コイル３１が配設されている。挿入管３９がトロッカー１０の挿入孔１０Ｈに挿入されると、受電コイル３１は送電コイル１１と電磁結合して送電コイル１１が発生した交流磁界を介してワイヤレスで電力を受電できる。

被検体９の体内９Ａで処置を行う処置部３７は、開閉可能な１対のジョー３７Ａ、３７Ｂとからなる。例えば、術者が操作部３６のハンドル３６Ａを握りしめると、ジョー３７Ａ、３７Ｂは閉状態となり、ハンドル３６Ａを開放すると、ジョー３７Ａ、３７Ｂは開状態となる。

ジョー３７Ａ、３７Ｂの間に処置する組織を挟持した状態で、術者がスイッチ２９をＯＮすると、図示しないＣＰＵ等からなる制御部により制御により送電コイル１１Ａが所定の交流磁界を発生し、受電コイル３１Ａが交流磁界を介して受電した電力により、ジョー３７Ａ、３７Ｂに高周波電流が印加され、切開または止血等の処置が行われる。

図３に手術システム１の構成を示す。電源ユニット２０は、例えば、周波数が１００ｋＨｚ以上１００ＭＨｚ以下の高周波電力（駆動信号）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、波形は汎用電源が使用できるため、正弦波が好ましい。

送電部１１Ａは、挿入孔１０Ｈの外周部に巻回されたソレノイド型の送電コイル１１と送電コンデンサ１５とを含む。送電コイル１１の長さは、例えば１０ｍｍから５０ｍｍである。

送電部１１Ａの送電コイル１１と送電コンデンサ１５とは直列接続されており、所定の共振周波数ＦＲ１の交流磁界を発生する送電側ＬＣ直列共振回路を構成している。電源ユニット２０は共振周波数ＦＲ１の交流電力を出力する。送電回路２２には電源２１と共振回路とのインピーダンスマッチングを行うインピーダンスマッチング回路（不図示）が含まれる。なお、送電コンデンサ１５に替えて送電コイル１１の浮遊容量を利用する構成としてもよい。

なお、図３に示した手術システム１では、送電コンデンサ１５はトロッカー１０に配設されており、送電回路２２は電源ユニット２０に配設されているが、送電コンデンサ１５および送電回路２２は、トロッカー１０に配設されていてもよいし、電源ユニット２０に配設されていてもよい。

処置具３０は、受電部３１Ａと、受電回路３４と、駆動回路３５と、処置部３７と、を有する。受電部３１Ａは、トロッカー１０の送電部１１Ａの送電コイル１１と誘導結合し、交流磁界を介して電力を無線受電する受電コイル３１を含む。

受電コイル３１は、細長い円筒状の挿入管３９の長軸方向に沿って配置された細長いソレノイド型のコイルであって、その中心軸は、挿入管中心軸と略一致している。受電コイル３１は、処置中に、その一部が、送電コイル１１の内部に挿入されているように、例えば、長さが１００ｍｍ以上２００ｍｍ以下が好ましく、挿入管３９の例えば３００ｍｍの全長にわたって配設される長さであってもよい。すなわち、受電コイル３１の長さは、送電コイル１１の長さよりも長いことが好ましい。これにより処置具３０が処置中に挿入孔１０Ｈの内部で前後に移動しても受電コイル３１により受電を行うことができる。

受電コイル３１には、受電コンデンサ３３が直列接続されており、所定の共振周波数ＦＲ２の交流磁界を効率良く受電する受電側ＬＣ直列共振回路を構成している。受電側ＬＣ直列共振回路の共振周波数ＦＲ２は、送電側ＬＣ直列共振回路の共振周波数ＦＲ１と略同じであり、手術システム１では、磁界共鳴現象により、効率的に電力の無線送受電が行われる。なお、すでに説明したように、共振周波数ＦＲ１、ＦＲ２は、例えば、１００ｋＨｚ〜２０ＭＨｚの範囲で適宜、選択可能である。

なお、受電コンデンサ３３に替えて受電コイル３１の浮遊容量を利用する構成としてもよい。すなわち、受電コンデンサ３３は必須の構成要素ではなく、受電部３１Ａが受電コイル３１だけで構成されていてもよい。

受電回路３４は、例えば、受電コイル３１が受電した交流信号を整流し直流信号に変換し、平滑化し、更にＤＣ／ＤＣコンバータにより駆動回路３５に供給する電圧に調整する。受電回路３４には駆動回路３５と共振回路とのインピーダンスマッチングを行うためのインピーダンスマッチング回路（不図示）が含まれる。駆動回路３５は受電回路３４からの電力を、処置部３７の駆動に適した電力に変換して出力する。例えば、高周波処置具の処置部３７には、駆動回路３５から、切開、凝固等の処置に用いられる周波数３５０ｋＨｚ、電圧数１００Ｖｐｐの駆動信号が供給される。

なお、以上の説明では送電回路２２および受電回路３４が共振回路を構成しているが、共振コンデンサおよび共振動作は必須の構成ではない。

そして、図４から図６に示すように、処置具３０では、受電コイル３１は、ピッチ巻きの平線からなる。ここで、平線とは断面が矩形の導電体からなる素線である。またピッチ巻きとは、図４に示すように、隣接する素線（巻き）の間が接触していないコイル構造で、接触している密着巻きと対比をなす巻き構造である。受電コイル３１の素線の材料としては、ステンレス、銅、ニッケル、または銅合金等の導電性材料を用いる。

そして、受電コイル３１の巻きの間には、硬質絶縁材料３２が充填されている。硬質絶縁材料３２としては、ＰＥＥＫ（ポリエーテルエーテルケトン）もしくはＡＢＳ（アクリロニトリル−ブタジエン −スチレン）等の樹脂、または、セラミック等の、例えば、ヤング率が７×１０^８Ｐａ以上の材料が用いられる。巻きの間に硬質絶縁材料３２が充填されているため、受電コイル３１は、細長いソレノイド型であるが、可撓性がなく硬質である。

例えば、平線の厚さ３１Ｔは、０．５ｍｍ〜１ｍｍであり、幅３１Ｗは、１ｍｍ〜１０ｍｍであり、硬質絶縁材料３２の幅３２Ｄ（巻きの間隔）は、０．０５ｍｍ〜２ｍｍである。

そして、受電コイル３１の外面を覆う絶縁層３８が、挿入管３９の外面を構成している。言い替えれば、挿入管３９の外面を構成している絶縁層３８の直下が受電コイル３１の外面であり、両者の間に金属からなる封止チューブ等は存在せず、受電コイル３１が従来は金属からなる封止チューブ等で構成される挿入管本体の一部を形成している。このように受電コイルを平線と硬質絶縁材料とを組み合わせて構成することによって、挿入管３９を曲がりにくくすること、すなわち硬性を保つことができる。

絶縁層３８は、ポリイミド、ポリエチレンまたはポリウレタンなどの絶縁性樹脂からなる、例えば、厚さ３８Ｔが、０．０５ｍｍ〜０．５ｍｍの薄膜である。なお、絶縁層３８は複数の絶縁層が積層された構成でもよい。

図５に示すように、処置具３０では、挿入管３９の外径３９φは、ほぼ受電コイルの外径３１φとなり、従来の鉄やステンレス等の金属からなる封止チューブの内部に受電コイルを配置する処置具と比べて受電コイル３１の外径３１φが大きい。すなわち、「外径３１φ＝外径３９φ―絶縁層厚さ３８Ｔ×２」であり、すでに説明したように絶縁層３８は厚さ３８Ｔが薄い薄膜である。このため、外径３９φが細径の処置具であっても、受電コイル３１の外径３１φを大きくすることが容易である。なお、図５等においては、受電コイル３１の内部３０Ｈの構成を図示していない

このため、処置具３０は細径であるが、交流磁界を介して効率良く電力を無線受電できる。

また、受電コイル３１の外側に金属の封止チューブが無いため、送電コイル１１で発生した交流磁界と受電コイル３１の結合が妨げられず効率良く電力を無線受電することができる。

図６に示すように、挿入管３９の内部３０Ｈには、１対のジョー３７Ａ、３７Ｂを開閉操作するワイヤ３７Ｘ、および、処置部３７に駆動電力を供給する導電線３７Ｙ等が配設され、封止樹脂３７Ｚで充填されている。処置具３０では、受電コイル３１の内径は、「外径３９φ―絶縁層厚さ３８Ｔ×２−平線の厚さ３１Ｔ×２」と大きい。このため、受電コイル３１の内部３０Ｈに必要な部材を挿通することが容易である。

処置具３０としては、受電部３１Ａが受電した電力により動作する処置部３７を有する各種の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、または放射処置具などを処置具３０Ａとして用いることができる。

更に、高周波電力を生体組織に印加して処置を行う処置具に限られるものではなく、処置部３７に相当する負荷部を有する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。

また処置部３７は、いわゆる処置具に限られるものではなく、電力により駆動される電気的駆動部を有する各種の医療器具、例えば、電気的駆動部として、ＣＣＤなどの撮像素子とＬＥＤなどの照明装置にも適用可能であり、硬性内視鏡なども本発明の医療器具として好ましく用いることができる。

＜実施形態の変形例＞
次に実施形態の変形例の処置具３０Ａ〜３０Ｅについて説明する。変形例の処置具３０Ａ〜３０Ｅは、すでに説明した処置具３０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。

なお、変形例の処置具３０Ａ〜３０Ｅは、いずれも、処置具３０の効果を有し、更に、それぞれが独特の効果を有する。

＜変形例１＞
図７に示す変形例１の処置具３０Ａでは、挿入管３９Ａの受電コイル３１の外面を覆う絶縁層と、受電コイル３１の巻きの間に充填されている硬質絶縁材料とが、一体の硬質絶縁材料３８Ａからなる。

例えば、形状保持用の円柱状治具が内部３０Ｈに挿入された受電コイル３１が、ポリオレフィン、ポリ塩化ビニルまたはポリフッ化ビニリデン等からなる熱収縮チューブに挿通される。熱収縮チューブは加熱されると径方向に収縮する。このため、熱収縮チューブは受電コイル３１の外面を覆うだけで無く、巻きの間にも入り込む。円柱状治具を抜去することで、受電コイル３１の巻きの間に充填された硬質絶縁材料と一体の絶縁層からなる熱収縮チューブが受電コイル３１の外面に配設される。

または、例えば、硬質絶縁材料と密着性の悪い樹脂、例えばフッ素樹脂等からなる円柱状治具が挿入された受電コイル３１の外面および巻きの間に、硬質絶縁樹脂を塗布し硬化した後に、円柱状治具を抜去することで、硬質絶縁材料と一体の絶縁層が受電コイル３１の外面に配設される。

処置具３０Ａは、処置具３０よりも製造が容易である。

＜変形例２＞
図８Ａに示す変形例２の処置具３０Ｂでは、挿入管３９Ｂの受電コイル３１Ｂの平線の外面側の断面が凹凸形状である。前記断面が直線からなる矩形の受電コイル３１と比べて、受電コイル３１Ｂは、断面周囲長が増加している。

高周波の電流（駆動信号）は、表皮効果により受電コイル３１の平線の表面近傍だけを流れる。すなわち、周波数ｆの電流が流れるとき、表面電流の１／ｅ （≒０．３７）になる表皮深さｄは、以下の（式１）で示される。

ｄ＝√（２／（ωμσ）） （式１）
σ：導電率
ω：電流の角周波数（２πｆ）
μ：絶対透磁率

処置具３０Ｂは、受電コイル３１Ｂが受電コイル３１よりも断面周囲長が増加しているため、電流の流れる断面積が広く、交流抵抗が減少しているため損失が少ない。

このため、処置具３０Ｂは、処置具３０よりも、さらに効率良く電力を無線受電できる。

＜変形例３＞
図８Ｂに示す変形例３の処置具３０Ｃでは、挿入管３９Ｃの受電コイル３１Ｃは、平線の表面が、母材３１Ｃ１よりも導電率の高い材料からなる導電膜３１Ｃ２で覆われている。

例えば、受電コイル３１Ｃは、ステンレスからなる母材３１Ｃ１の表面が、銅を主成分とする導電膜３１Ｃ２で覆われていることが好ましい。母材３１Ｃ１であるステンレスは機械的強度が高いため、受電コイル３１Ｃは作製が容易である。しかし、ステンレスは導電率σが、１．３９×１０^６Ｓ／ｍと高くは無い。これに対して銅は、導電率σが、５．８×１０^７Ｓ／ｍと高い。そして、表皮効果により高周波の駆動信号は、導電膜３１Ｃ２を流れるため、受電コイル３１Ｃは交流抵抗が低い。

例えば、駆動信号周波数ｆが１３．５６ＭＨｚの場合、銅からなる導電膜３１Ｃ２の厚さは、表皮深さｄである１８μｍ以上であればよい。導電膜３１Ｃ２は、例えば、銅めっき法により成膜することができる。

処置具３０Ｃは、受電コイル３１Ｃの機械的強度を損なうこと無く、処置具３０よりも、さらに効率良く電力を無線受電できる。

＜変形例４＞
図８Ｃに示す変形例４の処置具３０Ｄでは、挿入管３９Ｄの受電コイル３１Ｄは、平線が中空部３１Ｈを有する。

高周波駆動信号は表皮効果により導体表面を流れるため、平線の内部が中空であっても受電コイル３１Ｄの交流抵抗は増加せず受電コイルのＱ値等は低下しない。

そして、中空部３１Ｈのある素線からなる受電コイル３１Ｄは受電コイル３１よりも軽量である。このため、処置具３０Ｄは、処置具３０よりも軽量である。

＜変形例５＞
変形例５の処置具３０Ｅでは、図９に示すように、受電コイル３１の端部から円筒部材３１Ｘが延設されている。円筒部材３１Ｘの外径は、受電コイル３１の外径と同じである。円筒部材３１Ｘは、受電コイル３１と一体で、同じ材料、例えば、銅めっきされたステンレスからなる。

そして、長軸方向にスリット３１Ｓが形成されている円筒部材３１Ｘの外面は、受電コイル３１と同じように絶縁層（不図示）により覆われている。無線による電力伝送の際には、送電コイルで発生した交流磁界は受電コイルだけでなく円筒部材中空部も通過する。この際、円筒部材は受電コイルと一体で同じ導電材料であるため、円筒部材３１Xの周方向に渦電流が流れようとする。しかし円筒部材３１Xはその周方向の一部にスリット３１Sが形成されているため周方向に流れる渦電流が抑制され、渦電流による不要な損失が抑えられる。

なお、スリット３１Ｓの内部に受電コイル３１の巻きの間に充填されている硬質絶縁材料が充填されていてもよい。また、絶縁層と硬質絶縁材料とが、一体の同一材料で構成されていてもよい。

また、受電コイル３１の一方の端部にのみ円筒部材３１Ｘが延設されていてもよいし、両端部に円筒部材３１Ｘが延設されていてもよい。

挿入管３９の全長に対して受電コイル３１の長さが短い場合であっても、受電コイル３１と一体の円筒部材３１Ｘを有する処置具３０Ｅは製造が容易であり、かつ、渦電流発生が抑制されているため、効率良く電力を無線受電できる。

本発明は、上述した実施形態およ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、および応用が可能である。

１・・手術システム
１０・・トロッカー
１０Ｈ・・挿入孔
１１・・送電コイル
１１Ａ・・送電部
１５・・送電コンデンサ
２０・・電源ユニット
２１・・電源
２９・・スイッチ
３０、３０Ａ〜３０Ｅ・・処置具
３１・・受電コイル
３１Ａ・・受電部
３１Ｃ１・・母材
３１Ｃ２・・導電膜
３１Ｈ・・中空部
３１Ｓ・・スリット
３１Ｘ・・円筒部材
３２・・硬質絶縁材料
３３・・受電コンデンサ
３４・・受電回路
３５・・駆動回路
３６・・操作部
３７・・処置部
３８・・絶縁層
３９・・挿入管

Claims (8)

1. 挿入補助具の挿入孔に挿入されると交流磁界を受電する医療器具であって、
   ソレノイド型の受電コイルを含み外面が絶縁層で覆われた硬性の挿入管と、
   前記挿入管に配設され前記受電コイルが受電した電力により駆動される処置部と、を有し、
   ピッチ巻きの平線からなる前記受電コイルの外面が前記絶縁層により覆われていることを特徴とする医療器具。
2. 前記受電コイルの巻きの間に、硬質絶縁材料が充填されていることを特徴とする請求項１に記載の医療器具。
3. 前記受電コイルの前記平線の表面が、母材よりも導電率の高い材料からなる導電膜で覆われていることを特徴とする請求項２に記載の医療器具。
4. ステンレスからなる前記母材の表面が、銅を主成分とする前記導電膜で覆われていることを特徴とする請求項３に記載の医療器具。
5. 前記絶縁層と前記硬質絶縁材料とが、一体の同一材料からなることを特徴とする請求項２に記載の医療器具。
6. 前記受電コイルの前記平線が中空部を有することを特徴とする請求項１に記載の医療器具。
7. 前記受電コイルの端部から延設された長軸方向にスリットのある円筒部材の外面が、前記絶縁層に覆われていることを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の医療器具。
8. 前記挿入補助具がトロッカーであることを特徴とする請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の医療器具。