JP6109308B2 - 内視鏡システム - Google Patents

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。

高周波切開鉗子等のデバイスには、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。しかし、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６１８７００２号明細書及び米国特許第６２０６８７５号明細書には、トロッカーの送電電極から、トロッカーに挿入された容量型コードレス手術器具の受電電極に、容量結合を介して電力を無線給電することが開示されている。

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。

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して前記先端部の開口から、被処置体の被処置部と接触する処置部が突出する処置具と、前記被処置体と接触する対極板と、前記処置部と前記対極板とを介して前記被処置部に通電される、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、
前記軟性内視鏡が、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電界を発生する送電電極を含む送電部を有し、前記処置具が、前記送電電極と容量結合する可撓性の受電電極を含み、受電した電力を前記処置部に出力する受電部を有する。

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電極及び受電電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの送電電極及び受電電極の断面図である。 第１実施形態の内視鏡システムの送電電極及び受電電極の断面図である。 第１実施形態の内視鏡システムの送電電極及び受電電極の断面図である。 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実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の断面図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例３の電極の断面図である。 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断面図である。 第１実施形態の変形例６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７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８の内視鏡システムの等価回路図である。

＜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、対極板４０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２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。

例えば、ステンレス等の金属導体からなる対極板４０は、人体電極である。対極板４０は、処置を受ける被処置体（患者）２の、例えば背中側に広い面積で接触するように貼り付けられ、いわゆる、リターン回路を構成する。

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を挿通する樹脂チューブからなる可撓性のチャンネル１４を有する。

図３に示すように、処置具２０は、モノポーラ（単極）型の高周波電気メスであり、処置部（メス電極）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。

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、波形は汎用電源が使用できるため、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、送電電極１８を含み、電源３０が出力する高周波電力を交流電界に変換する送電部１９を有する。内視鏡１０の送電電極１８は、チャンネル１４の外周を覆うように敷設されている円筒状の導体からなる。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及び挿入部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、電極としての機能上は、送電電極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、受電電極２８を含み、交流電界を受電する受電部２９を有する。処置具２０の受電電極２８は、挿入部２１Ｂの外周面に沿って敷設されている円筒状の導体からなる。

なお、受電電極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。

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から処置部２２が突出するまでは、処置具２０の受電電極２８は、内視鏡１０の送電電極１８が発生する交流電界を効率良くは受電できない。

これに対して、図５Ｂに示すように、開口１４Ｂから処置部２２が突出した状態では、受電電極２８は送電電極１８の内部に挿入された状態となる。このため、内視鏡システム１では開口１４Ｂから処置部２２が突出した状態において、受電電極２８は送電電極１８と強く容量結合し、送電電極１８が発生する交流電界を効率良く受電できる。

円筒状のチャンネルの外面に沿って敷設された送電電極１８及び、円筒状の処置具の外面に沿って敷設された受電電極２８は、共に円筒状である。

このため、図６に示すように、送電電極１８の内部に受電電極２８が挿入された状態では、同心円状に対向配置された送電電極１８と受電電極２８とは、キャパシタＣ１を形成する。

内視鏡システム１では、処置具２０は、内視鏡１０と導体による物理的接触（接続）がない。しかし、処置具２０の受電部２９は、内視鏡１０の送電部１９と容量結合する。

図７は、内視鏡システム１の回路図である。電源３０が出力する高周波電力は、内視鏡１０の送電部１９と処置具２０の受電部２９とが構成するキャパシタＣ１を介して、処置部２２に出力される。処置部２２が被処置部２Ａである生体組織（患部）と接触すると、処置部２２と対極板４０との間に高周波電力が通電される。

なお、電源３０と対極板４０とを接続している配線は、接地電位であってもよい。

被処置体２から対極板４０に流れるリターン回路の電力は大面積の経路を流れる。すなわち、被処置体２の抵抗Ｒ２は小さい。これに対して、被処置部２Ａでは、電力は局所的に印加されるため、被処置部２Ａの抵抗Ｒ２Ａは大きく、高密度となる。このため、印加された電力は、被処置体２には殆ど影響を及ぼさないのに対して、処置部２２と接触した被処置部２Ａにはジュール熱が発生し、被処置部２Ａは処置（切除／止血）される。

ここで、容量結合による無線伝送の効率は、送電電極１８と受電電極２８との容量結合の大きさ、すなわち、送電電極１８と受電電極２８とにより構成されるキャパシタＣ１の容量ＣＡに比例する。

キャパシタの容量Ｃは、電極間の誘電率εと対向電極面積Ａとに比例し、電極間距離ｇに反比例する。

すなわち、Ｃ＝εＡ／ｇ
図６に示したように、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）＝２．６ｍｍである。チャンネル１４の肉厚を０とみなすと、キャパシタＣ１の電極間距離ｇは、互いに同軸で偏心がない場合、０．１ｍｍと非常に短い。また、対向電極面積Ａは、短い方の電極の長さＬに比例する。

このため、送電電極１８及び受電電極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、送電電極１８及び受電電極２８の最大長はチャンネル１４の長さＤ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は、１００ｃｍ以上２３０ｃｍ以下程度の例えば２００ｃｍである。このため送電電極１８の最大長は、おおよそＤであり、受電電極２８の最大長もおおよそＤである。なお、送電電極１８及び受電電極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、送電電極１８と受電電極２８との間に、フッ素樹脂などの誘電率εの高い絶縁材料を配設し容量Ｃを大きくしてもよい。

また、送電電極１８と受電電極２８との中心位置を偏心させる、又は、送電電極１８が敷設されているチャンネルを中央側又は片側に押圧変形して電極間距離ｇを局部的に小さくする機構により、容量Ｃを大きくしてもよい。

なお、偏心していない状態で、最も容量が大きくなるのは、送電電極１８の全長にわたって受電電極２８が挿入された状態である。このため、受電電極２８の長さは送電電極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、受電電極２８の長さは、（送電電極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。

なお、これら電極の最短長は、回路の寄生容量と、送受電に関わる容量、すなわち、キャパシタＣ１の容量ＣＡと、が略同じになる長さである。送受電に関わる容量よりも回路の寄生容量が大きいと、給電電力の多くが処置部に到達しない。

また、送電部から受電部へ入力された電力を、処置部がより多く消費すると、伝送効率がより高くなる。このため、回路の各種抵抗成分に比べて、処置部の負荷、すなわち抵抗が大きいことが好ましい。

すなわち、図２では、送電電極１８が、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、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に示した受電電極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電極であってもよい。

送電電極１８と受電電極２８とは、処置部２２の動作時に強く容量結合する位置に配設されていればよい。なお、可撓性の軟性部１１Ｃの内部に配置される、送電電極１８及び受電電極２８は可撓性を有している必要がある。

内視鏡システム１では、チャンネル１４を活用することで、電極間距離ｇが短く、対向電極面積Ａが広く、容量ＣＡの大きなキャパシタＣ１を構成できる。

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。可撓性の長い挿入部１１（チャンネル１４）を有する軟性内視鏡１０を具備する内視鏡システム１は、送電電極１８及び受電電極２８の長さを、挿入部１１の長さに応じて長くできるため、無線電力伝送の効率が高い。

更に、キャパシタＣ１は、同心円状の対向電極からなるため、処置具２０がチャンネル１４の中で長手方向を軸に回転しても、送電電極１８と受電電極２８とは安定に容量結合する。このため、術者は処置具２０の回転を気にすることなく、挿入操作を行える。

すでに説明したように、送電電極１８はチャンネル１４の外周を覆うように敷設されている円筒状の金属からなる。例えば、可撓性チューブであるチャンネル１４の外周面に、蒸着法又はめっき法により、銅等の金属膜を成膜することで、送電電極１８を作製できる。

受電電極２８も、送電電極１８と同様に処置具２０の挿入部２１Ｂの外周面に金属膜を成膜することで、送電電極１８を作製できる。なお、送電電極１８及び受電電極２８の表面は絶縁性及び信頼性を担保するために絶縁膜で覆われていることが好ましい。

金属膜からなる送電電極１８及び受電電極２８は、曲面への敷設が容易で、かつ、可撓性を有する。

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、送電電極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、内視鏡の送電電極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、挿入口１４Ａから送電電極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。

それぞれの送電電極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に対して効率的に無線給電できる。

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１９が発生した交流電界を最も効率良く受けられる位置に受電部２９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７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電界と容量結合する。容量結合した受電部２９を介して処置具２０の処置部２２に電力が供給される。

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、被処置体である生体と送受電部との距離が担保されているため、発熱の影響が小さい。

また、円筒形の受電電極２８は円筒形の送電電極１８と同軸であり、同サイズの対向電極の中で対向電極面積が最も大きいため、キャパシタの容量Ｃが大きい。更に、受電電極２８及び送電電極１８は、軟性内視鏡１０の挿入部１１の全長にわたって配設できるため、更に容量を大きくすることが容易である。

また、内視鏡１０の内部に送電部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の間の強い容量結合状態、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１〜６の内視鏡システム１Ａ〜１Ｇ等について説明する。内視鏡システム１Ａ〜１Ｇ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〜１Ｇ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８に示すように、内視鏡システム１Ａは、内視鏡１０の送電部１９、処置具２０の受電部２９を含む送受電回路にインダクタンス素子１７を有する。送受電回路は、インダクタンス成分が加わることにより所定の共振周波数Ｆ１の直列共振回路を構成している。

そして、キャパシタＣ１の容量ＣＡを含む回路容量Ｃtotalと、インダクタンス素子１７を含む回路インダクタンスＬtotalと、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）

すなわち、電源３０が出力する高周波電力の周波数Ｆ０が、送受電回路の共振周波数Ｆ１と、一致している。このため、電源３０が出力する高周波電力は効率良く、処置部２２に出力される。

なお、インダクタンス素子１７に替えて、処置具２０の受電部２９がインダクタンス素子を含んでいてもよいし、送電部１９及び受電部２９が、それぞれインダクタンス素子を含んでいてもよい。また、インダクタンス素子は送受電回路が全体として共振周波数Ｆ１の共振回路となっていればプロセッサ３２に配設されていてもよい。

ここで、共振回路のインダクタンス素子の端子間電圧とキャパシタの端子間電圧とは同電圧になり、インダクタンス素子のインダクタンスはキャパシタのキャパシタンスと特定の周波数でリアクタンスを相殺するように設定される。ここではより本質的なキャパシタの端子間電圧のみを議論すると、端子間電圧は容量に反比例する。よって、キャパシタの容量は大きい方が端子間電圧が小さく、絶縁破壊のリスクを低減できる。しかし、容量が大きすぎると、インダクタンス素子１７がなくとも共振回路の自己インダクタンスで自己共振することがあり、制御性が悪くなる。インダクタンス素子を配設し制御性を良くするためには容量は小さい必要がある。このため、絶縁破壊のリスクと制御性とのトレードオフを考慮し容量は設定される。なお、詳説しないが、インダクタンス素子の端子間電圧は、インダクタンスに比例するため、キャパシタンス素子とは逆の振る舞いをする。

＜変形例２＞ 共振制御
図９に示すように、内視鏡システム１Ｂは、インダクタンス可変素子１７Ｂを有する。そして、制御部３２Ａが、共振回路の共振周波数Ｆ１と、電源３０が出力する高周波電力の周波数Ｆ０とが一致するように、インダクタンス可変素子１７Ｂのインダクタンスを調整する。制御部３２Ａは、例えば、プロセッサ３２、電源３０又は内視鏡１０に配設されている。

送電電極１８と受電電極２８との位置関係、又は処置状態等が変化すると、キャパシタＣ１の容量が変化するため、共振回路の共振周波数Ｆ１が変化する。しかし、内視鏡システム１Ｂでは、高周波電力の周波数Ｆ０と一致するように共振周波数Ｆ１が調整される。

このため、電源３０から共振回路への電力入力が高効率である。

なお、送受電回路の共振周波数Ｆ１の変化に応じて、制御部３２Ａが電源３０を制御して、高周波電力の周波数Ｆ０、又は高周波電力の出力値を変化させてもよい。

なお、以上の説明では、インダクタンス素子１７、１７Ｂを、送電部１９の一部として説明したが、例えば、インダクタンス素子１７、１７Ｂ、制御部３２Ａはプロセッサ３２の一部でもよい。また、インダクタンス素子１７等が処置具２０の操作部２１Ｃに配設されていてもよい。すなわち、内視鏡システム１Ａ、１Ｂはいずれかの構成要素が、インダクタンス素子１７、１７Ｂ、制御部３２Ａを含んでいればよい。

なお、電源３０として、出力インピーダンスがゼロでない例えば５０Ω電源を用いた場合には、送電部より処置部側のインピーダンスと電源の出力インピーダンスとを一致させることで反射を抑えるようにインピーダンスマッチング回路を送電部の前に配設し、電源３０から共振回路への電力入力の効率を高くしてもよい。

キャパシタンス素子、インダクタンス素子等を、２素子以上組み合わせて構成されるインピーダンスマッチング回路は、プロセッサ３２の一部でもよいし、処置具２０の操作部２１Ｃに配設されていてもよい。

＜変形例３＞ 電極構造
送電電極１８及び受電電極２８の構造及び配置によって発生する交流電界の分布及び容量結合状態等は大きく異なる。しかし、送電部１９で発生した交流電界と受電部２９とが容量結合を生じる構成であれば、無線で電力伝送できる。

すなわち、内視鏡システム１では、送電部１９の送電電極１８及び受電部２９の受電電極２８として円筒状金属膜を例に説明したが、交流電界の発生／受電のための電極は、円筒状金属膜に限られるものではない。図１０Ａ〜図１３に、送電電極１８及び受電電極２８の変形例の電極を示す。

なお、受電部２９の受電電極２８の構成は送電部１９の送電電極１８の構成と同じでもよいし、異なっていてもよい
図１０Ａの電極８Ａは、銅箔等を円筒状とした金属部材、又は銅管等からなる。図１０Ｂの電極８Ｂは複数の円筒状金属部材を連結し電気的に接続している。それぞれの円筒状金属部材の可撓性が低くとも、電極８Ｂは可撓性を有する。図１０Ｃの電極８Ｃは、メッシュ状の金属部材からなるため、可撓性を有する。図１０Ｄの電極８Ｄは、長手方向にスリットが形成されているため、渦電流による損失低下が小さい。図１０Ｅの電極８Ｅは、複数の細長い部材に分割されているため可撓性を有する。

図１０Ｆの電極８Ｆは、スパイラル状である。なお、電極８Ｆでは隣り合う素線同士は非接触であるが、隣り合う素線同士が互いに接触し導通している、いわゆる密巻きコイルであることが、自己インダクタンス低減のため好ましい。図１０Ｇの電極８Ｇは、スパイラル状で折り返し部を有する。図１０Ｈの電極８Ｈは、長手方向の端部に折り返し部を有する。

ここで、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。受電電極２８を、電極１０Ｆと同じ構造の、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導線を接続することで、受電電極２８として用いることができる。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、受電電極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、図１１及び図１２等に示すように、周方向に２つに分割されている送電電極１８Ａ、１８Ｂ、受電電極２８Ａ、２８Ｂであってもよい。

図１３に示す内視鏡システム１Ｃでは、送電電極１８が、送電電極１８Ｎ１〜１８Ｎ１０に１０分割されている。送電電極１８Ｎ１〜１８Ｎ１０は、それぞれのスイッチング素子（不図示）を介して電源３０と接続されている。処置具２０は、チャンネル１４の内部で回転自在である。

内視鏡システム１Ｃでは、受電電極２８と最も強く容量結合している送電電極１８Ｎ１〜１８Ｎ１０が選択されてキャパシタＣ１が形成される。

内視鏡システム１Ｃは、渦電流発生による電力伝送効率の低下が抑制されている。

なお、電極の分割数は、３以上２０以下が好ましい。前記範囲内であれば所定の効果が得られる。また、送電電極１８に替えて受電電極２８を分割してもよいし、送電電極１８及び受電電極２８を分割してもよい。

＜変形例４＞ 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１４に示すように、電磁界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、送電電極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。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。

以上の説明のように、内視鏡システム１Ｄでは送電部１９は遮蔽部材１８Ｓで覆われている。

＜変形例５＞ 処置具
内視鏡システム１のデバイスとしては、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モノ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、又は高周波凝固処置具などを処置具２０として用いることができる。

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、例えば対向電極面積が小さく設定されている。又は、必要電力が小さい処置具において、受電部の共振周波数を交流電界の周波数と、意図的にずらして設定することで、受電効率を低下させてもよい。

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６＞電力変換
図１５に示すように変形例６の内視鏡システム１Ｅの電源ユニット３０Ｅは、電源３０が出力する高周波電力を、異なる波形の電力に変換する波形変換回路３４を有する。また、電源ユニット３０Ｅは、出力する電力を、電源３０が出力する正弦波の電力又は波形変換回路３４が変換した電力のいずれかに切り替えるスイッチ３５を有する。

波形変換回路３４は、電源３０が出力する、振幅が時間的に変化しない周波数一定の交流波形の高周波電力を、振幅変調又は周波数変調等して、パルス波形、減衰波形、又は矩形波形等の電力を出力する。

なお、電源３０が、出力インピーダンスの小さい、いわゆるゼロオーム（０Ω）電源の場合には、波形変換回路３４は、振幅変調及び周波数変調が可能である。これに対して、電源３０が、出力インピーダンスが５０Ωの、いわゆる５０Ω電源の場合には、特定の周波数帯で入力インピーダンスが下がる。このため、波形変換回路３４は、振幅変調だけが可能である。

電源３０が出力する電力を、処置により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１Ｅは、より適切な処置ができる。

＜変形例７＞
図１６に示すように、変形例７の内視鏡システム１Ｆでは、対極板４０Ｆは、導体である対極板４０の被処置体２との接触面が絶縁体４１により覆われている。

絶縁体４１としては、フッ素樹脂、エポキシ樹脂、ウレタン樹脂等からなり、厚さは０．１ｍｍ以上５ｍｍ以下が好ましい。前記範囲以上であれば絶縁性が担保でき、前記範囲以下であれば、形成されるキャパシタＣ２の容量ＣＢが大きく、送電効率が劣化しにくい。

すなわち、図１６の等価回路図に示すように、内視鏡システム１Ｆでは、絶縁体４１は容量ＣＢのキャパシタＣ２として機能する。キャパシタＣ２は大面積であって、その容量ＣＢもキャパシタＣ１の容量ＣＡに比べて大きくすることができる。よって、絶縁体４１と被処置体２の接触状態が不安定でも、キャパシタＣ１とキャパシタＣ２との合成容量が大きくは変化しない。

表面が金属等からなる対極板４０は、接触したときに被処置体２に不快感を与えることがある。また、接触状態が不安定となると接触抵抗が増加し、意図しない経路で電流が集中するおそれがある。

これに対して、表面が樹脂等からなる絶縁体４１は、金属と比べて被処置体２に不快感を与えない。また、接触状態が不安定でも、キャパシタＣ１とキャパシタＣ２との合成容量が大きくは変化しない安定したリターン回路となるため、意図しない経路で流れる電流が生じにくい。

＜変形例１８＞
図１６に示す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１Ｇは、それぞれの内視鏡システムの効果を併せ持つ。

内視鏡システム１Ｇ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して前記先端部の開口から、被処置体の被処置部と接触する処置部が突出する処置具と、前記被処置体との接触面が絶縁体により覆われている対極板と、前記処置部と前記対極板とを介して前記被処置部に通電される、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電界を発生する、前記チャンネルの円筒状の外周面に沿って敷設された送電電極を含む送電部を有し、前記処置具が、前記処置部が前記開口から突出する位置まで前記チャンネルに挿入された状態において、前記送電電極と同心円状に対向する位置に配設され、前記送電電極と容量結合する、円筒状の外面に沿って敷設された受電電極を含み、前記送電部とともに、前記電源が出力する前記高周波電力の周波数と共振周波数が同じ共振回路を構成する、前記送電部が発生する前記交流電界を受電する受電部と、を有する。

本発明は上述した実施形態等に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変、組み合わせ等ができる。

本出願は、２０１３年６月２８日に日本国に出願された特願２０１３−１３６７６１号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims (7)

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、
   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して前記先端部の開口から、被処置体の被処置部と接触する処置部が突出する処置具と、
   前記被処置体と接触する対極板と、
   前記処置部と前記対極板とを介して前記被処置部に通電される、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、
   前記軟性内視鏡が、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電界を発生する送電電極を含む送電部を有し、
   前記処置具が、前記送電電極と容量結合する可撓性の受電電極を含み、受電した電力を前記処置部に出力する受電部を有することを特徴とする内視鏡システム。
2. 前記処置部が前記開口から突出する位置まで、前記処置具が前記チャンネルに挿入された状態において、前記送電電極と前記受電電極とが容量結合することを特徴とする請求項１に記載の内視鏡システム。
3. 前記処置部が前記開口から突出する位置まで、前記処置具が前記チャンネルに挿入された状態において、前記送電電極と前記受電電極とが同心円状の対向電極を構成することを特徴とする請求項１または２に記載の内視鏡システム。
4. 前記送電部及び前記受電部が、前記電源が出力する前記高周波電力の周波数と共振周波数が同じ共振回路を構成することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の内視鏡システム。
5. 前記共振回路が、インダクタンス可変素子を含み、
   前記共振回路の共振周波数が、前記高周波電力の周波数になるように前記インダクタンス可変素子のインダクタンスを調整する制御部を具備す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. 前記対極板の前記被処置体との接触面が絶縁体により覆われていることを特徴とする請求項４または５に記載の内視鏡システム。
7. 前記受電電極は、前記処置具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１乃至６のいずれかに記載の内視鏡システム。

Images