JP6120963B2 - 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。

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、軟性内視鏡の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内視鏡形状検出装置の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。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、可撓性の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、前記軟性内視鏡が、第１送電電極及び第２送電電極を含み、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される交流電界を発生する送電部を有し、前記デバイスが、電力により処置を行う処置部と、可撓性を有し、前記第１送電電極と容量結合する第１受電電極と、可撓性を有し、前記第２送電電極と容量結合する第２受電電極と、を含み、前記送電部とともに前記電源から入力され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、前記交流電界を受電する受電部と、を有し、前記受電部が受電した電力が、前記処置部に出力される。

更に、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、可撓性の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、前記軟性内視鏡が、互いに容量結合する第１送電電極及び第２送電電極を含み、前記電源から入力され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、前記高周波電力により前記チャンネルに印加される交流電界を発生する送電部を有し、前記デバイスが、電力により処置を行う処置部と、互いに容量結合する可撓性を有する第１受電電極及び可撓性を有する第２受電電極を含み、前記電源から入力され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、前記交流電界を受電する受電部と、を有し、前記受電部が受電した電力が、前記処置部に出力される。

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実施形態の内視鏡システムの変形例２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２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２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２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２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２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２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２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２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２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２の電極の断面模式図である。 第１実施形態の内視鏡システムの変形例２の電極の断面模式図である。 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実施形態の変形例４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５の内視鏡システムの送受電部の断面模式図である。 第１実施形態の変形例６の内視鏡システムの受電部の等価回路図である。 第２実施形態の内視鏡システムの受電部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、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を挿通する樹脂チューブからなる可撓性のチャンネル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、第１送電電極１８Ａ及び第２送電電極１８Ｂ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の第１送電電極１８及び第２送電電極１８Ｂ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。第１送電電極１８Ａの長さと第２送電電極１８Ｂの径及び長さが略同じ（例えば±２０％）で、両者の間には絶縁のためのギャップ（空隙）がある。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１４Ｘ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、第１送電電極１８Ａ及び第２送電電極１８Ｂ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、第１受電電極２８Ａ及び第２受電電極２８Ｂを含み、交流電界を受電する受電部２９を有する。処置具２０の第１受電電極２８Ａ及び第２受電電極２８Ｂ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。第１受電電極２８Ａの長さと第２受電電極２８Ｂとは、径及び長さが略同じで、両者の間には絶縁のためのギャップ（空隙）がある。

以下、第１送電電極１８Ａ及び第２送電電極１８Ｂのそれぞれを送電電極１８といい、第１受電電極２８Ａ及び第２受電電極２８Ｂのそれぞれを受電電極２８という。

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、言い換えれば、処置部２２が動作する状態まで処置具２０がチャンネル１４に挿入された状態では、受電電極２８Ａ、２８Ｂは、それぞれ送電電極１８Ａ、１８Ｂ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１８Ａ、１８Ｂ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２８Ａ、２８Ｂは、共に円筒状である。

このため、図６Ａに示すように、第１送電電極１８Ａの内部に第１受電電極２８Ａが挿入された状態では、同心円状に対向配置された第１送電電極１８Ａと第１受電電極２８Ａとは、第１キャパシタＣ１を形成する。一方、図６Ｂに示すように、同心円状に対向配置された第２送電電極１８Ｂと第２受電電極２８Ｂとは、同様に第２キャパシタＣ２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と容量的に結合する。

この結果、図７に示すように、内視鏡システム１では、内視鏡１０の電源３０が出力する高周波電力は、キャパシタＣ１、Ｃ２を介して、処置具２０の処置部２２に出力される。なお、電源３０と第２送電電極１８Ｂとを接続している配線は、接地接続されていてもよい。

容量的に結合した受電部２９に送電部１９からの電力が伝達され、処置具２０に電力が供給される。

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、Ｃ２の容量ＣＡ、ＣＢに比例する。なお、キャパシタＣ１の容量ＣＡとキャパシタＣ２の容量ＣＢとは略同じである。

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６Ａ及び図６Ｂ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、Ｃ２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以下程度である。第１送電電極１８Ａと第２送電電極１８Ｂとの間には所定長αのギャップ（空隙）がある。このため、第１送電電極１８Ａ及び第２送電電極１８Ｂの最大長は、おおよそ（Ｄ−α）／２となる。受電電極２８の最大長も、おおよそ（Ｄ−α）／２である。

なお、送電電極１８及び受電電極２８の長さは、５ｃｍ以上１００ｃｍ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、２つの受電電極２８の長さの合計は、（２つの送電電極１８の長さの合計＋ギャップα＋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、送電電極１８等の最短長は、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とキャパシタＣ２の容量ＣＢとの合成容量と、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、第１送電電極１８Ａが操作部１２のチャンネル１４に配設されていて、第２送電電極１８Ｂが軟性部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Ｃの大きなキャパシタＣ１、Ｃ２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。

送電電極１８及び受電電極２８は長さ５ｃｍ以上とすることが容易であるが、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。

更に、キャパシタＣ１、Ｃ２は、同心円状の対向電極からなるため、チャンネル１４の中で処置具２０が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の重心が開口１４Ｂから所定の距離Ｄ１の位置に配設されていればよい。ここで、重心とは、送電又は受電に関わる電極全長の長手方向の中央位置を意味する。電極が長手方向に複数に分割されている場合、その全てを含んだ全長の中央位置である。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（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。

更に、図７に示すように、内視鏡システム１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を有していてもよい。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及びキャパシタＣ２の容量ＣＢ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。

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。

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、スイッチを用いる。図１では、スイッチをフットスイッチ３１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〜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＞ 共振制御
図８に示すように、内視鏡システム１Ａでは、インダクタンス素子１７Ａがインダクタンス可変素子である。そして、制御部３２Ａが、共振回路の共振周波数Ｆ１が、電源３０が出力する高周波電力の周波数Ｆ０と一致するように、インダクタンス素子１７Ａ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、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１Ａ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１７Ａを、送電部１９Ａの一部として説明したが、例えば、インダクタンス素子１７Ａ及び制御部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１７Ａ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はいずれかの構成要素が、インダクタンス素子１７Ａ及び制御部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２＞ 電極構造
送受電部の電極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９Ａ〜図１２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９Ａ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９Ｂ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９Ｃ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９Ｄ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９Ｅの電極８Ｅは、複数のスリットにより分割されているが、電気的には接続されている。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９Ｆ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９Ｇの電極８Ｇは、スパイラル状で折り返し部を有する。図９Ｈ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９Ｉに示す電極８Ｉは、電極８Ｂと構造は類似しているが、隣り合う円筒状金属部材が、それぞれ送電電極１８Ａ、又は送電電極１８Ｂとして用いられる。すなわち、隣り合う円筒状金属部材は接続されていない。電極８Ｉでは、可撓性のチャンネル１４が、大きく変形し、送電電極１８Ａと受電電極２８Ａとの一つ一つの電極間距離ｇＡ、送電電極１８Ｂと受電電極２８Ｂとの一つ一つの電極間距離ｇＢ、が変化しても、キャパシタＣ１の容量ＣＡとキャパシタＣ１の容量ＣＢとが大きく異なる状態にはならない。すなわち、キャパシタＣ１の容量ＣＡの変化と、キャパシタＣ１の容量ＣＢの変化と、が平均化される。このため、チャンネル１４が、大きく変形しても送受電効率が大きく変化しにくい。

また、図１０及び図１１等に示すように、長手方向の同じ位置に２組のキャパシタＣ１、Ｃ２が形成されるように送電電極１８及び受電電極２８が配置されていてもよい。送電電極１８と受電電極２８とを長手方向に配設する場合に比べて、それぞれの電極長を１／２にしたり、電極長の最大長を２倍にしたりできるため、設計の自由度が高い。

図１２に示す内視鏡システム１Ｂ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１Ｂ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、Ｃ２が形成される。なお、電極の分割数は、３以上１０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。

内視鏡システム１Ｂでは、電極が分割されていても処置具２０の長手方向を軸中心とする回転に対する電力伝送効率の変化を抑制できる。

＜変形例３＞ 共鳴構造
図１３に示すように、内視鏡システム１Ｃでは、送電電極１８Ａ、１８Ｂが近傍界として交流電界を発生するキャパシタＣ３を構成している。そして、受電電極２８Ａ、２８Ｂが、キャパシタＣ４を構成しており、前記キャパシタＣ４はキャパシタＣ３が発生した交流電界と容量結合する。

例えば、図１４Ａに示すように送電電極１８Ａ及び送電電極１８Ｂ（受電電極２８Ａと送電電極１８Ｂ）が、ダイポールアンテナ状に配置されている。

更に、内視鏡システム１Ｃでは、送電部１９Ｃと受電部２９Ｃとは、それぞれがインダクタンス素子１７Ｃ、２７Ｃを含み、独立した共振回路を構成している。そして、送電部１９Ｃの共振周波数Ｆ１Ｃと、受電部の共振周波数Ｆ２Ｃと、高周波電力の周波数Ｆ０とは同じである。

なお、送電電極１８及び受電電極２８は図１４Ｂ〜図１４Ｅに示すような形態でもよい。図１４Ｂ〜図１４Ｅは、図１４Ａに示したダイポールアンテナ状の電極を折り返した構造、又は、巻回した構造である。図１４Ｅは長手方向に対にした２つの電極を二重螺旋状に巻回している構造を示している。二重螺旋状に巻回された電極は、逆方向に折り返したり巻回したりするよりも大きな容量が得られるため、伝送効率が高く、更に、長手方向に広範囲で電界が分布するために、処置具２０の位置自由度が高く、操作性に優れている。

＜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１５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。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。

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。

＜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、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１６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、内視鏡システム１Ｅでは、電極合計長Ｌelec、すなわち送電電極１８と受電電極２８との重畳部分の長さの合計と、電極構造によっては存在するギャップαの合計との和は、５０ｃｍ以上１００ｃｍ以下であり、チャンネル１４の長さＤと略同じであるように描いた。

なお、図１６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
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。

これに対して図１７に示すように、変形例６の内視鏡システム１Ｆの処置具２０Ｆは、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、昇圧したり、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２２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１８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が蓄えて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える。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が発生する電界強度を強くする必要がある。しかし、送電部１９が発生できる電界強度、すなわち、処置部２２に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、強い電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が強い電界を発生する必要がない。このため、漏洩電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挿通して前記先端部の開口から、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、を具備し、
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流により交流電界を発生する、前記チャンネルの外周面に沿って敷設された、第１送電電極及び第２送電電極、を含む送電部を有し、
前記処置具が、電力により処置を行う処置部と、前記処置部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、前記第１送電電極と同心円状に対向配置され第１キャパシタを構成する第１受電電極と、前記第２送電電極と同心円状に対向配置され、前記第１キャパシタと同じ長さで第２キャパシタを構成する第２受電電極と、を含み、前記送電部とともに前記電源から入力される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する、前記交流電界を受電する受電部と、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２０１３−１３６７６０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 (14)

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、可撓性の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、
   前記軟性内視鏡が、第１送電電極及び第２送電電極を含み、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される交流電界を発生する送電部を有し、
   前記デバイスが、電力により処置を行う処置部と、可撓性を有し、前記第１送電電極と容量結合する第１受電電極と、可撓性を有し、前記第２送電電極と容量結合する第２受電電極と、を含み、前記送電部とともに前記電源から入力され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、前記交流電界を受電する受電部と、を有し、前記受電部が受電した電力が、前記処置部に出力されることを特徴とする内視鏡システム。
2. 前記デバイスの前記処置部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、前記第１送電電極と容量結合する位置に前記第１受電電極が配設されており、前記第２送電電極と容量結合する位置に前記第２受電電極が配設されてい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. 前記第１送電電極及び前記第２送電電極が、前記チャンネルの円筒状の外面に沿って敷設された導体からなり、
   前記第１受電電極及び前記第２受電電極が、前記デバイスの円筒状の外面に沿って敷設された導体からなることを特徴とする請求項１に記載の内視鏡システム。
4. 前記デバイスの前記処置部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、前記第１送電電極と前記第１受電電極とが同心円状に対向配置され、前記第２送電電極と前記第２受電電極とが同心円状に対向配置されることを特徴とする請求項１に記載の内視鏡システム。
5. 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、可撓性の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、
   前記軟性内視鏡が、互いに容量結合する第１送電電極及び第２送電電極を含み、前記電源から入力され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、前記高周波電力により前記チャンネルに印加される交流電界を発生する送電部を有し、
   前記デバイスが、電力により処置を行う処置部と、互いに容量結合する可撓性を有する第１受電電極及び可撓性を有する第２受電電極を含み、前記電源から入力され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、前記交流電界を受電する受電部と、を有し、前記受電部が受電した電力が、前記処置部に出力されることを特徴とする内視鏡システム。
6. 前記デバイスの前記処置部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、互いに容量結合した前記第１及び第２送電電極と、容量結合する位置に、互いに容量結合した前記第１及び第２受電電極が配設されることを特徴とする請求項５に記載の内視鏡システム。
7. 前記受電電極は、前記デバイス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又は請求項５に記載の内視鏡システム。
8. 前記デバイスの前記処置部が、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、互いに容量結合した前記第１及び第２送電電極と、互いに容量結合した前記第１及び第２受電電極とが同心円状に対向配置されることを特徴とする請求項５に記載の内視鏡システム。
9. 前記デバイスが、被処置部に電力を通電する一対のブレードを含む前記処置部を有する処置具であることを特徴とする請求項１又は請求項５に記載の内視鏡システム。
10. 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１又は請求項５に記載の内視鏡システム。
11. 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１又は請求項５に記載の内視鏡システム。
12. 前記デバイスが、前記受電部が受電する電力を蓄え、蓄えた電力を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１又は請求項５に記載の内視鏡システム。
13. 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１２に記載の内視鏡システム。
14. 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１２に記載の内視鏡システム。

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