JP6839604B2 - 無線給電式電気機器 - Google Patents

Description

本発明は、送電装置から非接触で給電して所定の動作をなす、無線給電式電気機器に関する。

従来から、送電装置から非接触で給電して所定の動作をなす、無線給電式（いわゆるワイヤレス給電式）の電気機器が用いられている。この種の電気機器として、例えば、医療分野で用いられる、カプセル型内視鏡が知られている。

例えば、下記特許文献１には、カプセル内に、円筒状のコイル芯に導線を巻回して設けられた受電コイルと、その内側に配置されたパーマロイ等の強磁性体材料からなり、透磁率の高い磁性体筒体と、カメラユニットと、コンデンサとが配置された、カプセル型医療装置が記載されている。そして、外部の送電アンテナから供給される電力が、受電コイルで受電されて、コンデンサに蓄電されて、カメラユニットが所定タイミングで動作するようになっている。

特開２００５−１３０９４３号公報

ところで、例えば、無線給電式の電気機器が体内で用いられる場合、所定温度以上になり過温度状態となると、体内の組織に悪影響が生じることがある（例えば、４２℃以上となると、タンパク質が変質することが知られている）。そのため、送電アンテナと、電気器内の受電コイルとの距離を変化させたり、送電アンテナから供給する電力の出力を変更したりして、受電コイルの受電量を逐次調整して、過温度状態となることを防止しなければならないが、そのためには、過温度状態を検出して、これを電気機器から発信し、外部装置で受信して、送電アンテナの電力を下げるシステムが必要となる。そのため、以下の（１）〜（３）のような大きな問題が生じる。すなわち、（１）装置全体が複雑化すること、（２）電気機器が大型化してしまうこと（例えば、カプセル型内視鏡等の人体内で用いる機器では、患者の負担が著しく増大する）、さらに、（３）電気機器の消費電力が増すことになるので、受電コイルの受電電力を更に増大する必要に迫られて、イタチゴッコのように過温度状態になりやすくなり、「過温度状態検出から送電電力抑制」を頻繁に繰り返す結果となり、その結果、電気機器の性能を十分に発揮できなくなってしまうのである。

したがって、本発明の目的は、電気機器の過温度を確実に防止して、所定の動作を安定して行わせることができる、無線給電式電気機器を提供することにある。

上記目的を達成するため、本発明に係る無線給電式電気機器は、外部から無線給電により電力を受電する受電部を有し、受電した電力によって所定動作をなす電気機器であって、前記受電部は、導線を巻回して筒状をなし、外部の送電アンテナから磁束を媒介して供給される電力を受電して発熱する、受電コイルと、該受電コイルの内側に配置され、温度上昇により透磁率が下がる特性を有する、感温磁性体部材とを有しており、前記受電コイルが電力を受電して発熱すると、受電コイル内側の前記感温磁性体部材の温度が上昇して透磁率が下がり、前記受電コイルの受電電力が低下する一方、前記受電コイルの受電電力が低下して発熱量が低下すると、受電コイル内側の前記感温磁性体部材の温度が低下して透磁率が上昇し、前記受電コイルの受電電力が増大することにより、受電電力を所定範囲に保持しつつ、前記受電部の温度上昇が所定範囲に抑制されるように構成されていることを特徴とする。

本発明によれば、受電部として、受電コイルと、該受電コイルの内側に配置され温度上昇により透磁率が下がる特性を有する感温磁性体部材とを有しており、受電コイルが電力を受電して発熱すると、感温磁性体部材の温度が上昇して透磁率が下がり、受電コイルの受電電力が低下する一方、受電コイルの受電電力が低下して発熱量が低下すると、感温磁性体部材の温度が低下して透磁率が上昇し、受電コイルの受電電力が増大することにより、受電電力を所定範囲に保持しつつ、受電部の温度上昇が所定範囲に抑制されるように構成されているので、受電部が所定温度以上になること（過温度）を確実に防ぐことができ、その結果、電気機器の雰囲気温度に応じて、電気機器の送電アンテナからの距離や、送電アンテナの出力等を変更して、受電コイルの受電量を逐次調整する必要がなく、過温度を防止しつつ受電部で効率的に電力を受電して、所定動作を確実に行わせることができる。

本発明に係る無線給電式電気機器の、第１実施形態を示す説明図である。 同電気機器の使用状態を示す説明図である。 同電気機器の要部拡大断面図である。 同電気機器の回路図である。 同電気機器の感温磁性体部材について、温度と透磁率の関係を示す図表である。 同電気機器の原理を示しており、（ａ）は送電アンテナとの関係を示す説明図、（ｂ）は感温磁性体部材が所定温度以下の場合の、透磁率と受電コイルとの関係を示す説明図、（ｃ）は感温磁性体部材が所定温度以上となった場合の、透磁率と受電コイルとの関係を示す説明図である。 同電気機器を、治療対象者に適用する場合の説明図である。 本発明に係る無線給電式電気機器の、第２実施形態を示しており、（ａ）はその第１使用状態を示す説明図、（ｂ）は第２使用状態を示す説明図である。 本発明に係る無線給電式電気機器の、第３実施形態を示しており、（ａ）はその一例の構造を示す説明図、（ｂ）は他の例の構造を示す説明図である。 同電気機器の回路図である。 本発明に係る無線給電式電気機器の、第４実施形態を示しており、その断面説明図である。 本発明に係る無線給電式電気機器の、第５実施形態を示す説明図である。 同電気機器の断面説明図である。 本発明に係る無線給電式電気機器の、第６実施形態を示す説明図である。 同電気機器を、体内の壁部に吊り下げてて留置した状態の説明図である。

以下、図１〜８を参照して、本発明に係る無線給電式電気機器の、第１実施形態について説明する。

図１に示すように、この無線給電式電気機器１０は、外部から無線給電により電力を受電する受電部２０を有し、受電した電力によって所定動作をなすものである。この実施形態における無線給電式電気機器１０（以下、単に「電気機器１０」ともいう）は、体内に配置される医療用機器であって、特に、温熱療法に用いられる治療具となっている。

なお、電気機器としては、例えば、カプセル型治療具や、留置型治療具、光免疫療法に用いる治療具（これらについて後述する実施形態で説明する）、更に、補聴器や、レーザーメス等の医療用機器であってもよく、更に、医療用機器のみならず、例えば、眼鏡型ウェアラブル端末や、携帯電話、パソコン、腕時計、ドローン等の、電気機器であってもよく、特に限定はされない。

また、図２及び図３に示すように、この電気機器１０における受電部２０は、導線２１を巻回して筒状をなし、外部の送電アンテナ７０（図６及び図７参照）から磁束を媒介して供給される電力を受電して発熱する、受電コイル２５と、この受電コイル２５の内側に配置され、温度上昇により透磁率が下がる特性を有する、感温磁性体部材３０とを有している。

更に、この電気機器１０においては、受電コイル２５が電力を受電して発熱すると、受電コイル内側の感温磁性体部材３０の温度が上昇して透磁率が下がり、受電コイル２５の受電電力が低下する一方、受電コイル２５の受電電力が低下して発熱量が低下すると、受電コイル内側の感温磁性体部材３０の温度が低下して透磁率が上昇し、受電コイル２５の受電電力が増大することにより、受電電力を所定範囲に保持しつつ、受電部２０の温度上昇が所定範囲に抑制されるように構成されている。

なお、上記の所定範囲とは、電気機器が、体内に配置される医療用機器である場合は３９〜４４℃であり、温熱療法に用いられるものである場合は４２．５〜４３℃であり、体内で移動するカプセル型治療具の場合は４１〜４２℃であり、体内に留置される留置型治療具の場合は３９℃であり、発光型治療具の場合は３９〜４２℃とされている。また、体外で使用される電気機器の場合は、近接して熱影響を受け得る部材等、例えば、接着剤や、樹脂部品、絶縁被覆等の、耐熱温度を考慮し、１００〜１５０℃に設定するものである。

更に、この実施形態の電気機器１０は、両端が開口した細長いチューブ状のチューブステント１１を有している。このチューブステント１１の外周に、シート状の感温磁性体部材３０を巻き回して配置し、更に、その外周に円形断面の導線２１を巻回（ヘリカル巻）して円筒状に形成された受電コイル２５が配置されている。なお、感温磁性体部材３０の内周は、チューブステント１１の外周に密接して配置されている。

また、図１に示すように、チューブステント１１の軸方向両端部には、フラップ状をなした係止部１２がそれぞれ設けられており、体内の壁部１（例えば、乳頭Ｎの周縁の壁部１）に係止可能となっており、チューブステント１１の位置ずれ防止が図られている。チューブステント１１の両端は開口して、全体として流路の役割を果たしており、更に図３に示すように、チューブステント１１の、感温磁性体部材３０の両端部よりも外側のチューブ壁には、複数の流通孔１３が形成されており、チューブステント１１内を、流体（胆汁や血液、その他の体液等）が更に流れやすくなっている。

前記受電コイル２５の導線２１の線径は、０．０５〜０．２ｍｍであることが好ましく、０．１〜０．１５ｍｍであることがより好ましい。また、受電コイル２５の外径は、３ｍｍ以下であることが好ましく、２〜２．５ｍｍ以下であることがより好ましい。更に、受電コイル２５の軸方向長さは、１０〜２０ｍｍであることが好ましい。

また、この実施形態の場合、受電コイル２５は、Ｃｕよりも抵抗値が高い材料からなり、例えば、Ｎｉ，Ｗ，Ａｌ，Ｆｅ，ニクロム（ＮｉＣｒ），Ｚｎ，Ａｕ，黄銅等の材料からなることが好ましい。

なお、この実施形態においては、図３に示すように、導線２１が密巻きされて受電コイル２５が形成されているが、導線２１を所定ピッチで巻回して（すなわち、導線２１どうしの間をあけて巻回）、受電コイル２５を形成してもよく、導線２１を多層巻としてもよい。

また、図５に示すように、上記感温磁性体部材３０は、温度上昇により透磁率が下がる特性を有しており、この実施形態のように、体内に配置される医療用機器である場合には、透磁率が下がり始める温度Ｔｓが３９〜４４℃となるように設定されている。更に、この実施形態のように、電気機器１０が温熱療法に用いられる場合には、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下する（感温磁性体部材の磁気が消失する）キュリー温度Ｔｃが、４２．５〜４３℃とされていることが好ましい。

また、前記感温磁性体部材３０の外径は、２．５ｍｍ以下であることが好ましく、１．５〜２．０ｍｍであることがより好ましく、内径は、１ｍｍ以上であることが好ましい。更に図３に示すように、感温磁性体部材３０の軸方向長さは、前記受電コイル２５の軸方向長さよりも長く形成されていることが好ましい。具体的には、感温磁性体部材３０の軸方向長さは、１５〜２５ｍｍであることが好ましい。

また、感温磁性体部材３０としては、例えば、Ｍｎ−Ｃｕ系、Ｎｉ−Ｚｎ系、Ｍｎ−Ｚｎ系、Ｆｅ−Ｎｉ系、Ｎｉ−Ｃｕ系、Ｆｅ−Ｎｉ−Ｃｒ−Ｓｉ系の感温磁性材料を用いることができる。なお、感温磁性体部材としては、強磁性材料である、フェライトや、Ｆｅ、酸化鉄、酸化Ｃｒ、Ｎｉ、アモルファス、パーマロイ等に、上記のような、感温磁性材料を混合して形成してもよい。また、図５に示すように、感温磁性体部材の全体に占める、感温磁性材料の配合比が大きいと、Ｋ１に示すような傾向となり、キュリー温度Ｔｃで急激に透磁率が下がるようになっている。なお、図５中におけるＫ０は、感温磁性体部材の全体に占める、感温磁性材料の配合比が１００％とした場合であり、また、配合比が小さいと、Ｋ２，Ｋ３に示すような傾向となる。

また、この実施形態における感温磁性体部材３０は円筒状をなしているが、例えば、角筒状や、中実の円柱状・角柱状等であってもよく、特に限定はされない。更に、感温磁性体部材３０を形成するには、シート状のものを巻回したり、或いは、粉末冶金法等によって、予め所定形状に成形したりしてもよい。

更に、チューブステント１１の外周であって、感温磁性体部材３０の軸方向一端には、共振コンデンサ３５が接触した状態で配置されている（図２及び図３参照）。すなわち、この無線給電式電気機器１０における受電部２０は、共振コンデンサ３５を、ヘリカル巻された受電コイル２５の軸心方向において、感温磁性体部材３０の端部に当接させて配置するように構成されている。なお、共振コンデンサ３５は、感温磁性体部材３０の軸方向両端に接触状態で配置してもよく、特に限定はされない。

また、図３に示すように、チューブステント１１の外周に密接状態で配置された感温磁性体部材３０と、該感温磁性体部材３０の外周に密接状態で巻回された受電コイル２５と、感温磁性体部材３０に接続された共振コンデンサ３５との外周は、エポキシ樹脂等からなる被覆層１５によって、滑らかになるように被覆されている。

そして、この実施形態の電気機器１０においては、感温磁性体部材３０に受電コイル２５と共振コンデンサ３５とが接触するように配置され、感温磁性体部材３０を介して受電コイル２５と共振コンデンサ３５とが互いに接続された構造となっており、図４の回路図に示すように、いわゆるＬＣ回路を構成している。

この際の、受電部２０の共振周波数ｆ（Ｈｚ）は、受電コイル２５のインダクタンスをＬ（Ｈ）と、共振コンデンサ３５の静電容量をＣ（Ｆ）としたとき、下記（数式１）のように表されるようになっている。

なお、この実施形態における電気機器１０は、チューブステント１１を基体として、その外周に、感温磁性体部材３０及び受電コイル２５を有する受電部２０が配置された構造となっているが、例えば、金属線材を編んだり組んだり絡ませたりして、メッシュ状の開口を有する筒状に形成したステントや、金属円筒をレーザー加工やエッチング等によりメッシュ状の開口を形成したステント等の外周に、感温磁性体部材や受電コイルを有する受電部を設けてもよく、特に限定はされない。

上記構造をなした電気機器１０へは、外部の送電アンテナ７０から電力が供給されるようになっている。図６（ａ）に示すように、この実施形態の送電アンテナ７０は、導線７１が平面渦巻形状に巻かれた形状をなしている。ここでは、導線７１を、所定間隔をあけて、平面的に渦巻形状をなすように巻かれており（スパイラル巻）、中央に空所を有する円環状をなしている。

上記送電アンテナ７０には、共振コンデンサ７３と、インバータ回路７５とが接続されている。また、送電アンテナ７０の外径は、２００ｍｍ以上であることが好ましく、２５０〜３５０ｍｍであることがより好ましい。更に図７に示すように、この実施形態における送電アンテナ７０は、治療対象者の下方に配置されるようになっており、また、図示しない移動手段（マニュピュレーター等）によって、Ｘ軸方向及びＹ軸方向に移動可能となっている。

そして、図示しない電源から供給された電力が、インバータ回路７５を介して交流電流に変換され、該交流電流が共振コンデンサ７３を通して送電アンテナ７０に供給されると、送電アンテナ７０に磁界が発生して、その磁束Ｂが、電気機器１０の受電コイル２５へと電磁誘導されて無線給電されるようになっている。このような、無線給電する際の状態が、図７に示されている。

このとき、この実施形態においては、受電コイル２５は、共振コンデンサ３５と接続されて、図４に示すようなＬＣ回路を構成しており、受電コイル２５が受電した電力によって、受電コイル２５自体が発熱するので、例えば、胆管Ｖ２の内壁に形成されたがん組織等の患部３に、温熱療法を施すことができるようになっている。

すなわち、この実施形態においては、受電コイル２５自体が、受電コイル２５によって受電した電力によって、治療に必要な動作をなす、本発明における「駆動部」をなしている。また、上記のように、送電アンテナ７０によって受電部２０の受電コイル２５に電力を無線給電する場合には、送電アンテナの７０発振周波数ｆ（Ｈｚ）と、上述した（数式１）で示す受電部２０の共振周波数ｆ（Ｈｚ）とが一致するように設定されていることが好ましい。このように、送電アンテナの７０発振周波数ｆ（Ｈｚ）と、受電部２０の共振周波数ｆ（Ｈｚ）とを一致させることで、受電コイル２５の上記回路を磁界共鳴させることが可能となっている。

そして、本発明の電気機器においては、受電コイル２５の内側に配置される、感温磁性体部材３０が、温度上昇により透磁率が下がる特性を有しているので（図５参照）、図６（ａ）に示すように、送電アンテナ７０から電力が受電部２０に向けて電力が供給されると、送電アンテナ７０からの磁束Ｂは、感温磁性体部材３０の温度によって、図６（ｂ），（ｃ）に示すように変化するようになっている。

すなわち、感温磁性体部材３０の温度が所定値よりも低い状態の場合（キュリー温度Ｔｃが任意の値よりも低い状態の場合）、図６（ｂ）に示すように、感温磁性体部材３０の透磁率は低下せず所定値に維持されるので、送電アンテナ７０からの磁束Ｂが、感温磁性体部材３０に引き寄せられやすくなり、その結果、受電コイル２５に電力が、効率的に十分な量で供給されて、当該電気機器１０は十分な機能を発揮することができる。このとき、受電コイル２５は、自身によって発生した熱によって、発熱することになる。

こうして、受電コイル２５は自身の発熱により、徐々に温度が上昇していき、その熱は受電コイル２５の内周に当接する感温磁性体部材３０に伝わるので、それにつられて感温磁性体部材３０も温度上昇していく。そして、感温磁性体部材３０の温度が所定値よりも高くなった場合（キュリー温度Ｔｃが任意の値よりも高くなった場合）、図５に示すように感温磁性体部材３０の透磁率が低下するので、送電アンテナ７０からの磁束Ｂが、図６（ｃ）に示すように感温磁性体部材３０に引き寄せられにくくなり、その結果、受電コイル２５の電力の受電量が低下するか又は「０」になり、受電コイル２５が発熱しにくくなるか又は全く発熱しなくなり、受電部２０の過温度が防止される。

すなわち、感温磁性体部材３０の温度が、キュリー温度Ｔｃよりも低いと、受電コイル２５を通過する磁束密度が高く、キュリー温度Ｔｃを超えた場合には、受電コイル２５を通過する磁束密度が低下し、送電アンテナ７０からの磁束Ｂの分布（磁束分布）が変化するようになっている。

また、上述したように、送電アンテナ７０から受電部２０に電力を無線給電する際に、送電アンテナの７０発振周波数ｆ（Ｈｚ）と受電部２０の共振周波数ｆ（Ｈｚ）とが一致するように設定されていることと、受電コイル２５の内側に配置する部材を、感温磁性体部材３０とすることの組合わせが好ましい理由について、感温磁性体部材３０の温度の変動と関連して、より具体的に説明する。

一般的に、透磁率μとインダクタンスＬの関係は、感温磁性体部材３０の平均磁路長をｌ、その磁路断面積をＳ、巻き数をＮとしたとき、下記（数式２）のように表される。

そして、感温磁性体部材３０が所定温度を超えて、その透磁率が低下すると、上述したように、（１）送電アンテナ７０からの磁束分布が変化して、受電コイル２５を通過する磁束密度が低下する影響に加えて、（２）受電コイル２５のインダクタンスＬが、前記（数式２）で示すように、透磁率μに比例して小さくなり、また、前記（数式１）のインダクタンスＬが小さくなるので、受電部２０の共振周波数ｆは逆に大きくなる。例えば、透磁率μが１０％小さくなると、インダクタンスＬが同じく１０％小さくなり、受電部２０の共振周波数ｆは、１／√（１−０．１）となり、１／√０．９＝１／０．９５で、１．０５倍となり、つまり受電部２０の共振周波数ｆは５％高くなる。そして、受電部２０の共振周波数ｆがそれまで一致して共鳴していた、送電アンテナ７０の発振周波数ｆから、５％もずれると、もはや共鳴は生じえず、受電部２０が受電する電力は、数十分の一程度に急落するのである。

次に、上記構成からなる電気機器１０の、使用方法の一例について説明する。なお、この使用方法は一例であり、特に限定はされない。

図１に示すように、この実施形態における電気機器１０は、体内に配置される医療用機器であって、温熱療法に用いられる治療具となっている。具体的には、この電気機器１０は胆管Ｖ２内に留置されて、その内壁に形成されたがん組織等の患部３の、温熱療法に用いられるものである。また、図１に示すように、胆管Ｖ２は、十二指腸Ｖ１の下部に設けられた乳頭Ｎから伸びており、乳頭Ｎからは膵管Ｖ３も分岐して伸びている。なお、体内としては、上記の胆管Ｖ２以外にも、胃等の臓器や、大腸、十二指腸Ｖ１、膵管Ｖ３等の管状器官等であってもよく、特に限定はされない。

そして、電気機器１０を、例えば、図示しない内視鏡を介して挿入していき、そのチューブステント１１の一端側を、胆管Ｖ２の奥方向に配置し、フラップ状の係止部１２を乳頭Ｎの入口近傍の壁部１に係止させることで、胆管Ｖ２内に、電気機器１０を位置ずれを防止した状態で留置する。

その状態で、図７に示すように、治療対象者の下方に送電アンテナ７０を設置して、同送電アンテナ７０に図示しない電源から電力を供給する。すると、インバータ回路７５を介して変換された交流電流が、共振コンデンサ７３を通して、送電アンテナ７０の導線７１に供給されて磁界が発生して、図６（ａ）に示すように、その磁束Ｂが、電気機器１０の受電部２０の受電コイル２５へと電磁誘導されて無線給電される。

このとき、感温磁性体部材３０の温度が所定値よりも低く、感温磁性体部材３０の透磁率が低下していない状態では、図６（ｂ）に示すように、磁束Ｂが感温磁性体部材３０を通過しやすくなるので、受電コイル２５に電力が効率的に供給され、受電コイル２５自体が発熱して、胆管Ｖ２内に形成された、がん組織を温熱療法（ハイパーサーミア）によって治療することができる。

一方、感温磁性体部材３０の温度が所定値よりも高くなると、感温磁性体部材３０の透磁率が低下するので、図６（ｃ）に示すように、送電アンテナ７０からの磁束Ｂが、感温磁性体部材３０を通過しにくくなり、受電コイル２５の電力の受電量が低下するため、受電コイル２５が発熱しにくくなり、受電部２０（受電コイル２５や感温磁性体部材３０）が所定温度以上に温度上昇すること（過温度となること）が防止される。

このように、この電気機器１０においては、受電部２０として、受電コイル２５と、その内側に配置され、温度上昇により透磁率が下がる特性を有する、感温磁性体部材３０とを有しており、受電コイル２５が電力を受電して発熱すると、受電コイル内側の感温磁性体部材３０の温度が上昇して透磁率が下がり、受電コイル２５の受電電力が低下する一方、受電コイル２５の受電電力が低下して発熱量が低下すると、受電コイル内側の感温磁性体部材３０の温度が低下して透磁率が上昇し、受電コイル２５の受電電力が増大することにより、受電電力を所定範囲に保持しつつ、受電部２０の温度上昇が所定範囲に抑制されるように構成されているので、受電コイル２５による電力の受電に伴って、受電部２０の温度が所定値以上になろうとしても、感温磁性体部材３０の透磁率が下がって、受電コイル２５の受電量を減らすため、受電部２０が所定温度以上になること（過温度）を確実に防ぐことができる。

その結果、電気機器１０の雰囲気温度に応じて、電気機器１０に対する送電アンテナ７０からの距離や、送電アンテナ７０の出力等を変更して、受電コイル２５の受電量を逐次調整する必要がなく、受電部２０の過温度を防止しつつ、受電コイル２５によって効率的に電力を受電して、電気機器１０の所定動作を確実に行わせることができる。また、受電部２０の過温度が防止されるので、電気機器１０を長期に亘って連続的に使用することが可能となり、使い勝手のよい電気機器１０を得ることができる。更に、電気機器１０の構造を簡素化することができると共に、電気機器１０のコンパクト化を図ることができ、かつ、電気機器１０の緒性能を十分に発揮させることができる。

また、この実施形態においては、送電アンテナ７０から受電部２０に電力を無線給電する際に、送電アンテナ７０の発振周波数ｆと、受電部２０の共振周波数ｆとが一致するように設定されているので、次のような作用効果を奏する。すなわち、送電アンテナ７０の共振周波数ｆと受電部２０の共振周波数ｆとが異なる、一般的な電磁誘導においても、上述した作用効果（受電部２０が所定温度以上になると、感温磁性体部材３０の透磁率が下がって、受電部２０の過温度を防止する効果）を奏するが、感温磁性体部材３０と、送電アンテナ７０の共振周波数ｆと受電部２０の共振周波数ｆとを一致するように設定して、受電コイル回路を磁界共鳴させる構成としたことによって、感温磁性体部材３０が所定温度を超えて、その透磁率が低下すると、それまで磁界共鳴していた受電コイル回路が磁界共鳴しなくなり、受電部２０が受電する電力が急減するので、受電部２０の過温度防止効果をより一層高めることができる。

なお、この実施形態においては、図２や図３に示すように、受電部２０は、共振コンデンサ３５を、ヘリカル巻された受電コイル２５の軸心方向において、感温磁性体部材３０の端部に当接させて配置するように構成されている。このような構成を採用すると、（１）受電部２０の外径を小さくできるので、体内に配置される医療用機器に用いる場合に、患者の負担を軽減することができると共に、（２）受電コイル２５よりは、穏やかとはいえ、共振コンデンサ３５も発熱するので、この共振コンデンサ３５の温度上昇も感温磁性体部材３０に反映されて、感温磁性体部材３０が暖められることとなり、感温磁性体部材３０の温度を、身体への影響を考慮しつつ、より適切に調整することができる。

更に、この実施形態における電気機器１０のように、体内に配置される医療用機器であり、感温磁性体部材３０の透磁率が下がり始める温度が３９〜４４℃となるように設定されている場合には、例えば、ステント（ここではチューブステント１１）や、カプセル内視鏡やペースメーカー等（これらについては後述の実施形態で説明する）の、体内に配置される医療用機器に好適に用いることができる。

また、この実施形態における電気機器１０は、受電コイル２５によって受電した電力によって、治療に必要な動作をなす駆動部（ここでは受電コイル２５）を有しているので、体内における、治療に必要な動作、例えば、発熱や、薬液投与、発光等（これらについては後述の実施形態で説明する）の諸動作を、確実に行わせることができる。

更に、この実施形態における電気機器１０は、受電した電力によって発熱する受電コイル２５自体を、駆動部として、温熱療法に用いられる治療具であるので、がん組織の熱感受性（正常組織によりも熱に弱く、所定温度で死滅する性質）を利用した、温熱療法（ハイパーサーミア）に好適に用いることができる。

また、この実施形態における電気機器１０は、図３に示すように、感温磁性体部材３０の外周に、受電コイル２５と共振コンデンサ３５とが接触するように配置されていると共に、受電コイル２５は、Ｃｕよりも抵抗値が高い材料からなる。そのため、受電コイル２５自体を抵抗体として、発熱させやすくすることができ、温熱療法により好適に用いることができる。

更に、この実施形態の電気機器１０においては、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度Ｔｃが４２．５〜４３℃とされているので、温熱療法に一層好適に用いることができ、がん組織をより死滅させやすくすることができる。

図８には、本発明に係る無線給電式電気機器の、第２実施形態が示されている。なお、前記実施形態と実質的に同一部分には同符号を付してその説明を省略する。

この実施形態の無線給電式電気機器１０Ａ（以下、「電気機器１０Ａ」ともいう）は、駆動部を有し体内に留置される留置型治療具であり、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度Ｔｃが３９℃とされたものである。

図８（ｂ）に示すように、この第２実施形態の電気機器１０Ａは、前記第１実施形態のように、チューブステント１１を備えるものではなく、受電コイル２５と、その内側に配置された感温磁性体部材３０と、感温磁性体部材３０の軸方向一端部に接続された共振コンデンサ３５とからなり、また、受電コイル２５自体が発熱する本発明における「駆動部」をなしている。更に、電気機器１０Ａは、超音波内視鏡８０の先端開口から突出される生検針８１の内部を通過できる大きさ及び形状とされている。なお、超音波内視鏡８０の先端には、超音波照射用及び探知用の超音波プローブ（探触子）８２が設けられている。

そして、例えば、胃の壁部１に隣接する膵臓等の臓器Ｚの患部３に、治療具１０Ｆを留置する際には、口から挿入された超音波内視鏡８０の先端部を、胃の内部に配置して、胃の壁部１の内面側から、超音波プローブ８２で超音波を照射して、隣接する膵臓等の臓器Ｚにおける、電気機器１０Ａを留置すべき目的の患部３を探知する。その後、図８（ａ）に示すように、超音波内視鏡８０の先端開口から生検針８１を突出させて、胃の壁部１を貫通して、膵臓等の臓器Ｚの患部３に生検針８１を穿刺する。更にその後、図示しないチューブやシース、プッシャ等によって、生検針８１の針内部を通して、患部３に電気機器１０Ａを埋め込むように留置する。なお、電気機器１０Ａが留置される臓器Ｚとしては、膵臓以外であってもよく、特に限定はされない。

そして、この実施形態における電気機器１０Ａは、駆動部を有し体内に留置される留置型治療具であって、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度が３９℃とされているので、体内の正常な組織に影響を与えない範囲で、がん組織等に効率的に治療（ここでは温熱療法）を施すことができる。

図９及び図１０には、本発明に係る無線給電式電気機器の、第３実施形態が示されている。なお、前記実施形態と実質的に同一部分には同符号を付してその説明を省略する。

この実施形態の無線給電式電気機器１０Ｂ，１０Ｃ（以下、「電気機器１０Ｂ」，「電気機器１０Ｃ」ともいう）は、駆動部として、受電コイル２５によって受電した電力によって発熱する発熱体３７を有すると共に、感温磁性体部材３０に接続される共振コンデンサ３５を有し、温熱療法に用いられる治療具である。すなわち、第１実施形態の電気機器１０や、第２実施形態の電気機器１０Ａが、受電コイル２５自体が発熱する構造であるのに対し、この第３実施形態の電気機器１０Ｂ，１０Ｃは、受電コイル２５とは別体の、発熱体３７を有しており、この発熱体３７が発熱する構造となっている。

具体的に説明すると、図９（ａ）に示す電気機器１０Ｂは、発熱体３７は、受電コイル２５及びその内側に配置された感温磁性体部材３０の間に、それらに接触するように配置された構造となっている。一方、図９（ｂ）に示す電気機器１０Ｃは、発熱体３７は、受電コイル２５の外側に接触するように配置された構造となっている。なお、図１０に示すように、これらの構造は、いわゆるＲＬＣ回路を構成しており、受電部２０の共振周波数ｆ（Ｈｚ）は、前記（数式１）と同様に、で表されるものとなる。

そして、この実施形態における電気機器１０Ｂ，１０Ｃにおいては、送電アンテナ７０からの電力を、受電コイル２５が受電すると、発熱体３７が発熱して、その温度が感温磁性体部材３０によって調整されるため、温熱療法に好適に用いることができる。

図１１には、本発明に係る無線給電式電気機器の、第４実施形態が示されている。なお、前記実施形態と実質的に同一部分には同符号を付してその説明を省略する。

この実施形態の無線給電式電気機器１０Ｄ（以下、「電気機器１０Ｄ」ともいう）は、受電部２０及び駆動部を収容するカプセル４０を有し、体内で移動するカプセル型治療具であり、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度がＴｃ４１〜４２℃とされたものである。

具体的に説明すると、この電気機器１０Ｄは、光透過性材料で形成されたカプセル４０を有しており、その内部の一端部側には、カメラ４１及び自走用駆動装置４３が配置され、他端部側には、受電コイル２５と、その内側に配置された感温磁性体部材３０と、感温磁性体部材３０の内側に配置された、薬液注入装置４５とが配置された構造となっている。また、受電コイル２５で受電された電力は、カメラ４１や、自走用駆動装置４３、薬液注入装置４５に供給される。そして、この電気機器１０Ｄは、消化器官等の管状器官に入り込んで、自走用駆動装置４３によって管状器官内を移動し、カメラ４１によって管状器官内を撮影可能で、更に薬液注入装置４５によって、抗がん剤等の薬液を注入可能となっている。なお、上記の、カメラ４１、自走用駆動装置４３、薬液注入装置４５が、本発明における「駆動部」をなしている。

そして、この実施形態における電気機器１０Ｄは、受電部２０及び駆動部（カメラ４１，自走用駆動装置４３，薬液注入装置４５）を収容するカプセル４０を有し、体内で移動するカプセル型治療具であり、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度が４１〜４２℃とされているので、カプセル型治療具が４１〜４２℃に維持されつつ体内を移動するため、体内の正常な組織に影響を与えない範囲で、がん組織等を効率的に治療することができる。

図１２及び図１３には、本発明に係る無線給電式電気機器の、第５実施形態が示されている。なお、前記実施形態と実質的に同一部分には同符号を付してその説明を省略する。

この実施形態の無線給電式電気機器１０Ｅ（以下、「電気機器１０Ｅ」ともいう）は、駆動部を有し体内に留置される留置型治療具であり、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度Ｔｃが３９℃とされたものである。

図１２に示すように、この電気機器１０Ｅは、心不全等の治療のために、体内に埋め込まれて留置されるペースメーカーに適用されるものである。なお、体内に留置される留置型治療具としては、例えば、人工心臓や、人工補助心臓、人工腎臓、その他の人工臓器に適用することができ、特に限定はされない。

図１３に示すように、この電気機器１０Ｄは、受電コイル２５及びその内側に配置される感温磁性体部材３０を有する受電部２０と、該受電部２０によって受電した電力を蓄える二次電池５１と、該二次電池５１によって駆動される駆動装置５３とを有しており、それらがケース５０内に収容配置されている。また、駆動装置５３には、トランジスタや集積回路、抵抗、コンデンサ等の、各種回路部品が実装された基板５５が配置されている。そして、電気機器１０Ｅには、心臓５の心房や心室に接続されたリード５６，５７が接続されており、駆動装置５３を介して制御されて、センシングやペーシングがなされるようになっている。なお、上記駆動装置５３が、本発明における「駆動部」をなしている。

そして、この実施形態においては、電気機器１０Ｅは、駆動部を有し体内に留置される留置型治療具であり、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度Ｔｃが３９℃とされているので、体内の正常な組織に影響を与えない範囲で、体内に留置されるペースメーカーや、人工心臓等の留置型治療具を動作させて、各種治療を効率的に行うことができる。

図１４及び図１５には、本発明に係る無線給電式電気機器の、第６実施形態が示されている。なお、前記実施形態と実質的に同一部分には同符号を付してその説明を省略する。

この実施形態の無線給電式電気機器１０Ｆ（以下、「電気機器１０Ｆ」ともいう）は、駆動部として、受電コイル２５から電力が供給され、特定波長の光を発光する発光体６０を有する、発光型治療具であり、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度Ｔｃが３９〜４２℃とされたものである。

図１４に示すように、この実施形態の電気機器１０Ｆは、受電コイル２５と、その内側に配置された感温磁性体部材３０と、感温磁性体部材３０の軸方向一端側に配置され、受電コイル２５の導線２１を介して接続された共振コンデンサ３５と、この共振コンデンサ３５に連設され、受電コイル２５からの電力供給により、特定波長の光を発光する発光体６０と、これらを収容するカプセル６１とを備えている。

なお、発光体６０により発光する光の波長は、モノクローナル抗体に結合される感光物質が吸収して化学変化を起こすことが可能な波長を選択する。例えば、感光物質としてＩＲ７００（フタロシアンニン）を用いる場合には、波長６８０〜７１０ｎｍの近赤外線が採用される。

また、カプセル６１の発光体６０とは反対側の端部には、紐状体６２を介して、体内の壁部１を係止可能なクリップ６５が取付けられている。このクリップ６５は、開閉可能で常時は開く方向に付勢された一対の把持片６６，６６と、これらの把持片６６，６６の外周にスライド可能に装着され、把持片６６の先端側にスライドさせることにより、一対の把持片６６，６６を閉じさせることができるスライダ６７とを有している。

そして、クリップ６５の一対の把持片６６，６６を開いた状態で、アウターシースやインナーシース等からなる搬送装置によって、大腸等に電気機器１０Ｆを搬送して、スライダ６７を把持片先端側にスライドさせることで、一対の把持片６６，６６を閉じて、壁部１の目的箇所１ａが挟持されて、電気機器１０Ｆを吊り下げるようにして配置することができる。この状態で、送電アンテナ７０から電力が供給されて、受電コイル２５が受電すると、電力が発光体６０へ供給されるので、所定波長の光を発光させることができ、壁部１内に生成された患部３に光免疫療法を施すことが可能となる。

このとき、この実施形態における電気機器１０Ｆは、駆動部として、受電コイル２５から電力が供給され、特定波長の光を発光する発光体６０を有する、発光型治療具であり、感温磁性体部材３０の透磁率が急激に低下するキュリー温度Ｔｃが３９〜４２℃とされているので、体内の正常な組織に影響を与えない範囲で、例えば、がん組織等の治療が必要な箇所に、光を照射することができ、光免疫療法に好適に用いることができる。

なお、本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内で、各種の変形実施形態が可能であり、そのような実施形態も本発明の範囲に含まれる。

本発明の電気機器を用いたことによる、受電コイルの受電量の増減を確認した。

＜実施例１＞
感温磁性体部材として、中実で外径が９ｍｍ、長さが３ｍｍの、円筒状のものを用い、その外周にヘリカル巻した受電コイル（ヘリカルコイル）を配置して、実施例１を作製した。なお、受電コイルは、線径が０．２ｍｍの線材を、ピッチを０．６ｍｍとして、ヘリカル巻で５巻して形成されたものであって、その外径は１０ｍｍ、長さは３．２ｍｍである。

＜実施例２＞
感温磁性体部材として、外径が９ｍｍ、長さが１０ｍｍの、円柱状のものを用いた以外は、実施例１と同様の条件で、実施例２を作製した。

＜実施例３＞
感温磁性体部材として、外径が９ｍｍ、内径が１ｍｍ、長さが１０ｍｍの、円筒状のものを用いた以外は、実施例１と同様の条件で、実施例３を作製した。

＜試験１＞
上記実施例１に、ヘリカル巻した送電アンテナから電力を供給して、（１）キュリー温度Ｔｃ以下の場合、（２）キュリー温度とほぼ一致した温度の場合、（３）キュリー温度Ｔｃ以上の場合のそれぞれについて、感温磁性体部材の比透磁率と、受電コイルの誘電起電力との関係を、周知の電磁誘導のシミュレーションソフトによって測定した。なお、（１）キュリー温度Ｔｃ以下の場合は、比透磁率が１００００、１０００、１００について、それぞれ測定した。その結果を下記表１に示す。なお、送電アンテナは、線径が０．５ｍｍの線材を、ピッチを１．０ｍｍとして、ヘリカル巻で１０巻して形成されたものであって、その外径は１１ｍｍ、内径は１０ｍｍである。

上記表１に示すように、実施例１の感温磁性体部材が、キュリー温度Ｔｃ以上となると、キュリー温度Ｔｃ以下と比べて、電磁誘導の条件下では、誘電起電力を３３％程度減少することを確認できた。

＜試験２＞
上記実施例２及び実施例３に、スパイラル巻した送電アンテナから電力を供給して、（１）キュリー温度Ｔｃ以下の場合、及び、（２）キュリー温度Ｔｃ以上の場合のそれぞれについて、感温磁性体部材の比透磁率と、受電コイルの誘電起電力との関係を、周知の電磁誘導のシミュレーションソフトによって測定した。その結果を下記表２に示す。なお、送電アンテナは、線径が２ｍｍの線材を、ピッチを５ｍｍとして、スパイラル巻で１０巻して形成されたもので、その外径は２５０ｍｍ、内径は１５６ｍｍである。また、送電アンテナの中心に、実施例２，３の端部との距離を、１０．０ｍｍ離して配置した。

上記表２に示すように、実施例２においては、感温磁性体部材が、キュリー温度Ｔｃ以上となると、キュリー温度Ｔｃ以下と比べて、誘電起電力を４６％程度減少することを確認できた（２１２ｍＶに対して１１５ｍＶ）。なお、キュリー温度Ｔｃ以下の場合の誘電起電力は、実施例２が実施例３と比べて、電磁誘導の条件下で１３％程高いことが確認できた。

１０，１０Ａ，１０Ｂ，１０Ｃ，１０Ｄ，１０Ｅ，１０Ｆ 無線給電式電気機器（電気機器）
１１ チューブステント
２０ 受電部
２１ 導線
２５ 受電コイル
３０ 感温磁性体部材
３５ 共振コンデンサ
３７ 発熱体
４０ カプセル
５０ ケース
６０ 発光体
６１ カプセル
６５ クリップ
７０ 送電アンテナ

Claims (11)

1. 外部から無線給電により電力を受電する受電部を有し、受電した電力によって所定動作をなす電気機器であって、
   前記受電部は、導線を巻回して筒状をなし、外部の送電アンテナから磁束を媒介して供給される電力を受電して発熱する、受電コイルと、
   該受電コイルの内側に配置され、温度上昇により透磁率が下がる特性を有する、感温磁性体部材とを有しており、
   前記受電コイルが電力を受電して発熱すると、受電コイル内側の前記感温磁性体部材の温度が上昇して透磁率が下がり、前記受電コイルの受電電力が低下する一方、前記受電コイルの受電電力が低下して発熱量が低下すると、受電コイル内側の前記感温磁性体部材の温度が低下して透磁率が上昇し、前記受電コイルの受電電力が増大することにより、受電電力を所定範囲に保持しつつ、前記受電部の温度上昇が所定範囲に抑制されるように構成されていることを特徴とする、無線給電式電気機器。
2. 前記送電アンテナから前記受電部に電力を無線給電する際に、前記送電アンテナの発振周波数と、前記受電部の共振周波数とが一致するように設定されている請求項１記載の無線給電式電気機器。
3. 前記電気機器は、体内に配置される医療用機器であり、前記感温磁性体部材の透磁率が下がり始める温度が３９〜４４℃となるように設定されている請求項１又は２記載の無線給電式電気機器。
4. 前記電気機器は、前記受電コイルによって受電した電力によって、治療に必要な動作をなす駆動部を有している、請求項３記載の無線給電式電気機器。
5. 前記電気機器は、前記受電部及び前記駆動部を収容するカプセルを有し、体内で移動するカプセル型治療具であり、前記感温磁性体部材の透磁率が急激に低下するキュリー温度が４１〜４２℃とされている請求項４記載の無線給電式電気機器。
6. 前記電気機器は、前記駆動部を有し体内に留置される留置型治療具であり、前記感温磁性体部材の透磁率が急激に低下するキュリー温度が３９℃とされている請求項４記載の無線給電式電気機器。
7. 前記電気機器は、前記駆動部として、前記受電コイルから電力が供給され、特定波長の光を発光する発光体を有する、発光型治療具であり、前記感温磁性体部材の透磁率が急激に低下するキュリー温度が３９〜４２℃とされている請求項４記載の無線給電式電気機器。
8. 前記電気機器は、受電した電力によって発熱する受電コイル自体を、前記駆動部として
   、温熱療法に用いられる治療具である、請求項４記載の無線給電式電気機器。
   
9. 前記感温磁性体部材の外周に、前記受電コイルと共振コンデンサとが接触するように配置されていると共に、前記受電コイルは、Ｃｕよりも抵抗値が高い材料からなる請求項８記載の無線給電式電気機器。
10. 前記電気機器は、前記駆動部として、前記受電コイルによって受電した電力によって発熱する発熱体を有すると共に、前記感温磁性体部材に接続される共振コンデンサを有し、温熱療法に用いられる治療具であり、
    前記発熱体は、前記受電コイル及びその内側の前記感温磁性体部材の間に、それらに接触するように配置されるか、又は、前記受電コイルの外側に接触するように配置されている請求項４記載の無線給電式電気機器。
11. 前記感温磁性体部材の透磁率が急激に低下するキュリー温度が４２．５〜４３℃とされている請求項８〜１０のいずれか１つに記載の無線給電式電気機器。

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