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處置器具和手術系統.pdf

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處置 器具 手術 系統
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摘要
申請專利號:

CN201480049166.0

申請日:

20140214

公開號:

CN105530882B

公開日:

20180316

當前法律狀態:

有效性:

有效

法律詳情:
IPC分類號: A61B18/00 主分類號: A61B18/00
申請人: 奧林巴斯株式會社
發明人: 杉山勇太
地址: 日本東京都
優先權: 2013-187534
專利代理機構: 北京三友知識產權代理有限公司 代理人: 李輝;于靖帥
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法律狀態
申請(專利)號:

CN201480049166.0

授權公告號:

法律狀態公告日:

法律狀態類型:

摘要

處置器具(20)具備:螺線管形狀的接收線圈(29),其與產生交流磁場的送電線圈(19)感應耦合而無線接收電力;處置部(21),其利用接收線圈(29)所接收的電力進行處置;變幅桿(22),其貫穿插入接收線圈(29)的內部;以及磁通集中部件(27),其配設于接收線圈(29)的內部,由軟磁性體構成。

權利要求書

1.一種處置器具,其特征在于,該處置器具具有:螺線管形狀的接收線圈,其與產生交流磁場的送電線圈感應耦合而無線接收電力;處置部,其利用所述接收線圈所接收的電力進行處置;導電體,其貫穿插入于所述接收線圈的內部;以及磁通集中部件,其配設于所述接收線圈的內部,由軟磁性體構成,該處置器具還具備利用所述接收線圈所接收的電力進行超聲波振動的振子,所述導電體是振動傳遞部件,該振動傳遞部件由傳遞超聲波振動的棒狀的金屬構成,其基端部與所述振子機械地結合,所述處置部與所述振動傳遞部件的前端部機械地結合,對所述處置對象施加超聲波振動。2.根據權利要求1所述的處置器具,其特征在于,所述磁通集中部件是內部貫穿插入有所述導電體的中空圓筒狀。3.根據權利要求1所述的處置器具,其特征在于,所述磁通集中部件是棒狀。4.根據權利要求2或3所述的處置器具,其特征在于,所述磁通集中部件由沿長軸方向分割且彼此絕緣的多個部件構成。5.根據權利要求2所述的處置器具,其特征在于,所述磁通集中部件是將由軟磁性體構成的薄帶隔著絕緣層卷繞而成的。6.根據權利要求1至3中的任意一項所述的處置器具,其特征在于,所述磁通集中部件貫穿插入于所述接收線圈。7.根據權利要求6所述的處置器具,其特征在于,所述送電線圈是卷繞于套針的插入孔的螺線管形狀的線圈。8.根據權利要求1至3中的任意一項所述的處置器具,其特征在于,所述送電線圈是卷繞于通道的螺線管形狀的線圈,該通道貫穿插入于內窺鏡的插入部中,所述處置器具插入于所述通道。9.一種手術系統,其特征在于,該手術系統具有:套針,其具有卷繞于插入孔的螺線管形狀的送電線圈,該送電線圈產生交流磁場;處置器具,其插入于所述插入孔,該處置器具具有:螺線管形狀的接收線圈,當該處置器具插入于所述插入孔時,該接收線圈與所述送電線圈感應耦合而無線接收電力;處置部,其利用所述接收線圈所接收的電力進行處置;導電體,其貫穿插入于所述接收線圈的內部;磁通集中部件,其配設于所述接收線圈的內部,由軟磁性體構成;以及振子,其利用所述接收線圈所接收的電力進行超聲波振動,所述導電體是振動傳遞部件,該振動傳遞部件由傳遞超聲波振動的棒狀的金屬構成,其基端部與所述振子機械地結合,所述處置部與所述振動傳遞部件的前端部機械地結合,對所述處置對象施加超聲波振動;以及電源單元,其向所述送電線圈輸出驅動電力。

說明書

技術領域

本發明涉及借助交流磁場以無線的方式接收電力的處置器具和具備上述處置器具的手術系統。

背景技術

內窺鏡手術由于低侵害而被廣泛進行。例如,圖1所示的手術系統101在日本特開2009-195676號公報中被公開。手術系統101具備經由向被檢體9的體壁穿刺的套針110的插入孔110H而插入到腹腔內的處置器具120。

處置器具120是超聲波處置器具,具有將與背塊(バックマス)接合的超聲波振子123所產生的振動傳遞給前端的處置部121的振動傳遞部件(變幅桿)122。通過手術人員把持的把持部124的操作使處置部121進行開閉來夾持要處置的患部。

處置器具120連接用于將來自電源單元130的電力提供給超聲波振子的線纜135。但是,線纜135成為手術人員進行手術時的阻礙而使操作性降低。

在日本特開平11-128242號公報中公開了如下的系統:從套針的送電線圈產生交流磁場,以無線的方式向插入于套針的處置器具的接收線圈提供電力。

但是,在通過交流磁場來無線輸送電力的手術系統中,配設于處置器具的內部的導電體由于交流磁場所產生的渦流而被感應加熱。例如,超聲波處置器具的變幅桿由高強度的金屬構成,因此被加熱,有可能由于超聲波振子或處置部的溫度上升或者電力的傳輸效率降低而使動作變得不穩定。

發明內容

發明要解決的課題

本發明的實施方式的目的在于提供以無線的方式接收交流磁場的動作穩定的處置器具和以無線的方式接收交流磁場的動作穩定的手術系統。

用于解決課題的手段

本發明的實施方式的處置器具具備:螺線管形狀的接收線圈,其與產生交流磁場的送電線圈感應耦合而無線接收電力;處置部,其利用所述接收線圈所接收的電力進行處置;導電體,其貫穿插入于所述接收線圈的內部;以及磁通集中部件,其配設于所述接收線圈的內部,由軟磁性體構成。

另外,其它實施方式的手術系統具備:套針,其具有卷繞于插入孔的螺旋形狀的送電線圈,該送電線圈產生交流磁場;處置器具,其插入于所述插入孔,該處置器具具有:螺線管形狀的接收線圈,當該處置器具插入于所述插入孔時,該接收線圈與所述送電線圈感應耦合而無線接收電力;處置部,其利用所述接收線圈所接收的電力進行處置;導電體,其貫穿插入于所述接收線圈的內部;以及磁通集中部件,其配設于所述接收線圈的內部,由軟磁性體構成;以及電源單元,其向所述送電線圈輸出驅動電力。

發明效果

根據本發明的實施方式,能夠提供以無線的方式接收交流磁場的動作穩定的處置器具和以無線的方式接收交流磁場的動作穩定的手術系統。

附圖說明

圖1是以往的手術系統的示意圖。

圖2是實施方式的手術系統的示意圖。

圖3是第1實施方式的處置器具的主要部分的剖視圖。

圖4是第1實施方式的處置器具的主要部分的沿圖3的IV-IV線的剖視圖。

圖5是第1實施方式的處置器具的主要部分的透視立體圖。

圖6A是第1實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖6B是第1實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖6C是第1實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖6D是第1實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖7是第2實施方式的處置器具的主要部分的透視立體圖。

圖8A是第2實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖8B是第2實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖8C是第2實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖8D是第2實施方式的處置器具的變形例的磁通集中部件的立體圖。

圖9是第3實施方式的手術系統的剖視圖。

具體實施方式

<第1實施方式>

首先,使用圖2~圖5對第1實施方式的手術系統1和超聲波處置器具(以下也稱為“處置器具”)20進行說明。如圖2所示,手術系統1具備套針10、電源單元(Power unit)30以及處置器具20。手術用的處置器具20經由向被檢體9的體壁穿刺的套針10的插入孔10H而插入于被檢體9的體內例如腹腔內。此外,在手術系統1中,內窺鏡等也經由其它的套針而插入于被檢體9的體內,但省略其說明等。

電源單元30輸出例如10W~100W的比較大功率的高頻的驅動電力。套針10具有卷繞插入孔10H的螺線管形狀的送電線圈19。當從電源單元30提供交流的驅動電力時,送電線圈19產生交流磁場。

處置器具20是具備接收線圈29、超聲波振子23、由導電體構成的作為振動傳遞部件的變幅桿(horn)22、處置部21、磁通集中部件27、操作線材26A以及電布線26B的超聲波處置器具。處置器具20經由套針10的插入孔10H而插入于被檢體9的體內。

如圖3和圖4所示,變幅桿22、操作線材26A、電布線26B是分別貫穿插入于多腔管28的各腔內的棒狀、線狀的結構要素。另外,接收線圈29的外周被由生物體適應性較高的樹脂構成的外裝管25覆蓋。

如圖5等所示,卷繞于多腔管28的外周的接收線圈29是螺線管形狀,并且,長軸方向是處置器具20的長度方向。當處置器具20插入于插入孔10H時,接收線圈29成為呈同心圓狀插入于送電線圈19的內部的狀態,接收線圈29與送電線圈19感應耦合而無線接收電力。

送電線圈19構成送電側LC串聯諧振電路,產生規定的諧振頻率FR1的交流磁場,其中,該送電側LC串聯諧振電路包括具有送電電容器的送電電路(未圖示)。另外,接收線圈29構成接收側LC串聯諧振電路,高效地接收規定的諧振頻率FR2的交流磁場,其中,該接收側LC串聯諧振電路包括具有接收電容器的接收電路(未圖示)。

送電側LC串聯諧振電路的諧振頻率FR1和接收側LC串聯諧振電路的諧振頻率FR2大致相同,在手術系統1中利用磁場共振現象有效地進行電力的無線發送接收。此外,例如在10kHz~20MHz的范圍內適當選擇諧振頻率FR1、FR2。

手術人員把持處置器具20的把持部24進行操作。由層疊型壓電元件構成的超聲波振子23在被施加接收線圈29所接收的驅動電力時進行超聲波振動。超聲波振子23的基端部與由金屬構成的背塊機械地結合。

變幅桿22是棒狀,向處置部21傳遞超聲波振子23的振動。即,對于變幅桿22,基端部與超聲波振子23機械地結合,前端部與處置部21機械地結合。變幅桿22為了高效地傳遞振動而以64鈦合金等鈦合金、或者純鈦等高強度的金屬構成。

處置部21由進行超聲波振動的振動部和與振動部成對的保持部構成。當把持部24的操作經由前端處置部開閉用的操作線材26A傳遞至處置部21時,處置對象的患部被夾持于振動部和保持部之間。在夾持的狀態下,當振動部振動時,向患部施加超聲波振動而進行處置。

在手術系統1中,從電源單元30延伸出的線纜35與套針10連接。處置器具20由于利用接收線圈29所無線接收的電力來驅動超聲波振子23,因此不需要用于提供電力的線纜,操作性良好。

而且,配設于接收線圈29的內部的中空圓筒狀的磁通集中部件27由磁導率μ較高的軟磁性體例如軟磁鐵氧體、坡莫合金、或者無定形合金等構成。軟磁性體由驅動信號的頻率即諧振頻率FR1中的磁導率μ為100以上、優選為1000以上的材料構成。若磁導率μ是上述范圍以上,則磁通集中部件27在能夠配設于處置器具20的內部的截面積上能夠充分獲得磁通集中效果。此外,磁導率μ的上限不被特別限定,技術上例如是100000。

在手術系統1中,即使在處置器具20插入于套針10,接收線圈29接收送電線圈19所產生的交流磁場的狀態(感應耦合狀態)下,由于送電線圈19所產生的交流磁場在接收線圈29的內部集中于磁通集中部件27,因此不對變幅桿22等施加較強的磁場。

變幅桿22、操作線材26A、電布線26B由導電體構成,貫穿插入于接收線圈29的內部,但由于未被交流磁場感應加熱,因此超聲波振子23或處置部21不會由于產生渦流而導致溫度上升。另外,在手術系統1中,電力的傳輸效率不會降低。因此,處置器具20和手術系統1動作穩定。

此外,圖5等所示的磁通集中部件27貫穿插入于接收線圈29的內部,但即使磁通集中部件27的長度比接收線圈29的長度短也能夠獲得防止發熱的效果。

另外,作為處置器具20,對超聲波處置器具進行了說明,但即使是在接收線圈29的內部配置有導電體的各種處置器具例如電手術刀或者高頻鉗子等,也能夠獲得同樣的效果。

另外,在接收線圈29的內部也可以配設有變幅桿22、操作線材26A、電布線26B以外的導電性部件,進而,還可以配設有未貫穿插入于接收線圈29的導電性部件。

<第1實施方式的變形例>

接著,使用圖6A~圖6D對第1實施方式的處置器具的變形例1~4進行說明。變形例1~4的處置器具和手術系統與第1實施方式的處置器具20和手術系統1相比,僅磁通集中部件的形態不同,其它的結構相同。因此,僅對磁通集中部件進行說明。

當交流磁場的頻率變高時,磁通集中部件的磁通集中效率即磁導率μ降低。在手術系統中,因為無線輸送電力,因此送電線圈19所產生的交流磁場的頻率與例如10kHz~20MHz相比能夠成為高頻,因此,特別容易出現由于渦流的產生所導致的損耗降低的影響。

通過使磁通集中部件的軟磁性材料的電阻率變高,能夠抑制損耗降低,但若考慮成本等,則更優選以下說明的變形例1~4。

即,變形例1~4的磁通集中部件都是通過由樹脂等構成的絕緣層將導電性的軟磁性體分割而得的。因此,變形例1~4的處置器具和手術系統具有處置器具20和手術系統1的效果,而且即使磁通集中部件的體積較小,動作也同樣地穩定。

圖6A所示的變形例1的磁通集中部件27A由沿長軸方向在圓周上分割成4部分的多個部件27MA和使部件27MA之間絕緣的絕緣材料27IA構成。換言之,磁通集中部件27A在與長軸方向平行的面上具有分割面(橫截面),且分割面被絕緣。此外,只要至少在1處具有橫截面就能獲得規定的效果。分割數量的上限沒有特別限制,但例如只要是10以上則效果沒有顯著的差異。

圖6B所示的變形例2的磁通集中部件27B由沿長軸方向在圓周上平行地分割成4部分的多個部件27MB和使部件27MB之間絕緣的絕緣材料27IB構成。

圖6C所示的變形例3的磁通集中部件27C由外周被絕緣材料覆蓋的多個棒狀(圓柱狀)的部件27C1構成。磁通集中部件27C也可以是棱柱狀等。

圖6D所示的變形例4的磁通集中部件27D是將由軟磁性體構成的薄帶27MD隔著絕緣層27ID卷繞而成的。換言之,在磁通集中部件27D中,與長軸垂直的截面是漩渦形狀,層疊的薄帶27MD的接觸部分被絕緣。薄帶27MD例如能夠使用通過快速冷卻法制作的無定形薄帶等。

由于薄帶27MD因表皮效應而使磁導率μ不容易降低,因此能夠有效地使磁通集中。

<第2實施方式>

接著,對第2實施方式的手術系統1A和處置器具20A進行說明。因為手術系統1A等與手術系統1等類似,因此對相同的結構要素賦予相同的標號并省略說明。

如圖7所示,在手術系統1A的處置器具20A中,磁通集中部件27E是棒狀。因為磁通集中部件27E由與磁通集中部件27相同的材料構成,因此即使是棒狀,也能夠獲得與磁通集中部件27相同的效果。另外,因為棒狀的磁通集中部件27E例如能夠通過擠壓成型而制作,因此,與中空圓筒狀的磁通集中部件27相比,制作容易且配置的自由度較高。

此外,磁通集中部件27E的截面形狀既可以是矩形也可以是多邊形等。例如,磁通集中部件27E也可以配設于多腔管(參照圖4等)的截面是圓形的腔中。

此外,為了能夠提高其它的部件的配置的自由度,優選磁通集中部件27E的中心軸相對于接收線圈29的中心軸偏心。另外,也能夠在接收線圈29的內部貫穿插入有較粗的結構要素。

而且,處置器具20A具備1根磁通集中部件27E,但也可以在接收線圈29的內部配設多根棒狀的磁通集中部件。

<第2實施方式的變形例>

接著,使用圖8A~圖8D對第2實施方式的處置器具的變形例1~4進行說明。變形例1~4的處置器具和手術系統與第2實施方式的處置器具20A和手術系統1A相比,僅磁通集中部件的形態不同,其它的結構相同。因此,僅對磁通集中部件進行說明。

變形例1~4的磁通集中部件與第1實施方式的處置器具20的磁通集中部件相同,都是通過絕緣層將導電性的軟磁性體分割而成的。因此,變形例1~4的處置器具和手術系統具有處置器具20A和手術系統1A的效果,而且即使磁通集中部件的體積較小,動作也同樣穩定。

圖8A所示的變形例1的磁通集中部件27E1由沿長軸方向在圓周上平行分割成4部分的多個部件27ME1和使部件27ME1之間絕緣的絕緣材料27IE1構成。

圖8B所示的變形例2的磁通集中部件27E2由外周被絕緣材料覆蓋的多個圓柱狀的部件27ME2構成。此外,也可以在多腔管的不同腔內配設未被絕緣材料覆蓋的圓柱狀軟磁性體。

圖8C所示的變形例3的磁通集中部件27E3由分別被絕緣材料27IE3絕緣的多個棱柱狀的部件27ME3構成。棱柱狀的部件27ME3能夠配設為比圓柱狀的部件27ME2緊密。

圖8D所示的變形例4的磁通集中部件27E4是將由軟磁性體構成的薄帶27ME4隔著絕緣層27IE4卷繞而成的。

<第3實施方式>

接著,對第3實施方式的手術系統1B和處置器具20B進行說明。因為手術系統1B等與手術系統1等類似,因此對相同的結構要素賦予相同的標號并省略說明。

如圖9所示,手術系統1B具有插入于被檢體的體內的內窺鏡40和處置器具20B。內窺鏡40具有在前端部45配設有攝像元件41的細長的插入部44、配設于插入部44的基端部側的把持部43以及從把持部43延伸設置且與處理器連接的通用線纜(未圖示)。通道42從把持部43到前端部45貫穿插入于插入部44的內部。處置器具20B從把持部43插入于通道42。

在內窺鏡40的通道上卷繞有螺線管形狀的送電線圈19B。送電線圈19B與電源單元(未圖示)連接。

在手術系統1B中,處置器具20B具有接收線圈29B,當處置器具20B插入于通道42時,該接收線圈29B與送電線圈19B配置成同心圓狀而感應耦合。利用接收線圈29B無線接收到的電力在前端的處置部(未圖示)進行處置。而且,在接收線圈29B的內部貫穿插入有以銅為芯線的電布線22F等。

處置器具20B在接收線圈29B的內部配設有與磁通集中部件27~27E相同的由軟磁性體構成的磁通集中部件27F。因此,由導電體構成的電布線22F不會被感應加熱而發熱。另外,在手術系統1B和處置器具20B中,電力的傳輸效率不會降低。因此,手術系統1B和處置器具20B動作穩定。

此外,為了確保插入部44的撓性,優選磁通集中部件27F具有撓性。例如,作為磁通集中部件27F,優選使用軟磁性體粒子分散于撓性樹脂中而得到的復合磁性體或者使用細線(線材)的磁性體等。

本發明不限于上述實施方式,能夠在不改變本發明主旨的范圍內進行各種變更和改變等。

本申請是以2013年9月10日在日本申請的日本特愿2013-187534號為優先權基礎而申請的,上述公開內容在本申請說明書、權利要求書以及附圖中被引用。

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