(57)【要約】【課題】送電側電極と受電側電極との間にインプラント電子装置を配置することによって、一対の電極を使って電位差を生じさせるサンドイッチング方式で生体深部に埋め込まれたインプラントに電磁波を送電する給電システムを提供する。【解決手段】生体６の表面に貼着される一対の電極（第１表面電極３及び第２表面電極４）と、第１体内電極３０及び第２体内電極４０を有し、当該第１体内電極３０及び第２体内電極４０のそれぞれが、生体６内の異なる電位差を有する位置に固着されるインプラント電子装置２と、第１表面電極３及び第２表面電極４間に高周波交流電圧を印加する高周波交流電源５とを備えるものである。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
生体表面に貼着される一対の電極と、
第１電極及び第２電極を有し、当該第１電極及び第２電極のそれぞれが、生体内の異なる電位差を有する位置に固着される電子機器と、
前記一対の電極間に高周波交流電圧を印加する電源部とを備えることを特徴とする給電システム。
【請求項２】
請求項１に記載の給電システムにおいて、
電子機器の第１電極及び第２電極が、当該電子機器の長手方向両端部に配設される給電システム。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の給電システムにおいて、
前記電子機器の第１電極及び第２電極が生体内に固着される箇所以外は絶縁されている給電システム。
【請求項４】
請求項１ないし３のいずれかに記載の給電システムにおいて、
前記一対の電極の抵抗値が、接地抵抗以下である給電システム。
【請求項５】
請求項１ないし４のいずれかに記載の給電システムにおいて、
前記電子機器の抵抗値が、生体抵抗の１/１０以下である給電システム。
【請求項６】
請求項１ないし５のいずれかに記載の給電システムにおいて、
電源部が、１００ｋＨｚ以上、４ＭＨｚ以下の高周波信号を印加する給電システム。
【請求項７】
請求項１ないし６のいずれかに記載の給電システムにおいて、
前記電子機器が、少なくとも１段以上の増幅回路を有する給電システム。
【請求項８】
請求項１ないし７のいずれかに記載の給電システムにおいて、
前記一対の電極間に印加される高周波交流電圧の周波数ｆに対し、コイル及びキャパシタで構成する共振回路の値がコイルの自己インダクタンスをＬ、キャパシタの静電容量をＣとすると、ｆ＝１／（２π√（ＬＣ））となるように構成された少なくとも１段以上の共振回路を有し、
前記高周波交流電圧を直流電圧に変換するための、キャパシタ２個とダイオード２個を梯子型に接続した少なくとも１段以上の昇圧整流回路を有し、
コイル、キャパシタ及びダイオードの寄生成分の大きさに応じて、昇圧整流回路の段数が決定されている給電システム。
【請求項９】
請求項１ないし８のいずれかに記載の給電システムにおいて、
前記電子機器が、発光ダイオード、発熱ダイオード、神経刺激機器、生体情報センサ、人工内耳、人工網膜、人工脊髄、人工肛門括約筋、人工心臓、自己可動式内視鏡、及び／又はマイクロロボティックサージェリーである給電システム。
【請求項１０】
請求項９に記載の給電システムにおいて、
前記電子機器が一対の発光ダイオードである場合に、一方の発光ダイオードが第２電極から第１電極に流れる電流により発光し、他方の発光ダイオードが第１電極から第２電極に流れる電流により発光し、
それぞれの発光ダイオードが、基板を挟んで表面側と裏面側とにそれぞれ配設される給電システム。
【請求項１１】
請求項１ないし１０のいずれかに記載の給電システムにおいて、
生体内の組織に刺入される導電性の保持部材と係合する係合部を有し、
当該係合部が、電子機器の長手方向と同方向が長手方向となるように細長状に圧縮変形可能な可撓性を有する導電性金属体からなる給電システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、体内に埋め込まれたインプラントに体外から給電する給電システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
生体内部に無線で電力を供給する方式として磁界共鳴を利用する方式が知られているが、送電部から発振された電波のエネルギーがあらゆる方向に拡散する等の問題があり、生体深部に埋め込まれたインプラントに適合させるのが困難である。このような技術に関して、例えば非特許文献１、２に示す技術が開示されている（以下、この方式をワンサイド送電方式という）。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００３】
【非特許文献１】John S. Ho, Alexander J. Yeh, Evgenios Neofytou, Sanghoek Kim, Yuji Tanabe, Bhagat Patlolla, Ramin E. Beygui, and Ada S. Y. Poon, “Wireless power transfer to deep-tissue microimplants”, Proceedings of the National Academy of Sciences of the United States of America, vol. 111, no. 22, 7974-7979, June 3, 2014
【非特許文献２】John S. Ho and Ada S. Y. Poon, “Energy Transfer for Implantable Electronics in the Electromagnetic Midfield”, Progress In Electromagnetics Research, Vol. 148, 151&#8211;158, 2014
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、非特許文献１、２に示すような技術は、生体深部への安定的な送電には極めて強い磁気共鳴(Strongly  Coupled  Magnetic  Resonances)が必要であり、送電アンテナとインプラント電子装置の二者間での送電システムのため、低出力の送電波が体内の深部にまで集束浸透することはできないという問題がある。【０００５】
本発明は、送電側電極と受電側電極との間にインプラント電子装置を配置することによって、一対の電極を使って電位差を生じさせるサンドイッチング方式で生体深部に埋め込まれたインプラントに給電する給電システムを提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明に係る給電システムは、生体に貼着される一対の電極と、第１電極及び第２電極を有し、当該第１電極及び第２電極のそれぞれが、生体内の異なる電位差を有する位置に固着される電子機器と、前記一対の電極間に高周波交流電圧を印加する電源部とを備えるものである。【０００７】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、一対の電極間に印加される高周波交流電圧により、生体の電位差を利用して電流を流すことが可能となり、生体内の深部に装着される電子機器に対して安定的且つ十分に電力を供給し、外部電源により駆動することが可能になるという効果を奏する。また、バッテリが不要であるため、電子機器を小型化することが可能になるという効果を奏する。【０００８】
本発明に係る給電システムは、電子機器の第１電極及び第２電極が、当該電子機器の長手方向両端部に配設されるものである。【０００９】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、電子機器の第１電極及び第２電極が、当該電子機器の長手方向両端部に配設されるため、第１電極及び第２電極間の距離をできるだけ長くし、大きな電位差で電流を通電することができるという効果を奏する。【００１０】
本発明に係る給電システムは、前記電子機器の第１電極及び第２電極が生体内に固着される箇所以外は絶縁されているものである。【００１１】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、電子機器の第１電極及び第２電極が生体内に固着される箇所以外は絶縁されているため、電子機器が生体内の組織に接触しても短絡することなく、電子機器に電流を給電することが可能になるという効果を奏する。【００１２】
本発明に係る給電システムは、前記一対の電極の抵抗値が、接地抵抗以下とするものである。【００１３】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、前記一対の電極の抵抗値が、接地抵抗以下であるため、生体内に固着された電子機器に対して、効率よく電流を通電することができるという効果を奏する。【００１４】
本発明に係る給電システムは、前記電子機器の抵抗値が、生体抵抗の１/１０以下とするものである。【００１５】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、電子機器の抵抗値が、生体抵抗の１/１０以下であるため、電子機器に対して、低抵抗で効率よく電流を通電することができるという効果を奏する。【００１６】
本発明に係る給電システムは、電源部が、１００ｋＨｚ以上、４ＭＨｚ以下の高周波信号を印加するものである。【００１７】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、電源部が、１００ｋＨｚ以上、４ＭＨｚ以下の高周波信号を印加するため、熱傷等を生じることなく、小型の装置で生体内の電子機器に十分な電力を供給することが可能になるという効果を奏する。【００１８】
本発明に係る給電システムは、前記電子機器が、少なくとも１段以上の増幅回路を有するものである。【００１９】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、前記電子機器が、少なくとも１段以上の増幅回路を有するため、生体内に固着された電子機器に対して、電流を増幅させて効率よく通電することができるという効果を奏する。【００２０】
本発明に係る給電システムは、前記一対の電極間に印加される高周波交流電圧の周波数ｆに対し、コイル及びキャパシタで構成する共振回路の値がコイルの自己インダクタンスをＬ、キャパシタの静電容量をＣとすると、ｆ＝１／（２π√（ＬＣ））となるように構成された少なくとも１段以上の共振回路を有し、前記高周波交流電圧を直流電圧に変換するための、キャパシタ２個とダイオード２個を梯子型に接続した少なくとも１段以上の昇圧整流回路を有し、コイル、キャパシタ及びダイオードの寄生成分の大きさに応じて、昇圧整流回路の段数が決定されているものである。【００２１】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、電極間に印加される高周波交流電圧の周波数ｆに対し、コイル及びキャパシタで構成する共振回路の値がコイルの自己インダクタンスをＬ、キャパシタの静電容量をＣとすると、ｆ＝１／（２π√（ＬＣ））となるように構成された少なくとも１段以上の共振回路を有し、前記高周波交流電圧を直流電圧に変換するための、キャパシタ２個とダイオード２個を梯子型に接続した少なくとも１段以上の昇圧整流回路を有し、コイル、キャパシタ及びダイオードの寄生成分の大きさに応じて、昇圧整流回路の段数が決定されているため、最適な段数の昇圧整流回路により生体深部のインプラントに効率よく電流を通電することができるという効果を奏する。【００２２】
本発明に係る給電システムは、前記電子機器が、発光ダイオード、発熱ダイオード、神経刺激機器、生体情報センサ、人工内耳、人工網膜、人工脊髄、人工肛門括約筋、人工心臓、自己可動式内視鏡、及び／又はマイクロロボティックサージェリーとするものである。【００２３】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、電子機器が、発光ダイオード、発熱ダイオード、神経刺激機器、生体情報センサ、人工内耳、人工網膜、人工脊髄、人工肛門括約筋、人工心臓、自己可動式内視鏡、及び／又はマイクロロボティックサージェリーであるため、大掛かりな装置を用いることなく、生体内に必要な機能を人工的に実現することが可能になるという効果を奏する。【００２４】
本発明に係る給電システムは、前記電子機器が一対の発光ダイオードからなり、一方の発光ダイオードが第２電極から第１電極に流れる電流により発光し、他方の発光ダイオードが第１電極から第２電極に流れる電流により発光し、それぞれの発光ダイオードが、基板を挟んで表面側と裏面側とにそれぞれ配設されるものである。【００２５】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、電子機器が一対の発光ダイオードからなり、一方の発光ダイオードが第２電極から第１電極に流れる電流により発光し、他方の発光ダイオードが第１電極から第２電極に流れる電流により発光し、それぞれの発光ダイオードが、基板を挟んで表面側と裏面側とにそれぞれ配設されるため、電子機器を手術用のマーカとして機能させることが可能になると共に、マークとなる発光ダイオードを基板の表裏に配設することで、内視鏡などで体内を観察した際に、基板に遮られて発光ダイオードの発光を見逃すことを防止することができるという効果を奏する。【００２６】
本発明に係る給電システムは、生体内の組織に刺入される導電性の保持部材と係合する係合部を有し、当該係合部が、電子機器の長手方向と同方向が長手方向となるように細長状に圧縮変形可能な可撓性を有する導電性金属体からなるものである。【００２７】
このように、本発明に係る給電システムにおいては、生体内の組織に刺入される導電性の保持部材と係合する係合部を有し、この係合部が、電子機器の長手方向と同方向が長手方向となるように細長状に圧縮変形可能な可撓性を有する導電性金属体からなるため、内視鏡手術などで使用する軟性内視鏡の鉗子孔を通して両端の電極を含む電子機器を体内に運び、所定の箇所まで運んだ後は係合部を拡張させて保持部材で止めることができ、患者の負担を最小限に抑えて電子機器を体内に装着することが可能になるという効果を奏する。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】送電方式ごとの給電システムの模式図である。
【図２】第１の実施形態に係る給電システムのシステム構成を示す図である。
【図３】生体内の電位差を表した図である。
【図４】インプラント電子装置の回路構成の一例を示す第１の図である。
【図５】インプラント電子装置の回路構成の一例を示す第２の図である。
【図６】インプラント電子装置の構造の一例を示す第１の模式図である。
【図７】インプラント電子装置を構成しているスパイラル状電極を示す図である。
【図８】インプラント電子装置の構造の一例を示す第２の模式図である。
【図９】インプラント電子装置を生体内に固着した状態を示す図である。
【図１０】サンドイッチング方式（非接地）の実験の様子を示す図である。
【図１１】サンドイッチング方式（接地）の実験の様子を示す図である。
【図１２】ワンサイド方式（接地）の実験の様子を示す図である。
【図１３】図１０〜図１２の実験結果を示す図である。
【図１４】実際の実験系を撮像したものである。
【図１５】ＬＥＤ、共振回路及び増幅回路の組み合わせ例を示す第１の図である。
【図１６】ＬＥＤ、共振回路及び増幅回路の組み合わせ例を示す第２の図である。
【図１７】ＬＥＤ、共振回路及び増幅回路の組み合わせ例を示す第３の図である。
【図１８】サンドイッチング方式（非接地）の場合の実験結果を示す図である。
【図１９】サンドイッチング方式（接地）の場合の実験結果を示す図である。
【図２０】ワンサイド方式の場合の実験結果を示す図である。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２９】
以下、本発明の実施の形態を説明する。また、本実施形態の全体を通して同じ要素には同じ符号を付けている。【００３０】
（本発明の第１の実施形態）
本実施形態に係る給電システムについて、図１ないし図３を用いて説明する。本実施形態に係る給電システムは、一対の電極を生体に装着し、高周波の交流電圧を印加することで生体内に電位差を生じさせるサンドイッチング方式による無線電力伝送システムである。すなわち、生体を電子回路の一部と考え、交互に入れ替わる送電側電極と受電側電極の間にインプラント電子装置を配置することによって、生体に浸透し貫通した電磁波をインプラントに送電する三者間送電システムである。【００３１】
図１は、送電方式ごとの給電システムの模式図である。図１（Ａ）は、ワンサイド送電方式、図１（Ｂ）は非接地方式のサンドイッチング方式による給電システムである。図１（Ａ）のワンサイド送電方式の場合は、生体内に送電波が浸透しないため、生体の深部にまで電力を送電するのが困難である。一方、非接地のサンドイッチング送電方式の場合は、双極電力伝送することによって送電波が体内の深部にまで集束浸透し、電力を送電することが可能である。【００３２】
図２は、本実施形態に係る給電システムのシステム構成を示す図である。給電システム１は、生体６の表面に装着される一対の電極（第１表面電極３，第２表面電極４）と、生体６内に配置され、一対の電極（第１体内電極３０，第２体内電極４０）を有し、共振・共鳴回路、増幅回路、駆動回路等を有するインプラント電子装置２と、第１表面電極３及び第２表面電極４に高周波の交流電圧を印加する高周波交流電源５とを備える。インプラント電子装置２の第１体内電極３０と第２体内電極４０とは、生体６における異なる組織に接触させて固着する。【００３３】
図２に示すように、生体６の深部に固着されたインプラント電子装置２を第１表面電極３及び第２表面電極４で挟むように体表にそれぞれの電極を貼付する。このとき、インプラント電子装置２を含む生体６は交流回路の一部となる。生体６を挟んだそれぞれの第１表面電極３及び第２表面電極４に高周波交流電源５により１００ｋＨｚ〜４ＭＨｚ（より好ましくは、生体に浸透しやすい３５０ｋＨｚ〜４７５ｋＨｚ）の交流電圧を印加することで、インピーダンス５０〜２５００Ωの生体６内に電位差が生じる。インプラント電子装置２のインピーダンスは生体抵抗の１／１０以下（例えば、５〜２５０Ω以下で、より好ましくは１０Ω以下）と低くすることで、生体６の異なる組織（電位差が異なる組織）に接触した第１体内電極３０と第２体内電極４０との間に電流が流れる。これを共振・共鳴、増幅回路で増幅し駆動部(ＬＥＤ等)に十分な電力を供給する。【００３４】
なお、第１表面電極３及び第２表面電極４の抵抗値は、接地抵抗（グラウンドアースの抵抗値）以下とすることが望ましく、例えば５０Ω以下とすることが望ましい。【００３５】
また、インプラント電子装置２は、共振・共鳴回路や増幅回路を有する必要はなく、少なくとも駆動部のみを有する構成であってもよい。【００３６】
インプラント電子装置２が、生体６内に導入されると、第１体内電極３０及び第２体内電極４０が生体６内に接触した状態で固着される。この状態で、高周波交流電源５により、生体６の表面に貼り付けられた第１表面電極３及び第２表面電極４を通して生体６に高周波電圧が印加される。これにより、生体６内に電位差が生じる。【００３７】
図３は、高周波電圧が印加された場合の生体内の電位差を表した一例を示す図である。図３（Ａ）〜（Ｃ）は時系列になっており、ある瞬間ごとの生体に生じた電位差を等高線で表したものである。なお、図３においては出願形式（グレースケール）の都合上、両サイドに濃度が濃い箇所が存在しているが、実際は、一方から他方に向かって、連続的に「薄い→濃い」又は「濃い→薄い」に変化しているものである。【００３８】
図３に示すように、高周波交流電圧の印加により、ある瞬間は第１表面電極３側が高電位、第２表面電極４側が低電位となっており、極性が変わる次の瞬間には、高電位と低電位が入れ替わっている。このような状態で、第１体内電極３０及び第２体内電極４０は、それぞれ電位の異なる場所に接触しており、インプラント電子装置２の両端に生じた電位差により、インプラント電子装置２に電流が流れることで電力が供給される。【００３９】
以下、本実施形態に係るサンドイッチング方式の給電システムについて、より詳細に説明する。上述したように、生体６内の組織とインプラント電子装置２の電極（第１体内電極３０と第２体内電極４０）は、それぞれ異なる２点で接触している必要があり、定格負荷３５０Ω（５０〜２５００Ω）の生体組織に出来た等高線状の電位差分の電流をインプラント電子装置２内に引き込むことで通電する。生体組織における電位差の等高線は瞬時に入れ替わるため、第１体内電極３０及び第２体内電極４０が接している点が生体６内の同じ等高線上にある可能性は極めて低く、２点間には常時電位差が生じる。このとき、より大きい電位差とするために、第１体内電極３０及び第２体内電極４０と生体組織とが接触している２点間の距離ができるだけ長くなることが望ましい。【００４０】
第１体内電極３０及び第２体内電極４０と生体組織とが接触している接触点以外の回路部分は、生体組織との間で絶縁される。この絶縁部は、例えば１２０Ｗ（電流１Ａ、電圧２０００Ｖ）程度の電力でも絶縁破壊しないように構成される。【００４１】
なお、インプラント電子装置２の具体例として、例えば発光ダイオード、発熱ダイオード、神経刺激機器、例えばｐＨセンサのような生体情報センサ、人工内耳、人工網膜、人工脊髄等の人工センシング装置や、人工肛門括約筋、人工心臓、自己可動式内視鏡、マイクロロボティックサージェリー等の人工臓器となる装置）に応じて、ＩＣチップやＭＥＭＳ等の高機能な駆動装置であってもよい。また、これらの機器で得られる情報を記録するメモリを備えるようにしてもよい。さらには、これらの機器に、二次電池等により、電力を蓄電できる機能を持たせても良い。【００４２】
このように、本実施形態に係る給電システムにおいては、一対の電極間に印加される高周波交流電圧により、生体の電位差を利用して電流を流すことが可能となり、生体内の深部に装着される電子機器に対して安定的且つ十分に電力を供給し、外部電源により駆動することが可能になる。また、バッテリが不要であるため、電子機器を小型化することが可能になる。【００４３】
（その他の実施形態）
本実施形態に係る給電システムについて、図４ないし図９を用いて説明する。本実施形態においては、前記第１の実施形態におけるインプラント電子装置２の変形例を示す。なお、本実施形態において前記第１の実施形態を重複する説明は省略する。【００４４】
図４は、インプラント電子装置の回路構成の一例を示す第１の図である。インプラント電子装置２は、昇圧整流回路（コッククロフト増幅２段回路）及び駆動回路（図４の場合は、発光ダイオード（ＬＥＤ））から構成される基本回路を有している。コッククロフト増幅回路を有することで、より多くの電流が流れるような構成としている。このとき、コッククロフト増幅回路の段数を増やすと、増幅率が大きくなることで通電される電流量を増やすことは可能であるが、回路自体のインピーダンスが増加して増幅効率がよくない場合がある。【００４５】
すなわち、コッククロフト増幅回路のコイル、キャパシタ及びダイオードに有する寄生成分（例えば、寄生容量や寄生抵抗等を含む成分）の大きさに応じて増幅回路の段数には適正値が存在しており、寄生成分に応じた適正な段数を決定して回路を構成することで、より効率的な通電を行うことが可能となる。【００４６】
なお、このとき、高周波交流電源５に印加される高周波交流電圧の周波数ｆに対し、コイル及びキャパシタで構成する共振回路の共振周波数がコイルの自己インダクタンスをＬ、キャパシタの静電容量をＣとすると、ｆ＝１／（２π√（ＬＣ））となるように構成された少なくとも１段以上の共振回路を有するようにしてもよい。【００４７】
図５は、インプラント電子装置の回路構成の一例を示す第２の図である。インプラント電子装置２は、ＬＣ共振回路５１、コッククロフト増幅１段回路５２及び駆動回路５３（図５の場合は、発光ダイオード（ＬＥＤ））から構成される基本回路５４を、相互に極性が逆向きとなるように並列し、この基本回路５４のいずれか一方が高周波交流電源５の正極で発光し、他方が負極で発光する。【００４８】
なお、図５においては、基本回路５４を相互に逆極性となるように２つ並列する構成としたが、１つの基本回路５４のみで構成されてもよい。また、図５においては、駆動回路５３として発光ダイオードを例示しているが、前記第１の実施形態において示したように、他の用途（たとえば、発熱ダイオード、神経刺激機器、ｐＨセンサ等の生体情報センサ、人工内耳、人工網膜、人工脊髄等の人工センシング装置や、人工肛門括約筋、人工心臓、自己可動式内視鏡、マイクロロボティックサージェリー等の人工臓器となる装置）に応じて、ＩＣチップやＭＥＭＳ等の高機能な駆動装置であってもよい。また、これらの機器で得られる情報を記録するメモリを備えるようにしてもよい。さらに、これらの機器に、二次電池等により、電力を蓄電できる機能を持たせても良い。【００４９】
さらに、図５に示すように、基本回路５４を相互に逆極性となるように２つ並列し、駆動回路５３として発光ダイオードを用いた場合は、一方の発光ダイオードを基板の表面側、他方の発光ダイオードを基板の裏面側に配置するようにしてもよい。そうすることで、基板の影で発光ダイオードの発光が遮断されてしまうことを防止することができる。【００５０】
図６は、インプラント電子装置の構造の一例を示す第１の模式図である。図５に示した基本回路５４が相互に逆極性となるように並列され、それぞれの端部には第１体内電極３０及び第２体内電極４０がスパイラル状に配設されている。また、各基本回路５４の両端部には生体組織に固着するためのクリップ６１が配設されている。このクリップ６１は、それぞれの基本回路５４と電気的に接続されることで、電極として機能することもできる。【００５１】
図７は、インプラント電子装置を構成しているスパイラル状電極を示す図である。図７は基本回路５４を単線回路で構成した場合を示している。生体６内に挿入される前はスパイラル電極が縮んで閉じた状態となっているが（図７（Ａ））、生体６内に入るとその体温及び／又は圧力等の影響によりスパイラルが伸びて開放された状態となる（図７（Ｂ））。つまり、生体６内に挿入されるまでは、図７（Ａ）のような形状にすることで、軟性内視鏡の鉗子孔内をスムーズに移動できるようにし、鉗子孔を通して生体６内に入った時点でスパイラル電極が解放されることで、生体６内の電位差が異なる箇所に、できるだけ大きい電位差となるように、それぞれ接触させることができる。なお、このような挙動を実現するためのスパイラル電極の材料としては形状記憶合金等を用いることが望ましい。【００５２】
図８は、インプラント電子装置の構造の一例を示す第２の模式図である。図８（Ａ）は、生体６内に挿入する前の係合部を圧縮変形した場合の構造を示し、図８（Ｂ）は、生体６内で係合部が拡張した場合の構造を示す図である。図８において、インプラント電子装置２は、基本回路５４からなる回路部９１と、回路部９１の長手方向の両端部に基本回路５４と電気的に接続すると共に、インプラント電子装置２を生体６内に固着するための保持部材としてのクリップ６１と係合する係合部９２とを備える。【００５３】
係合部９２は、複数のワイヤを撚って１本の線にすることで、可撓性を有する構造となっている。図９（Ａ）に示すように、生体６内に挿入する前は、インプラント電子装置２を内視鏡鉗子孔にスムーズに通すために、係合部９２が圧縮変形する。具体的には、インプラント電子装置２の長手方向と同じ方向が長手方向となるように、係合部９２が細長く圧縮変形される。この状態で、インプラント電子装置２が内視鏡鉗子孔を通って生体６内に導入される。【００５４】
生体６内でインプラント電子装置２が内視鏡鉗子孔から搬出されると、係合部９２の可撓性により図８（Ｂ）に示すような構造に拡張する。図９は、インプラント電子装置２を生体内に固着した状態を示す図である。図９（Ａ）は上面図、図９（Ｂ）は側面図である。図９に示すように、係合部９２が拡張した状態で、係合部９２の係合領域９２ａにクリップ６１の一端を通し、係合部９２の先端部分１０１とクリップ６１とが接触した状態で生体組織に固着される。クリップ６１と接触している係合部９２の先端部分１０１は絶縁されておらず、クリップ６１に電気的に接続した状態となる。クリップ６１は導電性を有しており、生体組織に刺入されることで、インプラント電子装置２を生体６内に固着させると共に、生体組織とインプラント電子装置２とを電気的に接続する。【００５５】
このように、本実施形態に係る給電システムにおいては、インプラント電子装置２の第１体内電極３０及び第２体内電極４０が、当該インプラント電子装置２の長手方向両端部に配設され、生体内の組織に刺入される導電性のクリップと係合する係合部を有するため、生体内の必要な箇所に電子機器を強固に固着することができる。【００５６】
また、インプラント電子装置２の長手方向両端部に第１体内電極３０及び第２体内電極４０が配設されるため、第１体内電極３０及び第２体内電極４０間の電位差ができるだけ大きくなるように、生体６内に固着することが可能になる。【００５７】
さらに、係合部９２が、インプラント電子装置２の長手方向と同方向が長手方向となるように細長状に圧縮変形可能な可撓性を有する導電性金属体からなるため、内視鏡手術などで使用する内視鏡鉗子孔を通して両端の電極を含むインプラント電子装置２を体内に運び、所定の箇所まで運んだ後は係合部９２を拡張させてクリップ６１で止めることができ、患者の負担を最小限に抑えてインプラント電子装置２を体内に装着することが可能になる。【００５８】
なお、インプラント電子部品２の生体６内への挿入を行いやすくするために、第１体内電極３０及び第２体内電極４０の接触部並びに絶縁部を含む回路全体の大きさは長径２．２ｍｍ以下の円柱状であることが望ましい。また、生体６内への挿入時の円柱状回路の高さは１０ｍｍ程度以下であることが望ましい。さらに、表面が平滑で粘稠でないことが望ましい。【００５９】
さらにまた、生体組織との接触には一般的に市販されている現存のクリップ６１を使用することができる。現存のクリップ６１には、例えば、全体がＳＵＳで作られているもの、結合部に樹脂が使われているもの、先端接触部が金属であるものがあるが、いずれを用いてもよい。このとき、クリップ６１と同様のデリバリー器具でインプラント電子装置２を挿入できることが望ましい。
【実施例】
【００６０】
本発明に係る給電システムについて、以下の実験を行った。【００６１】
（１）ＬＥＤの発光
サンドイッチング方式、接地方式及びワンサイド方式のそれぞれで生体内に埋め込まれたインプラント電子装置２のＬＥＤが発光するか実験をおこなった。高周波交流電源５及び電極（第１表面電極３，第２表面電極４）は、電気メスの装置を流用した。実験装置の構成は、以下のとおりである。
（１）生体６としての丸鶏
（２）第１表面電極３及び第２表面電極４としての電気メス用の電極
（３）高周波交流電源５としての電気メス用の高周波ジェネレータ
（４）インプラント電子装置２（基本回路５４（共振・共鳴増幅回路、ＬＥＤより構成される）、第１体内電極３０及び第２体内電極４０の２本の電極）
（５）光センサ（パワーメーター）【００６２】
以下、サンドイッチング方式（非接地）の実験方法について説明する。図１０は、サンドイッチング方式（非接地）の実験の様子を示す図である。まず、１羽の丸鶏の片足に第１表面電極３を、他側足に第２表面電極４を取り付ける。丸鶏の腹腔内にインプラント電子装置２を設置し、２本の第１体内電極３０及び第２体内電極４０を生体組織に接触させる。高周波ジェネレータの電源をＯＮする。ＬＥＤが点灯した場合にはパワーメーターで計測する。なお、増幅回路は、コッククラフト回路を１段にしたもの、２段にしたもの、増幅回路を用いないものの３つの種類のインプラント電子装置２を使ってＬＥＤの光強度を計測した。【００６３】
次に、サンドイッチング方式（接地）の実験方法について説明する。図１１は、サンドイッチング方式（接地）の実験の様子を示す図である。まず、丸鶏の片足に第１表面電極３を、他側足に第２表面電極４を取り付ける。丸鶏の腹腔内にインプラント電子装置２を設置し２本の第１体内電極３０及び第２体内電極４０を生体組織に接触させる。丸鶏の第２表面電極４０は接地する（接地プラグへ接続する）。高周波ジェネレータの電源をＯＮする。ＬＥＤが点灯した場合にはパワーメーターで計測する。なお、増幅回路は、コッククラフト回路を１段にしたもの、２段にしたもの、増幅回路を用いないものの３つの種類のインプラント電子装置２を使ってＬＥＤの光強度を計測した。【００６４】
次に、ワンサイド方式の実験方法について説明する。図１２は、ワンサイド方式（接地）の実験の様子を示す図である。まず、丸鶏の片足に第１表面電極３を取り付ける。丸鶏の腹腔内にインプラント電子装置２を設置し２本の第１体内電極３０及び第２体内電極４０を生体組織に接触させる。高周波ジェネレータの電源をＯＮする。ＬＥＤが点灯した場合にはパワーメーターで計測する。なお、増幅回路は、コッククラフト回路を１段にしたもの、２段にしたもの、増幅回路を用いないものの３つの種類のインプラント電子装置を使ってＬＥＤの光強度を計測した。【００６５】
図１３は、上記の実験結果を示す図である。横軸は高周波ジェネレータの出力、縦軸は光センサ（パワーメーター）で計測したインプラント電子装置２の中にはめ込まれているＬＥＤの発光量を示す。サンドイッチング方式（非接地）は、高周波ジェネレータの出力に比例して、ＬＥＤの発光量が増加していることがわかる。増幅回路であるコッククラフト回路の段数が１段より２段のほうがＬＥＤの発光量は大きい。これは、増幅率が大きいためである。なお、コッククラフト回路の段数をさらに増加させた場合、回路自体のインピーダンスが増加し増幅効率が低下してしまう。【００６６】
サンドイッチング方式（接地）については、高周波ジェネレータの出力を上げても、ＬＥＤの発光量はわずかに増加するのみで、効果的に電流を通電することができていない。ワンサイド方式については、発光量が計測されなかった。なお、図１３において、サンドイッチング方式（接地）とワンサイド方式については、最も発光量が多かったコッククラフト回路２段の場合のデータのみを記載している。【００６７】
図１４は、実際の実験系を撮像したものである。第１表面電極３及び第２表面電極４を丸鶏に接続し、高周波ジェネレータを駆動してインプラント電子装置２の回路に通電を行うことでＬＥＤが発光している様子がわかる。【００６８】
（２）共振回路、増幅回路
インプラント電子装置２に用いるＬＥＤ及び共振・増幅回路を複数パターンで組み合わせて、ＬＥＤの発光量を計測した。図１５〜図１７は、回路構成の組み合わせ例を示す図である。ここでは、
（１）ＬＥＤのみ（図１５（Ａ））
（２）ＬＥＤ＋直列共振回路（図１５（Ｂ））
（３）ＬＥＤ＋増幅回路（コッククロフト１段）（図１６（Ａ））
（４）ＬＥＤ＋増幅回路（コッククロフト１段）＋直列共振回路（図１６（Ｂ））
（５）ＬＥＤ＋増幅回路（コッククロフト３段）（図１７（Ａ））
（６）ＬＥＤ＋増幅回路（コッククロフト３段）＋直列共振回路（図１７（Ｂ））
について、高周波ジェネレータの出力に対するＬＥＤの発光量を、サンドイッチング方式（非接地）、サンドイッチング方式（接地）及びワンサイド方式のそれぞれで計測した。【００６９】
図１８は、サンドイッチング方式（非接地）の場合の実験結果を示す図、図１９は、サンドイッチング方式（接地）の場合の実験結果を示す図、図２０は、ワンサイド方式の場合の実験結果を示す図である。いずれも高周波ジェネレータの出力に対するインプラント電子装置２に組み込まれているＬＥＤの発光量を測定した。グラフの縦軸がＬＥＤの発光量、横軸が高周波ジェネレータの出力である。【００７０】
図１９及び図２０から、サンドイッチング方式（接地）の場合とワンサイド方式の場合は、いずれの回路を用いた場合もＬＥＤの発光量が少なく、全体的に良好な結果とは言えないものとなっている。これに対して、図１８に示すように、サンドイッチング方式（非接地）の場合は、増幅回路としてコッククロフト１段の回路を用いたものが発光量が一番大きかった。コッククロフト３段のほうが電圧を増幅することができるが、増幅の段数を増やすと抵抗も大きくなり、そのため電流量はコッククラフト１段の場合より小さくなり、ＬＥＤの発光量としては小さくなった。【００７１】
以上のことから、サンドイッチング方式（非接地）において、コッククロフト１段又は２段を増幅回路として用いるのが最も良好に電流を通電できることが明らかである。【００７２】
なお、図１８に示すように、共振回路を有する場合と有しない場合とでは、共振回路を有しない方が、発光量が多いことがわかる。これは、上記と同様に、共振回路により電圧が増大されるものの、それ以上に抵抗が大きくなるためであると考えられる。しかしながら、共振周波数をほぼ一致させるような厳密で高精度な制御を行うことで、共振回路を有する方がインプラント電子装置に供給される電力を増加させることが可能であると考えられる。
【符号の説明】
【００７３】
１  給電システム
２  インプラント電子装置
３  第１表面電極
４  第２表面電極
５  高周波交流電源
６  生体
３０  第１体内電極
４０  第２体内電極
５１  共振回路
５２  増幅回路
５３  駆動回路
５４  基本回路
６１  クリップ
９１  回路部
９２  係合部
９２ａ  係合領域
１０１  先端部分
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【国際調査報告】
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