CN104321029A - 医疗用无线给电系统 - Google Patents

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Abstract

一种医疗用无线给电系统，具有：套管针；送电用线圈，被设置成至少一部分被非导电性的部件覆盖的状态；送电线圈单元，具备送电用线圈，并且构成为能够以规定的谐振频率进行谐振；医疗设备，具备能够插入套管针的插入孔中的筒状的插入部；受电用线圈，在插入部的内部被设置成至少一部分被非导电性的部件覆盖的状态；以及受电线圈单元，具备受电用线圈，并且构成为能够以与规定的谐振频率一致的谐振频率进行谐振。

Description

医疗用无线给电系统
技术领域
本发明涉及医疗用无线给电系统，尤其涉及以无线方式对医疗设备进行给电的医疗用无线给电系统。
背景技术
在应用于医疗领域的各种器具及装置中，近年来提出了具备利用电磁感应现象进行电力供给的结构的方案。
具体地讲，例如在日本特开平11－128242号公报中公开了这样的结构，通过使在设于套管针内的送电用线圈和设于外科手术用器具内的受电用线圈之间产生电磁感应，对插入该套管针中的该外科手术用器具供给电气外科手术能量。
但是，根据日本特开平11－128242号公报所公开的结构，由于利用电磁感应现象进行电力的供给，因而产生送电用线圈和受电用线圈之间的位置关系对电力的输送效率产生比较大的影响的问题。其结果是，根据日本特开平11－128242号公报所公开的结构，例如根据送电用线圈和受电用线圈的配置位置会产生以下状况，从套管针向外科手术用器具供给的电力的输送效率不能达到规定的输送效率，不能在使用该外科手术用器具进行的处置中供给充足的电气外科手术能量。
发明内容
本发明正是鉴于上述的情况而提出的，其目的在于提供一种医疗用无线给电系统，能够极力防止电力的输送效率的下降，而且提高与送电及受电相关的部分的配置的自由度。
用于解决问题的手段
本发明的一个方式的医疗用无线给电系统具有：套管针；一个以上的送电用线圈，被设置成至少一部分被非导电性的部件覆盖的状态；送电线圈单元，具备至少一个以上的所述送电用线圈，并且构成为能够以规定的谐振频率进行谐振；医疗设备，具备能够插入所述套管针的插入孔中的筒状的插入部；受电用线圈，在所述插入部的内部被设置成至少一部分被非导电性的部件覆盖的状态；以及受电线圈单元，具备所述受电用线圈，并且构成为能够以与所述规定的谐振频率一致的谐振频率进行谐振。
附图说明
图1A是表示有关第1实施例的套管针的外观的图。
图1B是表示有关第1实施例的套管针的主要部分的结构的图。
图2是表示有关第1实施例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。
图3是将图2的双极电手术刀的前端部放大示出的图。
图4是将双极电手术刀插通到套管针中的状态的一例的图。
图5是表示包括套管针和双极电手术刀在内的医疗用无线给电系统的主要部分的结构的图。
图6A是表示有关第1实施例的第1变形例的套管针的外观的图。
图6B是表示有关第1实施例的第1变形例的套管针的主要部分的结构的图。
图7A是表示有关第1实施例的第2变形例的套管针的外观的图。
图7B是表示有关第1实施例的第2变形例的套管针的主要部分的内部结构的图。
图7C是表示送电线圈单元被安装在图7B的套管针主体部上的图。
图8A是表示有关第1实施例的第3变形例的套管针的外观的图。
图8B是表示有关第1实施例的第3变形例的套管针的主要部分的内部结构的图。
图9是表示有关第1实施例的第4变形例的套管针的主要部分的结构的图。
图10是表示有关第1实施例的第5变形例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。
图11是表示有关第1实施例的第6变形例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。
图12A是表示有关第2实施例的双极电手术刀的外观的图。
图12B是表示图12A的双极电手术刀的插入部的结构的剖视图。
图13A是表示有关第2实施例的第1变形例的双极电手术刀的外观的图。
图13B是表示图13A的双极电手术刀的插入部的结构的剖视图。
图14是表示有关第2实施例的第2变形例的插入部的结构的剖视图。
图15是表示有关第2实施例的第3变形例的插入部的结构的剖视图。
图16是表示有关第2实施例的第4变形例的插入部的结构的剖视图。
图17A是表示有关第2实施例的第5变形例的插入部的结构的剖视图。
图17B是表示有关第2实施例的第6变形例的插入部的结构的剖视图。
图18A是表示有关第3实施例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。
图18B是将图18A的双极电手术刀的插入部的一部分放大示出的图。
图19A是表示有关第4实施例的套管针的结构的图。
图19B是表示图19A的套管针的使用状态的一例的图。
图20是表示有关第4实施例的变形例的套管针的结构的图。
图21是表示有关第5实施例的套管针的结构的图。
图22是表示有关第5实施例的变形例的套管针的结构的图。
图23是表示有关第6实施例的套管针的结构的图。
图24是表示有关第6实施例的变形例的套管针的结构的图。
图25A是表示有关第7实施例的套管针的外观的图。
图25B是表示有关第7实施例的套管针的主要部分的内部结构的图。
图26A是表示有关第7实施例的第1变形例的套管针的外观的图。
图26B是表示有关第7实施例的第1变形例的套管针的主要部分的内部结构的图。
图27A是表示有关第7实施例的第2变形例的套管针的外观的图。
图27B是表示有关第7实施例的第2变形例的套管针的主要部分的内部结构的图。
图28是表示有关第8实施例的送电线圈单元的结构的图。
图29是表示将能够并联谐振的送电线圈单元设置在套管针内的结构的一例的图。
图30是表示将能够并联谐振的受电线圈单元设置在双极电手术刀内的结构的一例的图。
图31是表示能够装配在送电线圈单元中的构成要素的一例的图。
具体实施方式
下面，关于本发明的实施方式参照附图进行说明。
(第1实施例)
图1A～图11是有关本发明的第1实施例的图。
图1A是表示有关第1实施例的套管针的外观的图。图1B是表示有关第1实施例的套管针的主要部分的结构的图。
如图1A所示，套管针1形成为具有大致凸形状。另外，套管针1构成为具有插入孔2和连接端子部3，插入孔2形成为具有能够将处置器具等插入的尺寸的孔，连接端子部3形成为能够插拔自如地连接后述的送电线缆24。
如图1B所示，在套管针1的内部设有：送电用线圈4，沿着插入孔2的外周部进行卷绕；送电用电容器5，与设于连接端子部3的电气端子3A及送电用线圈4串联连接。
另外，套管针1的内部的送电用线圈4和送电用电容器5的周边被树脂等绝缘部件覆盖。另外，根据本实施例，也可以构成为仅送电用线圈4的一部分被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈4具有与插入孔2的插入方向的轴(以后也称为插入轴)平行(或者与插入轴一致)的卷轴，并且送电用线圈4以大致覆盖插入孔2的入口侧的开口部(上部开口部)的附近的方式被卷绕在套管针1的内部且在插入孔2的外周部上。另外，送电用线圈4的一个端部与送电用电容器5连接，送电用线圈4的另一个端部与电气端子3A连接。
另外，在套管针1中，以具备与在后述的双极电手术刀11中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈4的电感值和送电用电容器5的电容值。
即，在套管针1的内部设有包括送电用线圈4和送电用电容器5的作为串联谐振电路的送电线圈单元。
图2是表示有关第1实施例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。图3是将图2的双极电手术刀的前端部放大示出的图。
如图2所示，双极电手术刀11在前端部具备处置用电极12，处置用电极12能够对生物体组织施加用于进行切开或者凝固等处置的高频电流，在中途部具备能够插入套管针1的插入孔2中的细长形状的插入部13，在后端部具备能够手动进行有关处置用电极12的开闭动作的操作的操作部14。
并且，如图2所示，双极电手术刀11构成为利用由树脂等绝缘部件形成的圆筒状的外筒部15将插入部13的内部保持成水密状态。
另外，如图2和图3所示，在外筒部15的内部设有：圆筒状的内筒部16，由树脂等绝缘部件形成；受电用线圈17，沿着内筒部16的外周部进行卷绕；变换电路18，能够将在受电用线圈17中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并驱动处置用电极12；受电用电容器19，与受电用线圈17及变换电路18串联连接。
受电用线圈17具备与插入部13的长轴平行(或者一致)的卷轴，并且受电用线圈17以大致覆盖从处置用电极12的附近一直到操作部14附近的部分(从插入部13的前端侧到后端侧的部分)的方式，被卷绕在外筒部15的内部且在内筒部16的外周部上。并且，受电用线圈17的一个端部与受电用电容器19连接，受电用线圈17的另一个端部与变换电路18连接。
另外，在双极电手术刀11中，以具备与在套管针1中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈17的电感值和受电用电容器19的电容值。
即，在双极电手术刀11的内部设有包括受电用线圈17和受电用电容器19的作为串联谐振电路的受电线圈单元。
另外，例如图4所示，双极电手术刀11以将插入部13插通到套管针1的插入孔2中的状态使用。图4是将双极电手术刀插通到套管针中的状态的一例的图。
在此，说明包括套管针1和双极电手术刀11的医疗用无线给电系统的具体的使用方式。图5是表示有关第1实施例的包括套管针和双极电手术刀在内的医疗用无线给电系统的主要部分的结构的图。
首先，手术者等例如按照图5所示将套管针1穿设被检者的体壁1001，利用信号线缆23连接电源装置21和脚踏开关22之间，利用送电线缆24连接电源装置21和套管针1的连接端子部3之间，电源装置21对套管针1提供交流电，脚踏开关22能够输出用于将从电源装置21向套管针1的电力供给接通或者断开的指示信号。
然后，手术者等将双极电手术刀11通过在被检者的体壁1001设置的套管针1向该被检者的体腔1002内插入。
另外，手术者等例如通过内窥镜图像的观察或者目视等，在确认到处置用电极12已到达体腔1002内的处置对象部位的附近时，通过操作脚踏开关22将从电源装置21向套管针1的电力供给接通。
另一方面，电源装置21根据按照手术者等对脚踏开关22的操作而输出的指示，例如供给与套管针1的送电线圈单元的谐振频率一致的频率的交流电。并且，随着这种交流电的供给，在套管针1的送电线圈单元和双极电手术刀11的受电线圈单元之间产生磁场共鸣现象，并进行从送电用线圈4向受电用线圈17的送电，在受电用线圈17接受到的交流电被用作处置用电极12的驱动电力。
另外，只要在从送电用线圈4向受电用线圈17送电时能够确保规定值以上的输送效率，则从电源装置21向套管针1供给的交流电的频率也可以设定为与套管针1的送电线圈单元的谐振频率不同的任意的频率。
另外，电源装置21不限于具备能够通过连接脚踏开关22的信号线缆23接收用于将对套管针1的电力供给接通或者断开的指示信号的结构。具体地讲，也可以具备如下的结构，例如在从双极电手术刀11输出与在操作部14设置的电源开关(未图示)的操作对应的无线信号的情况下，电源装置21能够根据所述无线信号检测出对套管针1的电力供给被接通或者断开的情况。
根据包括套管针1和双极电手术刀11的医疗用无线给电系统，通过按照以上所述的方式进行使用，能够使送电用线圈4和受电用线圈17的配置位置相互接近，并且能够保持送电用线圈4和受电用线圈17的朝向大致一定。其结果是，根据包括套管针1和双极电手术刀11的医疗用无线给电系统，能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
另外，在本实施例中，例如也可以使用具备如图6A和图6B所示的结构的套管针31，取代具备如图1A和图1B所示的结构的套管针1。图6A是表示有关第1实施例的第1变形例的套管针的外观的图。图6B是表示有关第1实施例的第1变形例的套管针的主要部分的结构的图。
如图6A所示，套管针31构成为具有具备大致凸形状而形成的套管针主体部32A、和在套管针主体部32A的侧部一体设置的箱型的送电线圈单元32B。并且，如图6A所示，套管针主体部32A构成为具有插入孔32，插入孔32形成为具备能够将处置器具等插入的尺寸的孔。另外，如图6A所示，送电线圈单元32B构成为具有连接端子部33，连接端子部33形成为能够插拔自如地连接送电线缆24。
如图6B所示，在送电线圈单元32B的内部设有：送电用线圈34，以具备与插入孔32的插入轴平行的卷轴的方式进行卷绕；送电用电容器35，与在连接端子部33设置的电气端子33A和送电用线圈34串联连接。并且，如图6B所示，送电用线圈34的一个端部与送电用电容器35连接，送电用线圈34的另一个端部与电气端子33A连接。
另外，送电线圈单元32B的内部的送电用线圈34和送电用电容器35的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
另一方面，在套管针31中，以具备与在双极电手术刀11中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈34的电感值和送电用电容器35的电容值。
另外，使用包括具备以上所述的结构的套管针31和具备前述的结构的双极电手术刀11的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
并且，在本实施例中，例如也可以使用具备如图7A和图7B和图7C所示的结构的套管针41，取代具备如图1A和图1B所示的结构的套管针1。图7A是表示有关第1实施例的第2变形例的套管针的外观的图。图7B是表示有关第1实施例的第2变形例的套管针的主要部分的结构的图。图7C是表示送电线圈单元被安装在图7B的套管针主体部上的图。
如图7A所示，套管针41构成为具有套管针主体部42A、和相对于套管针主体部42A插拔自如的筒状的送电线圈单元42B。并且，如图7A所示，套管针主体部42A构成为具有具备插入孔42的筒体部42C、和沿着筒体部42C的外周形成的凸缘部42D，插入孔42形成为具备能够将处置器具等插入的尺寸的孔。另外，如图7A所示，送电线圈单元42B构成为具有嵌合孔42E和连接端子部43，嵌合孔42E形成为具备能够将筒体部42C插通一直到与凸缘部42D抵接的尺寸的孔，连接端子部43形成为能够插拔自如地连接送电线缆24。
如图7B所示，在送电线圈单元42B的内部设有：送电用线圈44，沿着嵌合孔42E的外周部进行卷绕；送电用电容器45，与在连接端子部43设置的电气端子43A及送电用线圈44串联连接。并且，如图7B所示，送电用线圈44的一个端部与送电用电容器45连接，送电用线圈44的另一个端部与电气端子43A连接。
另外，送电线圈单元42B的内部的送电用线圈44和送电用电容器45的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
另一方面，送电线圈单元42B通过将筒体部42C插通到嵌合孔42E中，以如图7C所示的状态被安装在套管针主体部42A上。并且，通过这样安装套管针主体部42A和送电线圈单元42B，能够配置成使插入孔42的插入轴和送电用线圈44的卷轴平行、并且送电用线圈44位于插入孔42的入口侧的开口部附近的状态。
另外，在送电线圈单元42B中，以具备与在双极电手术刀11中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈44的电感值和送电用电容器45的电容值。
另外，使用包括具备以上所述的结构的套管针41和具备前述的结构的双极电手术刀11的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
另外，根据具备以上所述的结构的套管针41，例如能够根据是否需要对以插通到插入孔42中的状态使用的医疗设备供给电力，将送电线圈单元42B安装在套管针主体部42A上(或者从套管针主体部42A卸下)使用。
另外，在本实施例中，例如也可以使用具备如图8A和图8B所示的结构的套管针51，取代具备如图1A和图1B所示的结构的套管针1。图8A是表示有关第1实施例的第3变形例的套管针的外观的图。图8B是表示有关第1实施例的第3变形例的套管针的主要部分的内部结构的图。
如图8A所示，套管针51构成为具有套管针主体部52A、和相对于套管针主体部52A插拔自如的箱型的送电线圈单元52B。并且，如图8A所示，套管针主体部52A构成为具有插入孔52和在插入孔52的周边形成的槽部52C，插入孔52形成为具备能够将处置器具等插入的尺寸的孔。另外，如图8A所示，送电线圈单元52B构成为具有凸部52D和连接端子部53，凸部52D形成为具备能够嵌合在槽部52C中的形状，连接端子部53形成为能够插拔自如地连接送电线缆24。
如图8B所示，在送电线圈单元52B的内部设有：送电用线圈54，以在将凸部52D嵌合在槽部52C中时(将送电线圈单元52B安装在套管针主体部52A上时)具备与插入孔52的插入轴平行的卷轴的方式进行卷绕；送电用电容器55，与在连接端子部53设置的电气端子53A及送电用线圈54串联连接。并且，如图8B所示，送电用线圈54的一个端部与送电用电容器55连接，送电用线圈54的另一个端部与电气端子53A连接。
另外，在送电线圈单元52B中，以具备与在双极电手术刀11中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈54的电感值和送电用电容器55的电容值。
另外，使用包括具备以上所述的结构的套管针51和具备前述的结构的双极电手术刀11的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
另外，根据具备以上所述的结构的套管针51，例如能够根据是否需要对以插通到插入孔52中的状态使用的医疗设备供给电力，将送电线圈单元52B安装在套管针主体部52A上(或者从套管针主体部52A卸下)使用。
另外，在本实施例中，例如也可以使用具备如图9所示的结构的套管针61，取代具备如图1A和图1B所示的结构的套管针1。图9是表示有关第1实施例的第4变形例的套管针的主要部分的结构的图。
如图9所示，套管针61形成为具有大致凸形状。另外，套管针61构成为具有插入孔62和连接端子部63，插入孔62形成为具有能够将处置器具等插入的尺寸的孔，连接端子部63形成为能够插拔自如地连接送电线缆24。
如图9所示，在套管针61的内部设有：送电用线圈64，沿着插入孔62的外周部进行卷绕；送电用电容器65，与设于连接端子部63的电气端子63A及送电用线圈64串联连接。
另外，套管针61的内部的送电用线圈64和送电用电容器65的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈64具有与插入孔62的插入轴平行的卷轴，并且送电用线圈64以大致覆盖从插入孔62的入口侧的开口部附近到出口侧的开口部(下部开口部)附近的方式，被卷绕在套管针61的内部且在插入孔62的外周部上。另外，送电用线圈64的一个端部与送电用电容器65连接，送电用线圈64的另一个端部与电气端子63A连接。
另一方面，在套管针61中，以具备与在双极电手术刀11中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈64的电感值和送电用电容器65的电容值。
即，在套管针61的内部设有包括送电用线圈64和送电用电容器65的作为串联谐振电路的送电线圈单元。
另外，使用包括具备以上所述的结构的套管针61和具备前述的结构的双极电手术刀11的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
并且，根据具备以上所述的结构的套管针61，由于在插入孔62的从入口侧的开口部附近一直到出口侧的开口部附近的部分设有送电用线圈64，因而利用了磁场共鸣现象的给电的输送效率容易提高。
另外，在本实施例中，例如也可以使用具备如图10所示的结构的双极电手术刀71，取代具备如图2和图3所示的结构的双极电手术刀11。图10是表示有关第1实施例的第5变形例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。
如图10所示，双极电手术刀71在前端部具备处置用电极72，处置用电极72能够对生物体组织施加用于进行切开或者凝固等处置的高频电流，在中途部具备能够插入前述的各套管针的插入孔中的细长形状的插入部73，在后端部具备能够手动进行有关处置用电极72的开闭动作的操作的操作部74。
并且，如图10所示，双极电手术刀71构成为利用由树脂等绝缘部件形成的圆筒状的外筒部75将插入部73的内部保持成水密状态。
另外，如图10所示，在外筒部75的内部设有：圆筒状的内筒部76，由树脂等绝缘部件形成；受电用线圈77，沿着内筒部76的外周部进行卷绕；变换电路78，能够将在受电用线圈77中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并驱动处置用电极72；受电用电容器79，与受电用线圈77及变换电路78串联连接。
受电用线圈77具备与插入部73的长轴平行的卷轴，并且受电用线圈77以大致覆盖处置用电极72的附近的方式被卷绕在外筒部75的内部且在内筒部716的外周部上。并且，受电用线圈77的一个端部与受电用电容器79连接，受电用线圈77的另一个端部与变换电路78连接。
另一方面，在双极电手术刀71中，以具备与在前述的各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈77的电感值和受电用电容器79的电容值。
即，在双极电手术刀71的内部设有包括受电用线圈77和受电用电容器79的作为串联谐振电路的受电线圈单元。
另外，使用包括具备以上所述的结构的双极电手术刀71和前述的各套管针中的一个套管针的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
并且，根据具备以上所述的结构的双极电手术刀71，(如图10所示，)能够使受电用线圈77小型化，因而能够提高制造插入部73时的装配精度。
另外，在本实施例中，例如也可以使用具备如图11所示的结构的双极电手术刀81，取代具备如图2和图3所示的结构的双极电手术刀11。图11是表示有关第1实施例的第6变形例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。
如图11所示，双极电手术刀81在前端部具备处置用电极82，处置用电极82能够对生物体组织施加用于进行切开或者凝固等处置的高频电流，在中途部具备能够插入前述的各套管针的插入孔中的细长形状的插入部83，在后端部具备能够手动进行有关处置用电极82的开闭动作的操作的操作部84。
并且，如图11所示，双极电手术刀81构成为利用由树脂等绝缘部件形成的圆筒状的外筒部85将插入部83的内部保持成水密状态。
另外，如图11所示，在外筒部85的内部设有：导电线86，分别连接两个处置用电极82；受电用线圈87，设在操作部84的附近；变换电路88，能够将在受电用线圈87中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并向导电线86输出；受电用电容器89，与受电用线圈87及变换电路88串联连接。
受电用线圈87以具备与插入部83的长轴平行的卷轴的方式被卷绕在外筒部85的内部且在操作部84的附近，并且受电用线圈87被设置在如下的位置，该位置是当插入部83插通到前述各套管针中的任意一个套管针中时，该受电用线圈87被配置在该插入孔的入口侧的开口部附近。并且，受电用线圈87的一个端部与受电用电容器89连接，受电用线圈87的另一个端部与变换电路88连接。
另一方面，在双极电手术刀81中，以具备与在前述的各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈87的电感值和受电用电容器89的电容值。
即，在双极电手术刀81的内部设有包括受电用线圈87和受电用电容器89的作为串联谐振电路的受电线圈单元。
另外，使用包括具备以上所述的结构的双极电手术刀81和前述的各套管针中的一个套管针的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
并且，根据具备以上所述的结构的双极电手术刀81，(如图11所示)能够使受电用线圈87大型化，因而利用了磁场共鸣现象的给电的输送效率容易提高。
如上所述，根据本实施例，在包括套管针、和插入该套管针中使用的双极电手术刀等医疗设备的医疗用无线给电系统中，能够在提高设有该套管针的送电线圈的部分、和设有该医疗设备的受电线圈的部分的配置的自由度的同时，以比较高的输送效率进行给电。即，根据本实施例的医疗用无线给电系统，能够极力防止电力的输送效率的下降，提高与送电及受电相关的部分的配置的自由度。
另外，根据本实施例，例如也可以构成为将多个送电用电容器设在套管针内，并且在根据电源装置21的未图示的开关等的操作从所述多个送电用电容器中选择的一个送电用电容器、和设于该套管针内的送电用线圈之间，形成串联谐振电路。
(第2实施例)
图12A～图17B是涉及本发明的第2实施例的图。
另外，在本实施例中，省略有关具有与第1实施例相同的结构等的部分的详细说明，主要对具有与第1实施例不同的结构等的部分进行说明。图12A是表示有关第2实施例的双极电手术刀的外观的图。图12B是表示图12A的双极电手术刀的插入部的结构的剖视图。
如图12A所示，双极电手术刀91在前端部具备处置用电极12，处置用电极12能够对生物体组织施加用于进行切开或者凝固等处置的高频电流，在中途部具备能够插入在第1实施例中说明的各套管针的插入孔中的细长形状的插入部93，在后端部具备能够手动进行有关处置用电极12的开闭动作的操作的操作部14。
并且，如图12A和图12B所示，双极电手术刀91构成为利用外筒部95将插入部93的内部保持成水密状态，外筒部95具备：大致圆筒状的管体部95A，由不锈钢等导电部件形成，并且沿着长轴方向设有切口；绝缘部95B，由树脂等绝缘部件形成，并以掩埋管体部95A的切口部分的空间的方式设置。
另外，如图12B所示，在外筒部95的内部设有：圆筒状的内筒部96，由树脂等绝缘部件形成；受电用线圈97，沿着内筒部96的外周部进行卷绕。
另外，在本实施例的外筒部95的内部设有未图示的：(与第1实施例相同的)变换电路，能够将在受电用线圈97中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并驱动处置用电极12；(与第1实施例相同的)受电用电容器，与受电用线圈97及该变换电路串联连接。
另外，本实施例的受电用线圈97具备与受电用线圈17、77或者87中任意一方相同的卷绕状态及连接状态。
另一方面，在双极电手术刀91中，以在第1实施例中说明的具备与在各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈97的电感值和未图示的受电用电容器的电容值。
即，在双极电手术刀91的内部设有包括受电用线圈97和未图示的受电用电容器的、与第1实施例大致相同的受电线圈单元。
另外，使用包括具备以上所述的结构的双极电手术刀91和在第1实施例中说明的各套管针中的一个套管针的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
并且，根据具备以上所述的结构的双极电手术刀91，能够利用不锈钢等强度比较高的部件形成外筒部95的管体部95A，并且实现利用了磁场共鸣现象的无线给电。
另外，在本实施例中，例如也可以使用具备如图13A和图13B所示的结构的双极电手术刀101，取代具备如图12A和图12B所示的结构的双极电手术刀91。图13A是表示有关第2实施例的第1变形例的双极电手术刀的外观的图。图13B是表示图13A的双极电手术刀的插入部的结构的剖视图。
如图13A所示，双极电手术刀101在前端部具备处置用电极12，处置用电极12能够对生物体组织施加用于进行切开或者凝固等处置的高频电流，在中途部具备能够插入在第1实施例中说明的各套管针的插入孔中的细长形状的插入部103，在后端部具备能够手动进行有关处置用电极12的开闭动作的操作的操作部14。
并且，如图13A和图13B所示，双极电手术刀101构成为利用外筒部105将插入部103的内部保持成水密状态，外筒部105具备：大致圆筒状的管体部105A，通过将不锈钢等导电部件卷绕成漩涡状(或者螺旋状)而形成；绝缘部105B，以掩埋被夹在管体部105A的导电部件彼此间的空间的方式设置。
另外，如图13B所示，在外筒部105的内部设有：圆筒状的内筒部106，由树脂等绝缘部件形成；受电用线圈107，沿着内筒部106的外周部进行卷绕。
另外，在本实施例的外筒部105的内部设有未图示的：(与第1实施例相同的)变换电路，能够将在受电用线圈107中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并驱动处置用电极12；(与第1实施例相同的)受电用电容器，与受电用线圈107及该变换电路串联连接。
并且，本实施例的受电用线圈107具备与受电用线圈17、77或者87中任意一方相同的卷绕状态和连接状态。
另一方面，在双极电手术刀101中，以在第1实施例中说明的具备与在各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈107的电感值和未图示的受电用电容器的电容值。
即，在双极电手术刀101的内部设有包括受电用线圈107和未图示的受电用电容器的、与第1实施例大致相同的受电线圈单元。
另外，使用包括具备以上所述的结构的双极电手术刀101和在第1实施例中说明的各套管针中的一个套管针的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
并且，根据具备以上所述的结构的双极电手术刀101，能够在提高外筒部105的强度和水密性的同时，实现利用了磁场共鸣现象的无线给电。
另一方面，在本实施例中，也可以使用具备如图14所示的结构的插入部113，取代具备如图12A～图13B所示的结构的插入部，来构成双极电手术刀的插入部。图14是表示有关第2实施例的第2变形例的插入部的结构的剖视图。
如图14所示，插入部113构成为利用由树脂等绝缘部件形成的圆筒状的外筒部115将内部保持成水密状态。
并且，如图14所示，在外筒部115的内部设有内筒部116，内筒部116具备：大致圆筒状的管体部116A，由不锈钢等导电部件形成，并且沿着长轴方向设有切口；绝缘部116B，由树脂等绝缘部件形成，并以掩埋管体部116A的切口部分的空间的方式设置。
另外，如图14所示，在外筒部115的内部设有沿着内筒部116的外周部进行卷绕的受电用线圈117。
另外，在本实施例的外筒部115的内部设有未图示的：(与第1实施例相同的)变换电路，能够将在受电用线圈117中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并驱动处置用电极12；(与第1实施例相同的)受电用电容器，与受电用线圈117及该变换电路串联连接。
并且，本实施例的受电用线圈117具备与受电用线圈17、77或者87中任意一方相同的卷绕状态和连接状态。
另一方面，以在第1实施例中说明的具备与在各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈117的电感值和未图示的受电用电容器的电容值。
即，在外筒部115的内部设有包括受电用线圈117和未图示的受电用电容器的、与第1实施例大致相同的受电线圈单元。
另外，在本实施例中，也可以使用具备如图15所示的结构的插入部123，取代具备如图12A～图14所示的结构的插入部，来构成双极电手术刀的插入部。图15是表示有关第2实施例的第3变形例的插入部的结构的剖视图。
如图15所示，插入部123构成为利用由树脂等绝缘部件形成的圆筒状的外筒部125将内部保持成水密状态。
并且，如图15所示，在外筒部125的内部设有内筒部126，内筒部126具备：大致圆筒状的管体部126A，通过将不锈钢等导电部件卷绕成漩涡状(或者螺旋状)而形成；绝缘部126B，以掩埋被夹在管体部126A的导电部件彼此间的空间的方式设置。
另外，如图15所示，在外筒部125的内部设有沿着内筒部126的外周部进行卷绕的受电用线圈127。
另外，在本实施例的外筒部125的内部设有未图示的：(与第1实施例相同的)变换电路，能够将在受电用线圈127中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并驱动处置用电极12；(与第1实施例相同的)受电用电容器，与受电用线圈127及该变换电路串联连接。
并且，本实施例的受电用线圈127具备与受电用线圈17、77或者87中任意一方相同的卷绕状态和连接状态。
另一方面，以在第1实施例中说明的具备与在各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈127的电感值和未图示的受电用电容器的电容值。
即，在外筒部125的内部设有包括受电用线圈127和未图示的受电用电容器的、与第1实施例大致相同的受电线圈单元。
另外，在本实施例中，例如也可以如图16的插入部133所示，使用层叠外筒部135取代图12A和图12B所示的外筒部95，层叠外筒部135以由树脂等绝缘部件形成的绝缘层95C覆盖由管体部95A和绝缘部95B构成的层的外周面的方式进行层叠而成。图16是表示有关第2实施例的第4变形例的插入部的结构的剖视图。
另外，根据具备前述的层叠外筒部135的插入部133，能够提高利用磁场共鸣现象进行无线给电时的安全性。
另外，在本实施例中，例如也可以如图17A的插入部143所示，使用具备层叠管体部145A和绝缘部145B的层叠外筒部145取代图12A和图12B所示的外筒部95。图17A是表示有关第2实施例的第5变形例的插入部的结构的剖视图。
层叠管体部145A构成为在管体部95A的层的内周层叠由导电率比管体部95A高的铜等形成的高导电层95D，并且具备沿着长轴方向设有切口的大致圆筒状。
绝缘部145B由树脂等绝缘部件形成，并以掩埋层叠管体部145A的切口部分的空间的方式设置。
并且，根据具备如上所述的层叠外筒部145的插入部143，能够减小由于从外部施加的磁场而使得感应电流在层叠管体部145A流过时的电阻损失。
另外，在本实施例中，例如也可以如图17B的插入部153所示，使用具备层叠管体部155A和绝缘部155B的层叠外筒部155取代图12A和图12B所示的外筒部95。图17B是表示有关第2实施例的第6变形例的插入部的结构的剖视图。
层叠管体部155A构成为以由导电率比管体部95A高的铜等形成的高导电层95E覆盖管体部95A的层的内周面和外周面的方式进行层叠而成，并且具备沿着长轴方向设有切口的大致圆筒状。
绝缘部155B由树脂等绝缘部件形成，并以掩埋层叠管体部155A的切口部分的空间的方式设置。
并且，根据具备如上所述的层叠外筒部155的插入部153，能够减小由于从外部施加的磁场而使得感应电流在层叠管体部155A流过时的电阻损失。
另外，根据本实施例，双极电手术刀等医疗设备不限于仅在外筒以及(或者)内筒中的一处具备设有绝缘部的插入部的结构，例如也可以构成为在外筒以及(或者)内筒部中的多个部位具备设有绝缘部的插入部。
(第3实施例)
图18A和图18B是涉及本发明的第3实施例的图。
另外，在本实施例中，省略有关具有与第1及第2实施例都相同的结构等的部分的详细说明，主要对具有与第1及第2实施例都不同的结构等的部分进行说明。图18A是表示有关第3实施例的双极电手术刀的主要部分的结构的图。图18B是将图18A的双极电手术刀的插入部的一部分放大示出的图。
如图18A所示，双极电手术刀161在前端部具备处置用电极162，处置用电极162能够对生物体组织施加用于进行切开或者凝固等处置的高频电流，在中途部具备能够插入前述的各套管针的插入孔中的细长形状的插入部163，在后端部具备能够手动进行有关处置用电极162的开闭动作的操作的操作部164。
并且，如图18A所示，双极电手术刀161构成为利用由树脂等绝缘部件形成的圆筒状的外筒部165将插入部163的内部保持成水密状态。
另外，如图18A所示，在外筒部165的内部设有：圆筒状的内筒部166，由树脂等绝缘部件形成；中继线圈单元166A及受电用线圈167，沿着内筒部166的外周部进行卷绕；变换电路168，能够将在受电用线圈167中接受的交流电流的波形变换为适合于(切开或者凝固等)处置的波形，并驱动处置用电极162；受电用电容器169，与受电用线圈167及变换电路168串联连接。
如图18A和图18B所示，在外筒部165的内部而且是内筒部166的外周部设有一个或者多个中继线圈单元166A，该一个或多个中继线圈单元166A构成为分别具备被串联连接的一组的中继用线圈166B和中继用电容器166C。并且，中继线圈单元166A的中继用线圈166B以具备与插入部163的长轴平行的卷轴的方式沿着内筒部166的外周部进行卷绕。(另外，如图18B所示，在具有多个中继线圈单元166A的情况下，以使中继线圈单元166A彼此相互离开的方式进行配置。)
受电用线圈167具备与插入部163的长轴平行的卷轴，并且以大致覆盖处置用电极162附近的方式被卷绕在外筒部165的内部且在内筒部166的外周部上。并且，受电用线圈167的一个端部与受电用电容器169连接，受电用线圈167的另一个端部与变换电路168连接。
另一方面，在双极电手术刀161中，以在第1实施例中说明的具备与在各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定受电用线圈167的电感值和受电用电容器169的电容值。
即，在双极电手术刀161的内部设有包括受电用线圈167和受电用电容器169的作为串联谐振电路的受电线圈单元。
并且，在双极电手术刀161中，以在第1实施例中说明的具备与在各套管针中内置的送电线圈单元的串联谐振频率、以及包括受电用线圈167和受电用电容器169的受电线圈单元的串联谐振频率分别一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定中继用线圈166B的电感值和中继用电容器166C的电容值。
即，根据双极电手术刀161，当进行在第1实施例中说明的从任意一个套管针进行送电时，能够通过任意的中继线圈单元166A向包括受电用线圈167和受电用电容器169的受电线圈单元输送电力。
另外，使用包括具备以上所述的结构的双极电手术刀161和在第1实施例中说明的各套管针中的一个套管针的医疗用无线给电系统的情况下，也能够在利用磁场共鸣现象的同时，以比较高的输送效率进行给电。
并且，根据具备以上所述的结构的双极电手术刀161，能够使中继用线圈166B和受电用线圈167分别小型化，因而能够提高制造插入部163时的装配精度。
另外，根据本实施例，例如通过将在第2实施例中说明的各构成要素中的任意一个构成要素应用于双极电手术刀161，也能够实现插入部163的强度的提高、以及(或者)给电时的输送效率的提高。
(第4实施例)
图19A和图19B及图20是涉及本发明的第4实施例的图。
另外，在本实施例中，省略有关具有与第1～第3实施例中任意一个实施例相同的结构等的部分的详细说明，主要对具有与第1～第3实施例都不同的结构等的部分进行说明。图19A是表示有关第4实施例的套管针的结构的图。图19B是表示图19A的套管针的使用状态的一例的图。
如图19A所示，套管针171A构成为在第1实施例所说明的套管针1的外装部分的插入孔2的周围设置多个切口部172A。
多个切口部172A分别形成为能够供后述的导电板173A插拔，并且具备能够保持所安装的导电板173A的形状。
另一方面，如图19B所示，本实施例的套管针171A构成为假定与送电线圈单元的谐振频率被设定成和套管针171A相同的套管针171B同时使用。
具体地讲，如图19B所示，套管针171A在与套管针171B同时使用时，以在与套管针171B最近的切口部172A安装了导电板173A的状态使用。并且，如图19B所示，套管针171B在与套管针171A同时使用时，以在与套管针171A最近的切口部172B安装了导电板173B的状态使用。
导电板173A形成为板状的隔离部件，具备相对于在套管针171A中内置的送电线圈单元所包含的送电线圈的直径及高度足够大的宽度和高度。并且，导电板173B形成为板状部件，具备相对于在套管针171B中内置的送电线圈单元所包含的送电线圈的直径及高度足够大的宽度和高度。
并且，通过在设置了如上所述的导电板173A的状态下使用套管针171A，能够抑制向套管针171B侧的磁场泄露。并且，通过在设置了如上所述的导电板173B的状态下使用套管针171B，能够抑制向套管针171A侧的磁场泄露。
另外，在本实施例中，不限于具备如前述的套管针171A和171B那样的结构，例如也可以具备如图20的套管针181那样的结构。图20是表示有关第4实施例的变形例的套管针的结构的图。
如图20所示，套管针181构成为在第1实施例所说明的套管针1的内部的送电用线圈4的周围设置导电板182。
如图20所示，导电板182形成为隔离部件，具备相对于在套管针181中内置的送电用线圈4高度足够大的高度，并且能够在与电气端子3A、送电用线圈4和送电用电容器5的各部分都不接触的位置大致覆盖送电用线圈4的外周部。
另外，导电板182只要在外周的一部分具备绝缘部，则也可以形成为具备如图20那样的切口的C形状，或者也可以形成为设置如图12A和图12B那样的绝缘部件。
另外，在套管针181中，通过在电气端子3A和送电用电容器5的周围设置未图示的绝缘部件，能够使电气端子3A和送电用电容器5与导电板182电气绝缘。
另外，根据如上所述的本实施例的结构，在多个套管针分别设置的送电线圈单元的谐振频率被设定成彼此相同的情况下，也能够同时对该多个套管针进行给电。
(第5实施例)
图21和图22是涉及本发明的第5实施例的图。
另外，在本实施例中，省略有关具有与第1～第4实施例中任意一个实施例相同的结构等的部分的详细说明，主要对具有与第1～第4实施例都不同的结构等的部分进行说明。图21是表示有关第5实施例的套管针的结构的图。
如图21所示，套管针191构成为在第1实施例所说明的套管针1的内部的插入孔2的周围而且在送电用线圈4的内侧设置内筒部192。
如图21所示，内筒部192从送电用线圈4的附近一直设置到插入孔2的出口侧的开口部的部分。并且，内筒部192构成为具备：大致圆筒状的管体部192A，由铜等导电部件形成，并且沿着长轴方向设有切口；绝缘部192B，由树脂等绝缘部件形成，并以掩埋管体部192A的切口部分的空间的方式设置。
另外，绝缘部192B不限于利用树脂等绝缘部件形成，也可以直接采用管体部192A的切口部分的空间自身。
并且，根据具备如上所述的结构的套管针191，利用了磁场共鸣现象的给电的输送效率容易提高。
另外，在本实施例中，不限于具备如前述的套管针191那样的结构，例如也可以具备如图22的套管针201那样的结构。图22是表示有关第5实施例的变形例的套管针的结构的图。
如图22所示，套管针201构成为在第1实施例所说明的套管针1的内部的插入孔2的周围而且在送电用线圈4的外侧设置外筒部202。
如图22所示，外筒部202从送电用线圈4的附近一直设置到插入孔2的出口侧的开口部的部分。并且，外筒部202构成为具备：大致圆筒状的管体部202A，由铜等导电部件形成，并且沿着长轴方向设有切口；绝缘部202B，由树脂等绝缘部件形成，并以掩埋管体部202A的切口部分的空间的方式设置。
另外，绝缘部202B不限于利用树脂等绝缘部件形成，也可以直接采用管体部202A的切口部分的空间自身。
另外，在套管针201中设置成使将电气端子3A、送电用线圈4及送电用电容器5串联连接时的配线的一部分贯穿绝缘部202B，而且不接触管体部202A。
并且，根据具备如上所述的结构的套管针201，利用了磁场共鸣现象的给电的输送效率容易提高。
另外，在本实施例中，例如也可以形成具备与第2实施例的内筒部126大致相同的结构的内筒部192。并且，在本实施例中，例如也可以形成具备与第2实施例的外筒部105大致相同的结构的外筒部202。
另一方面，本实施例的内筒部192也可以构成为具备多个绝缘部192B。并且，本实施例的外筒部202也可以构成为具备多个绝缘部202B。
(第6实施例)
图23和图24是涉及本发明的第6实施例的图。
另外，在本实施例中，省略有关具有与第1～第5实施例中任意一个实施例相同的结构等的部分的详细说明，主要对具有与第1～第5实施例都不同的结构等的部分进行说明。图23是表示有关第6实施例的套管针的结构的图。
如图23所示，套管针211构成为具有插入孔212和连接端子部213M及213N，插入孔212形成为具有能够将处置器具等插入的尺寸的孔，连接端子部213M及213N形成为分别能够插拔自如地连接送电线缆24。
如图23所示，在套管针211的内部设有：送电用线圈214M，沿着插入孔212的外周部进行卷绕；送电用电容器215M，与设于连接端子部213M的电气端子213A及送电用线圈214M串联连接。
另外，套管针211的内部的送电用线圈214M和送电用电容器215M的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈214M具有与插入孔212的插入轴平行的卷轴，并且以大致覆盖比后述的送电用线圈214N接近插入孔212的入口侧的开口部的部分的方式，被卷绕在套管针211的内部而且在插入孔212的外周部上。另外，送电用线圈214M的一个端部与送电用电容器215M连接，送电用线圈214M的另一个端部与电气端子213A连接。
另外，在套管针211中，以在第2实施例等中说明的具备与在各双极电手术刀中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈214M的电感值和送电用电容器215M的电容值。
另一方面，如图23所示，在套管针211的内部设有：送电用线圈214N，沿着插入孔212的外周部进行卷绕；送电用电容器215N，与设于连接端子部213N的电气端子213B及送电用线圈214N串联连接。
另外，套管针211的内部的送电用线圈214N和送电用电容器215N的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈214N具有与插入孔212的插入轴平行的卷轴，并且以大致覆盖比送电用线圈214M远离插入孔212的入口侧的开口部的部分的方式，被卷绕在套管针211的内部而且在插入孔212的外周部上。另外，送电用线圈214N的一个端部与送电用电容器215N连接，送电用线圈214N的另一个端部与电气端子213B连接。
另外，在套管针211中，以具备与利用送电用线圈214M和送电用电容器215M设定的频率不同的串联谐振频率(例如10MHz)的方式，分别设定送电用线圈214N的电感值和送电用电容器215N的电容值。
即，在套管针211的内部，沿着插入部212的插入轴设有包括送电用线圈214M和送电用电容器215M的送电线圈单元、以及包括送电用线圈214N和送电用电容器215N的送电线圈单元这两个送电线圈单元。
另外，根据如上所述的套管针211的结构，例如能够从受电线圈单元的串联谐振频率被设定为彼此不同的两台医疗设备中，选择使用利用磁场共鸣现象进行给电的医疗设备。
另外，根据如上所述的套管针211的结构，只要电气端子213A和213B相互电气分离，则也可以将连接端子部213M和213N配置在相互接近的位置。
另一方面，在本实施例中，不限于具备如前述的套管针211那样的结构，例如也可以具备如图24的套管针221那样的结构。图24是表示有关第6实施例的变形例的套管针的结构的图。
如图24所示，套管针221构成为具有插入孔222和连接端子部223M及223N，插入孔222形成为具有能够将处置器具等插入的尺寸的孔，连接端子部223M及223N形成为分别能够插拔自如地连接送电线缆24。
如图24所示，在套管针221的内部设有：送电用线圈224M，沿着插入孔222的外周部进行卷绕；送电用电容器225M，与设于连接端子部223M的电气端子223A及送电用线圈224M串联连接。
另外，套管针221的内部的送电用线圈224M和送电用电容器225M的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈224M具有与插入孔212的插入轴平行的卷轴，并且以大致覆盖插入孔222的一部分的方式被卷绕在套管针221的内部而且在插入孔222的外周部上。另外，送电用线圈224M的一个端部与送电用电容器225M连接，送电用线圈224M的另一个端部与电气端子223A连接。
另外，在套管针221中，以在第2实施例等中说明的具备与在各双极电手术刀中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈224M的电感值和送电用电容器225M的电容值。
另一方面，如图24所示，在套管针221的内部设有：送电用线圈224N，沿着插入孔222的外周部进行卷绕；送电用电容器225N，与设于连接端子部223N的电气端子223B及送电用线圈224N串联连接。
另外，套管针221的内部的送电用线圈224N和送电用电容器225N的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈224N以具有与插入孔222的插入轴平行的卷轴的方式被卷绕在套管针221的内部而且在送电用线圈224M的外周部上。另外，送电用线圈224N的一个端部与送电用电容器225N连接，送电用线圈224N的另一个端部与电气端子223B连接。
另外，在套管针221中，以具备与利用送电用线圈224M和送电用电容器225M设定的频率不同的串联谐振频率(例如10MHz)的方式，分别设定送电用线圈224N的电感值和送电用电容器225N的电容值。
即，在套管针221的内部，以双重包围插入孔222的外周部的一部分的方式，设有包括送电用线圈224M和送电用电容器225M的送电线圈单元、以及包括送电用线圈224N和送电用电容器225N的送电线圈单元这两个送电线圈单元。
另外，根据如上所述的套管针221的结构，例如能够从受电线圈单元的串联谐振频率被设定为彼此不同的两台医疗设备中，选择使用利用磁场共鸣现象进行给电的医疗设备。
另外，根据如上所述的套管针221的结构，只要电气端子223A和223B相互电气分离，则也可以将连接端子部223M和223N配置在相互接近的位置。
另一方面，套管针211及221不限于具备如上所述的结构，例如也可以构成为，通过应用图6A和图6B所示的方式，在套管针主体部32A设置一个送电线圈单元，在送电线圈单元32B设置另一个送电线圈单元。
(第7实施例)
图25A～图27B是涉及本发明的第7实施例的图。
另外，在本实施例中，省略有关具有与第1～第6实施例中任意一个实施例相同的结构等的部分的详细说明，主要对具有与第1～第6实施例都不同的结构等的部分进行说明。图25A是表示有关第7实施例的套管针的外观的图。图25B是表示有关第7实施例的套管针的主要部分的内部结构的图。
如图25A所示，套管针231构成为能够从在被检体的体壁形成的一个切开创口同时插入多个医疗设备进行使用。
具体地讲，如图25A所示，套管针231构成为具有3个插入孔部231A、和筒体部231B，该筒体部231B是与在各插入孔部231A各设置一个的插入孔232的出口侧的开口部(未图示)分别连通而形成的。
另外，如图25A所示，在各插入孔部231A分别设有：插入孔232，形成为具有能够将处置器具等插入的尺寸的孔；连接端子部233，形成为能够插拔自如地连接送电线缆24。
另一方面，如图25B所示，在各插入孔部231A的内部设有：送电用线圈234，沿着插入孔232的外周部进行卷绕；送电用电容器235，与设于连接端子部233的电气端子233A及送电用线圈234串联连接。
另外，各插入孔部231A的内部的送电用线圈234和送电用电容器235的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈234以具有与插入孔232的插入轴平行的卷轴的方式被卷绕在插入孔部231A的内部而且在插入孔232的外周部上。另外，送电用线圈234的一个端部与送电用电容器235连接，送电用线圈234的另一个端部与电气端子233A连接。
另外，在套管针231中，以具备根据各插入孔部231A而不同的串联谐振频率的方式，分别设定送电用线圈234的电感值和送电用电容器235的电容值。具体地讲，例如在3个插入孔部231A中的第1插入孔部231A，以具备第1谐振频率(例如13.56MHz)的方式设定送电用线圈234的电感值和送电用电容器235的电容值，在第2插入孔部231A，以具备第2谐振频率(例如10MHz)的方式设定送电用线圈234的电感值和送电用电容器235的电容值，在第3插入孔部231A，以具备第3谐振频率(例如15MHz)的方式设定送电用线圈234的电感值和送电用电容器235的电容值。
即，在前述的第1插入孔部231A的内部设有以第1谐振频率进行谐振的第1送电线圈单元。并且，在前述的第2插入孔部231A的内部设有以第2谐振频率进行谐振的第2送电线圈单元。另外，在前述的第3插入孔部231A的内部设有以第3谐振频率进行谐振的第3送电线圈单元。
并且，根据如上所述的套管针231的结构，能够同时对多个医疗设备进行基于磁场共鸣现象的给电。
另外，根据如上所述的套管针231的结构，也可以在使各电气端子233A彼此相互接近的位置配置插入孔部231A。
另一方面，在本实施例中，不限于具备如前述的套管针231那样的结构，例如也可以具备如图26A和图26B的套管针241那样的结构。图26A是表示有关第7实施例的第1变形例的套管针的外观的图。图26B是表示有关第7实施例的第1变形例的套管针的主要部分的内部结构的图。
如图26A所示，套管针241构成为能够从在被检体的体壁形成的一个切开创口同时插入多个医疗设备进行使用。
具体地讲，如图26A所示，套管针241构成为具有3个插入孔部241A、与在各插入孔部241A各设置一个的插入孔242的出口侧的开口部(未图示)分别连通形成的筒体部241B、以及呈环状包围各插入孔部241A的外周侧而形成的环体部241C。
另外，如图26A所示，在各插入孔部241A分别设有插入孔242，插入孔242形成为具有能够将处置器具等插入的尺寸的孔。
另外，如图26A所示，在环体部241C的侧面设有连接端子部243，连接端子部243形成为能够插拔自如地连接送电线缆24。
另一方面，如图26B所示，在环体部241C的内部设有：送电用线圈244M，以覆盖各插入孔232的外周部的一部分的方式进行卷绕；电气连接部件246M，与连接端子部243的电气端子243A连接；送电用电容器245M，与电气连接部件246M及送电用线圈244M串联连接。
另外，环体部241C的内部的送电用线圈244M及送电用电容器245M的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈244M具有与插入孔242的插入轴平行的卷轴，并且被卷绕在环体部241C的内部而且在各插入孔222的外周部上。另外，送电用线圈244M的一个端部与送电用电容器245M连接，送电用线圈244M的另一个端部与电气连接部件246M连接。
另外，在套管针241中，以在第2实施例等中说明的具备与在各双极电手术刀中内置的受电线圈单元的串联谐振频率一致的规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈244M的电感值和送电用电容器245M的电容值。
另一方面，如图26B所示，在环体部241C的内部设有：送电用线圈244N，以覆盖各插入孔232的外周部的一部分的方式进行卷绕；电气连接部件246N，与连接端子部243的电气端子243A连接；送电用电容器245N，与电气连接部件246N及送电用线圈244N串联连接。
另外，环体部241C的内部的送电用线圈244N和送电用电容器245N的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈244N具有与各插入孔242的插入轴平行的卷轴，并且被卷绕在环体部241C的内部而且在送电用线圈244M的外周部上。另外，送电用线圈244N的一个端部与送电用电容器245N连接，送电用线圈244N的另一个端部与电气连接部件246N连接。
另外，在环体部241C中，以具备与利用送电用线圈244M和送电用电容器245M设定的频率不同的串联谐振频率(例如10MHz)的方式，分别设定送电用线圈244N的电感值和送电用电容器245N的电容值。
即，在环体部241C的内部，以双重包围各插入部242的外周部的一部分的方式，设有包括送电用线圈244M和送电用电容器245M的送电线圈单元、以及包括送电用线圈244N和送电用电容器245N的送电线圈单元这两个送电线圈单元。
另外，根据如上所述的套管针241的结构，能够同时对多个医疗设备进行基于磁场共鸣现象的给电。
另外，在本实施例中，不限于具备如前述的套管针231或者241那样的结构，例如也可以具备如图27A和图27B的套管针251那样的结构。图27A是表示有关第7实施例的第2变形例的套管针的外观的图。图27B是表示有关第7实施例的第2变形例的套管针的主要部分的内部结构的图。
如图27A所示，套管针251构成为能够从在被检体的体壁形成的一个切开创口同时插入多个医疗设备进行使用。
具体地讲，如图27A所示，套管针251构成为具有3个插入孔部251A、和与在各插入孔部251A各设置一个的插入孔252的出口侧的开口部(未图示)分别连通而形成的筒体部251B。
另外，如图27A所示，在各插入孔部251A分别设有：插入孔252，形成为具有能够将处置器具等插入的尺寸的孔；连接端子部253，形成为能够插拔自如地连接送电线缆24。
另一方面，如图27B所示，在各插入孔部251A的内部设有：送电用线圈254，沿着插入孔252的外周部进行卷绕；送电用电容器255，与设于连接端子部253的电气端子253A及送电用线圈254串联连接；导电板256，形成为能够大致覆盖送电用线圈254的外周部的C形状的板状部件。
另外，各插入孔部251A的内部的送电用线圈254和送电用电容器255的周边被树脂等绝缘部件覆盖。
送电用线圈254具有与插入孔252的插入轴平行的卷轴，并且被卷绕在插入孔部251A的内部而且在插入孔252的外周部上。另外，送电用线圈254的一个端部与送电用电容器255连接，送电用线圈254的另一个端部与电气端子253A连接。
导电板256形成为隔离部件，具备相对于送电用线圈254的高度足够大的高度，并且能够在与电气端子253A、送电用线圈254和送电用电容器255的各部分都不接触的位置大致覆盖送电用线圈254的外周部。
另外，导电板256只要在外周的一部分具备绝缘部，则也可以形成为具备如图27B那样的切口的C形状，或者也可以形成为设置如图12A和图12B那样的绝缘部件。
另外，在套管针251中，以使各插入孔部251A具备相同的串联谐振频率的方式，分别设定送电用线圈234的电感值和送电用电容器235的电容值。具体地讲，例如在各插入孔部251A中，以具备规定的串联谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定送电用线圈254的电感值和送电用电容器255的电容值。
即，在套管针251中，能够在各插入孔部251A的内部设置以规定的谐振频率进行谐振而构成的送电线圈单元。
并且，根据如上所述的套管针251的结构，在各插入孔部251A分别设置的送电线圈单元的谐振频率被设定成彼此相同的情况下，也能够同时对多个医疗设备进行基于磁场共鸣现象的给电。
另外，根据如上所述的套管针251的结构，例如能够将各插入孔部251A中两个插入孔部251A的送电线圈单元的谐振频率设定为第1谐振频率，并且将剩余的一个插入孔部251A的送电线圈单元的谐振频率设定为与所述第1谐振频率不同的第2谐振频率。
另外，根据如上所述的套管针251的结构，也可以在诸如各电气端子253A彼此相互接近的位置配置插入孔部251A。
(第8实施例)
图28是涉及本发明的第8实施例的图。
另外，在本实施例中，省略有关具有与第1～第7实施例中任意一个实施例相同的结构等的部分的详细说明，主要对具有与第1～第7实施例都不同的结构等的部分进行说明。图28是表示有关第8实施例的送电线圈单元的结构的图。
如图28所示，本实施例的送电线圈单元是将以下部件串联连接构成的：套管针内送电用线圈264A，被内置在套管针261中；病床内送电用线圈264B，被内置在病床271中，该病床271能够供成为双极电手术刀等医疗设备的使用对象的被检者躺卧；送电用电容器265；以及电气连接部件266。
另外，套管针内送电用线圈264A及病床内送电用线圈264B以使磁场的产生方向相互一致(或者不反转)的方式进行卷绕及连接。
另外，在本实施例的送电线圈单元中，以具备规定的谐振频率(例如13.56MHz)的方式，分别设定套管针内送电用线圈264A的电感值、病床内送电用线圈264B的电感值、和送电用电容器265的电容值。
并且，根据具备如前面所述的结构的送电线圈单元，能够在较广范围内产生在利用磁场共鸣现象进行给电时的磁场。
另外，根据以上所述的各实施例，不限于构成为具备被电气串联连接的线圈和电容器的线圈单元串联谐振的方式，也可以构成为具备被电气并联连接的线圈和电容器的线圈单元并联谐振的方式。图29是表示将能够并联谐振的受电线圈单元设在套管针内的结构的一例的图。图30是表示将能够并联谐振的受电线圈单元设在双极电手术刀内的结构的一例的图。
具体地讲，例如也可以如图29的套管针301所示，将如下所述的送电线圈单元设在套管针内，在该送电线圈单元中，送电用线圈4和送电用电容器5以相对于电气端子3A成为电气并联的方式进行连接，并且以具备与在双极电手术刀11等中内置的受电线圈单元的谐振频率一致的规定的并联谐振频率的方式，分别设定送电用线圈4的电感值和送电用电容器5的电容值。
另外，例如也可以如图30的套管针311所示，将如下所述的受电线圈单元设在双极电手术刀内，在该受电线圈单元中，受电用线圈17和受电用电容器19以相对于变换电路18成为电气并联的方式进行连接，并且以具备与在套管针1等中内置的送电线圈单元的谐振频率一致的规定的并联谐振频率的方式，分别设定受电用线圈17的电感值和受电用电容器19的电容值。
另外，也可以是，在送电线圈单元、受电线圈单元及中继线圈单元的各线圈单元中并用以串联谐振方式进行谐振而构成的线圈单元、和以并联谐振方式进行谐振而构成的线圈单元。
具体地讲，例如也可以并用具备以串联谐振方式进行谐振而构成的送电线圈单元的套管针1、和具备以并联谐振方式进行谐振而构成的受电线圈单元的双极电手术刀311。
另外，在以上所述的各实施例中，不限于通过将一组的线圈和电容器串联连接来构成各线圈单元(送电线圈单元、受电线圈单元及中继线圈单元)，例如也可以使用线圈自身的寄生电容取代电容器来构成各线圈单元。
另外，在以上所述的各实施例中，不限于在送电线圈单元的送电用线圈安装电气端子，例如也可以如图31所示，将来自电源装置(未图示)的电力提供给设于闭环线圈321的电气端子321A，并将闭环线圈321和送电线圈322分别配置成离开能够产生电磁感应现象的间隔。图31是表示能够装配在送电线圈单元中的构成要素的一例的图。
另外，根据如前面所述的结构，能够从送电线圈322输送通过电气端子321A和闭环线圈321以无线方式接受电力的电力。
另外，在以上所述的各实施例中，也可以构成为在电源装置21的内部设置送电线圈单元的送电用电容器。
另外，在以上所述的各实施例中，只要是插入套管针中使用的医疗设备，则也能够应用于双极电手术刀以外的医疗设备。具体地讲，例如在使用内窥镜、单极电手术刀及超声波处置器具等取代双极电手术刀时，也能够实施以上所述的各实施例。
另外，在以上所述的各实施例中，例如也可以是，通过在具备受电线圈单元的医疗设备内设置电池等蓄电装置，将在该受电线圈单元接受的电力蓄积在该蓄电装置中，然后从该蓄电装置提供与该医疗设备的使用状况对应的电力。
另外，在以上所述的各实施例中，也可以构成为在双极电手术刀的受电线圈单元接受的电力直接供给处置用电极，而不经过变换电路。
另外，在以上所述的各实施例中，也可以是，在电源装置、套管针或者双极电手术刀的变换电路中任意一方设有阻抗匹配电路。并且，根据这种结构，例如通过按照送电用线圈和受电用线圈之间的位置及姿势的变化、或者具备受电线圈单元的医疗设备的负荷状态的变化等控制阻抗匹配电路，能够优化在利用磁场共鸣现象进行给电时的输送效率。
另外，本发明不限于上述的各实施例，当然能够在不脱离本发明宗旨的范围内进行各种变更和应用。
本申请以在2012年6月26日在日本提出申请的特愿2012－143300号日本专利申请为基础并对其主张优先权，并且该原专利申请的公开内容被引用在本申请说明书、权利要求书、附图中。

Claims (20)

1.一种医疗用无线给电系统，其特征在于，所述医疗用无线给电系统具有：
套管针；
一个以上的送电用线圈，被设置成至少一部分被非导电性的部件覆盖的状态；
送电线圈单元，具备至少一个以上的所述送电用线圈，并且构成为能够以规定的谐振频率进行谐振；
医疗设备，具备能够插入所述套管针的插入孔中的筒状的插入部；
受电用线圈，在所述插入部的内部被设置成至少一部分被非导电性的部件覆盖的状态；以及
受电线圈单元，具备所述受电用线圈，并且构成为能够以与所述规定的谐振频率一致的谐振频率进行谐振。
2.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述送电用线圈的卷轴和所述插入孔的插入轴是平行的。
3.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述套管针具备套管针主体部、和相对于所述套管针主体部插拔自如地构成的所述送电线圈单元，
在将所述送电线圈单元安装于所述套管针主体部时，所述送电用线圈被配置在所述插入孔的附近，而且所述送电用线圈的卷轴与所述插入孔的插入轴是平行的。
4.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述送电用线圈在所述套管针的内部被设置成大致覆盖从所述插入孔的入口侧的开口部附近一直到出口侧的开口部附近的部分。
5.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述受电用线圈的卷轴与所述插入部的长轴是平行的。
6.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述受电用线圈被设置在从所述插入部的前端侧一直到后端侧的部分。
7.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述受电用线圈的位置被设置为，当所述插入部插通在所述插入孔中时，该受电用线圈被配置在所述插入孔的入口侧的开口部附近。
8.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述插入部是在筒体的内部设置所述受电用线圈而构成的，该筒体具备由导电部件形成的管体部、和沿着所述管体部的长轴方向设置绝缘部件而形成的绝缘部。
9.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述插入部是在筒体的外周部设置所述受电用线圈而构成的，该筒体具备由导电部件形成的管体部、和沿着所述管体部的长轴方向设置绝缘部件而形成的绝缘部。
10.根据权利要求8所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述管体部是将导电率彼此不同的两个以上的部件进行层叠而形成的。
11.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，在所述插入部的内部设有一个以上的中继线圈单元，该一个以上的中继线圈单元构成为能够以与所述规定的谐振频率一致的谐振频率进行谐振。
12.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述套管针构成为能够供导电性的隔离部件插拔，该隔离部件形成为具备相对于所述送电用线圈的直径及高度足够大的宽度及高度。
13.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，在所述套管针的内部设有导电性的隔离部件，该隔离部件形成为具备能够大致覆盖所述送电用线圈的外周部的形状，并且在外周的一部分具备绝缘部。
14.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，在所述套管针的内部中从所述送电用线圈的附近一直到所述插入孔的出口侧的开口部的部分设置筒体，
所述筒体具备由导电部件形成的管体部、和沿着所述管体部的长轴方向设置绝缘部件而形成的绝缘部，
所述筒体设置在所述套管针的内部的所述插入孔的周围而且在所述送电用线圈的内侧。
15.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，在所述套管针的内部中从所述送电用线圈的附近一直到所述插入孔的出口侧的开口部的部分设置筒体，
所述筒体具备由导电部件形成的管体部、和沿着所述管体部的长轴方向设置绝缘部件而形成的绝缘部，
所述筒体设置在所述套管针的内部的所述插入孔的周围而且在所述送电用线圈的外侧。
16.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述医疗用无线给电系统具有：
多个所述送电用线圈，被设置在所述插入孔的附近；以及
多个所述送电线圈单元，分别具备多个所述送电用线圈中的任意一个所述送电用线圈，并且分别以彼此不同的谐振频率进行谐振。
17.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述医疗用无线给电系统具有：
多个所述送电用线圈，对所述套管针的多个插入孔分别各设置一个该送电用线圈；
多个所述送电线圈单元，分别具备多个所述送电用线圈中的任意一个所述送电用线圈，并且分别以彼此不同的谐振频率进行谐振。
18.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述医疗用无线给电系统具有：
多个所述送电用线圈，对所述套管针的多个插入孔分别各设置一个该送电用线圈；
多个所述送电线圈单元，分别具备多个所述送电用线圈中的任意一个所述送电用线圈，并且分别以彼此相同的谐振频率进行谐振；
导电性的多个隔离部件，对所述多个插入孔分别各设置一个该隔离部件，该隔离部件分别形成为具备能够大致覆盖所述送电用线圈的外周部的形状，并且在外周的一部分具备绝缘部。
19.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述医疗用无线给电系统具有：
多个所述送电用线圈，被设置成覆盖所述套管针的多个插入孔的外周部的一部分；
多个所述送电线圈单元，分别具备多个所述送电用线圈中的任意一个所述送电用线圈，并且分别以彼此不同的谐振频率进行谐振。
20.根据权利要求1所述的医疗用无线给电系统，其特征在于，所述送电用线圈具备：第1线圈，被设置在所述套管针的内部；第2线圈，被配置在成为所述医疗设备的使用对象的被检者的附近，
所述第1线圈和所述第2线圈以卷绕为磁场的产生方向不反转的状态被串联连接。
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