手術系統、醫療設備以及手術系統的控制方法與流程

2023-05-18 07:46:56

本發明涉及具有經由電磁場而被無線供電的醫療設備的手術系統、上述醫療設備以及上述手術系統的控制方法。

背景技術：

作為用於將處置器具等醫療器具插入到被檢體的體內的插入輔助器具的套針在插入到腹腔內後留置於體壁，被用作在腹腔內進行活體組織的處置的處置器具的引導管。

為了向經由套針的插入孔而插入到體內的處置器具供給處置所需的電力而連接有纜線。在手術醫生操作處置器具的方面，為了提高轉繞等操作性，優選不具有該纜線。

在美國專利第6371967號說明書中公開了以下的手術系統：從套針的送電線圈產生交流磁場，以無線的方式將電力提供給插入到套針中的處置器具的受電線圈。

這裡，不用特別設計套針的插入孔就能夠插入的處置器具不限於具有經由交流磁場而接受電力的受電部的規定的規格的處置器具。勿需贅言處置器具沒有插入到插入孔中的情況，在不具有受電部的處置器具和具有規格不同的受電部的處置器具插入到插入孔中的情況下，即使從送電線圈產生了交流磁場，由於上述處置器具上不具有經由產生的交流磁場而適當地接受電力的受電部，因此無法高效地向處置器具傳送電力。在電力的傳送效率不高的情況下，如果不進行設計，則有可能導致送電線圈的發熱或不必要的電磁場朝向周邊設備的洩漏。

技術實現要素：

發明要解決的課題

本發明的實施方式的目的在於提供具有電力傳送效率高的送電/受電部的手術系統、上述手術系統的醫療器具以及手術系統的控制方法。

並且，另一個實施方式的目的在於提供具有電力傳送效率高的送電/受電部的手術系統、上述手術系統的醫療器具以及手術系統的控制方法。

用於解決課題的手段

本發明的一個方式的手術系統具有：醫療設備，其具有插入管和處置部，該插入管配設有接受電磁場的受電部，該處置部配設於所述插入管的前端，由所述受電部接受的電力進行驅動；插入輔助器具，其具有用於供所述插入管插入到被檢體的體內的插入孔，在所述插入孔的外周部具有產生施加於所述受電部的電磁場的送電部；以及電源單元，其包含向所述送電部輸出電力的電源，所述醫療設備具有示出所述醫療設備的信息的識別符，該識別符配設於比所述受電部靠所述插入管的前端側的位置，在所述插入輔助器具的所述插入孔的所述外周部配設有信息檢測部，該信息檢測部通過檢測所述識別符來檢測所述醫療設備朝向所述插入孔的插入並且取得所述信息，根據所述信息檢測部的檢測結果，在插入於所述插入孔中的醫療設備具有所述送電部產生的電磁場的受電部的情況下，所述電源的控制模式從第一待機模式變為第二待機模式，在所述第一待機模式下，不能向所述送電部輸出用於驅動所述處置部的驅動電力，在所述第二待機模式下，能夠向所述送電部輸出所述驅動電力。

並且，另一方式的醫療設備是手術系統的所述醫療設備，所述手術系統具有：所述醫療設備，其具有插入管和處置部，該插入管配設有接受電磁場的受電部，該處置部配設於所述插入管的前端，由所述受電部接受的電力進行驅動；插入輔助器具，其具有用於供所述插入管插入到被檢體的體內的插入孔，在所述插入孔的外周部具有產生施加於所述受電部的電磁場的送電部；以及電源單元，其包含向所述送電部輸出電力的電源，其中，所述醫療設備具有示出所述醫療設備的信息的識別符，該識別符配設於比所述受電部靠所述插入管的前端側的位置，在所述插入輔助器具的所述插入孔的所述外周部配設有信息檢測部，該信息檢測部通過檢測所述識別符來檢測所述醫療設備朝向所述插入孔的插入並且取得所述信息，根據所述信息檢測部的檢測結果，在插入於所述插入孔中的醫療設備具有接受所述送電部產生的電磁場的受電部的情況下，所述電源的控制模式從第一待機模式變為第二待機模式，在所述第一待機模式下，不能向所述送電部輸出用於驅動所述處置部的驅動電力，在所述第二待機模式下，能夠向所述送電部輸出所述驅動電力。

並且，在另一方式的手術系統的控制方法中，所述手術系統具有：醫療設備，其具有插入管和處置部，該插入管配設有接受電磁場的受電部，該處置部配設於所述插入管的前端，由所述受電部接受的電力進行驅動；插入輔助器具，其具有用於供所述插入管插入到被檢體的體內的插入孔，在所述插入孔的外周部具有產生施加於所述受電部的電磁場的送電部；以及電源單元，其包含向所述送電部輸出電力的電源，其中，在插入於所述插入孔中的醫療設備具有接受所述送電部產生的電磁場的受電部的情況下，控制部將所述電源的控制模式從起動時的第一待機模式變更為第二待機模式，在所述第一待機模式下，不能向所述送電部輸出用於驅動所述處置部的驅動電力，在所述第二待機模式下，能夠向所述送電部輸出所述驅動電力。

發明效果

根據本發明的實施方式，能夠提供具有電力傳送效率高的送電/受電部的手術系統、所述手術系統的醫療器具以及手術系統的控制方法。

並且，根據另一實施方式，能夠提供具有電力傳送效率高的送電/受電部的手術系統、所述手術系統的醫療器具以及手術系統的控制方法。

附圖說明

圖1是用於對第一實施方式的手術系統的使用狀態進行說明的示意圖。

圖2是第一實施方式的處置器具的側視圖。

圖3是第一實施方式的手術系統的結構圖。

圖4是用於對第一實施方式的手術系統的識別符的檢測進行說明的示意圖。

圖5是用於對第一實施方式的手術系統的動作進行說明的流程圖。

圖6A是用於對第一實施方式的手術系統的動作進行說明的剖視示意圖。

圖6B是用於對第一實施方式的手術系統的動作進行說明的剖視示意圖。

圖6C是用於對第一實施方式的手術系統的動作進行說明的剖視示意圖。

圖7是用於對第一實施方式的變形例1的手術系統進行說明的剖視示意圖。

圖8是用於對第一實施方式的變形例2的手術系統進行說明的剖視示意圖。

圖9是用於對第一實施方式的變形例3的手術系統進行說明的剖視示意圖。

圖10A是用於對第一實施方式的變形例的手術系統的位置檢測進行說明的曲線圖。

圖10B是用於對第一實施方式的變形例的手術系統的位置檢測進行說明的曲線圖。

圖11是用於對第二實施方式的手術系統的結構進行說明的剖視示意圖。

具體實施方式

首先，使用圖1～圖6C對第一實施方式的手術系統1和作為醫療器具的處置器具30進行說明。另外，在以下的說明中，需要注意基於實施方式的附圖是示意性的，結構要素的厚度與寬度的關係(尺寸關係)、各個部分的厚度的比例等與實際不同，有時在多個附圖之間也包含有尺寸關係或比例不同的部分。

手術系統1具有處置器具30、電源單元20以及作為插入輔助器具的套針10。另外，在手術系統1中，內窺鏡等也經由其它套針插入到體內，但省略說明等。

如圖1所示，手術用的處置器具30的插入管39經由套針10的插入孔10H插入到被檢體9的體內9A，其中，該套針10在被檢體9的體壁穿刺。

如圖2所示，作為高頻處置器具的處置器具30具有：操作部36；細長的插入管39，其被插入到被檢體9的體內；以及處置部37，其配設於插入管39的前端。在操作部36中配設有LED指示器36B，該LED指示器36B是用於將處置狀態等告知手術醫生的告知部。

在手術系統1中，從套針10以無線的方式向配設於插入管39的前端側的處置部37供給用於處置的電力。因此，處置器具30沒有連接用於電力供給的纜線。

在套針10的插入孔10H的外周部配設有送電部11。送電部11例如包含螺線管型的送電線圈11A(參照圖3)，卷繞於插入孔10H的外周部。當從電源單元20供給驅動信號時，送電線圈11A產生交流磁場。

另一方面，在處置器具30的插入管39的內部配設有受電部31。受電部31例如是細長的螺線管型的受電線圈31A。當將插入管39插入到套針10的插入孔10H中時，受電線圈31A與送電線圈11A電磁耦合而成為能夠接受送電線圈11A產生的磁場的狀態。

在被檢體9的體內9A進行處置的處置部37由可開閉的一對爪37A、37B構成。例如，爪37A、37B的開閉狀態與操作部36的手柄36A的開閉狀態聯動。並且，處置部37不限於所謂的處置器具，也能夠作為具有由電力進行驅動的電驅動部的各種醫療器具例如電驅動部而應用於CCD等攝像元件和LED等照明裝置，硬性內窺鏡等也能夠優選用作本發明的醫療器具。

當手術醫生在要處置的組織被夾持於爪37A、37B之間的狀態下將開關29接通時(觸發接通)時，送電線圈11A產生交流磁場，受電線圈31A接受交流磁場，利用接受到的電力對爪37A、37B施加高頻電流，從而進行切開或止血等處置。

在圖3中示出手術系統1的結構。電源單元20例如輸出頻率在100kHz以上100MHz以下的高頻電力。高頻電力的頻率優選從在法令等中認可使用的頻率中選擇，例如是13.56MHz。高頻電力的振幅沒有特別的限制，但為了能夠使用通用電源，因此波形優選為正弦波。

如已說明那樣，當通過手術醫生對開關29的操作而從電源單元20供給交流電力時，套針10的送電部11產生交流磁場。送電部11包含送電電容器15和螺線管型的送電線圈11A，該送電線圈11A卷繞於插入孔10H的外周部。送電線圈11A的長度例如在10mm至50mm的範圍內。

送電部11的送電線圈11A與送電電容器15串聯連接，構成產生規定的諧振頻率FR1的交流磁場的送電側LC串聯諧振電路。電源單元20輸出諧振頻率FR1的交流電力。另外，也可以採用利用送電線圈11A的寄生電容來代替送電電容器15的結構。在送電電路22中包含有阻抗匹配電路(未圖示)，該阻抗匹配電路進行電源21與諧振電路的阻抗匹配。

另外，在圖3所示的手術系統1中，送電電容器15配設於套針10，送電電路22配設於電源單元20，但送電電容器15和送電電路22也可以配設於套針10，還可以配設於電源單元20。

處置器具30具有受電部31、受電電路34、驅動電路35以及處置部37。受電部31包含受電線圈31A，該受電線圈31A與套針10的送電部11的送電線圈11A電磁耦合，經由交流磁場以無線的方式接受電力。

受電線圈31A是沿著細長的圓筒狀的插入管39的長軸方向而配置的細長的螺線管型的線圈，其中心軸與插入管中心軸大致一致。受電線圈31A例如長度在100mm以上200mm以下以使得在處置中其一部分插入到送電線圈11A的內部，也可以是在插入管39的例如300mm的全長範圍配設的長度。即，受電線圈31A的長度優選比送電線圈11A的長度長。由此，即使處置器具30在處置中在插入孔10H的內部前後移動，也能夠通過受電線圈31A進行受電。

受電電容器33與受電線圈31A串聯連接，構成高效地接受規定的諧振頻率FR2的交流磁場的受電側LC串聯諧振電路。受電側LC串聯諧振電路的諧振頻率FR2與送電側LC串聯諧振電路的諧振頻率FR1大致相同，在手術系統1中利用磁場共振現象而高效地進行電力的無線送電/受電。另外，如已說明那樣，諧振頻率FR1、FR2例如能夠在100kHz～100MHz的範圍內適當地選擇。

另外，也可以採用利用受電線圈31A的寄生電容來代替受電電容器33的結構。受電電路34例如對受電線圈31A接受的交流信號進行整流而轉換為直流信號，並使其平滑，進而通過DC/DC轉換器而調節為提供給驅動電路35的電壓。在受電電路34中包含有阻抗匹配電路(未圖示)，該阻抗匹配電路用於進行驅動電路35與諧振電路的阻抗匹配。驅動電路35將來自受電電路34的電力轉換為適合處置部37的驅動的電力並輸出。例如，從驅動電路35向高頻處置器具的處置部37供給用於切開、凝固等處置的頻率350kHz、電壓200Vpp等的驅動信號。

另外，在以上的說明中，送電電路22和受電電路34構成諧振電路，但諧振電容器和諧振動作不是必需的結構。並且，用於進行驅動電路35與諧振電路的阻抗匹配的阻抗匹配電路能夠根據其結構而設置於驅動電路35之後。

而且，在本實施方式的手術系統1中，處置器具30具有作為被識別部即識別符(identifier)的條形碼38，該條形碼38配設於比受電部31靠插入管39的前端側的位置。條形碼38是示出處置器具30的信息例如型號、處置電量等的由多個條紋圖案38A～38Z構成的標記。條形碼38由環繞插入管39的外周部的環狀的條紋圖案構成以使得能夠不依賴於插入管39的旋轉狀態而進行檢測。

在套針10的插入孔10H的外周部配設有信息檢測部18，該信息檢測部18通過檢測條形碼38而檢測處置器具30朝向插入孔10H的插入並且取得處置器具30的信息。如圖4所示，信息檢測部18具有：發光部18A，其包含產生對條形碼38進行照明的檢測光的LED等；以及受光部18B，其包含檢測來自條形碼38的反射光的光電二極體等。

另外，作為被識別部的識別符不限於條形碼38，也可以是由與插入管39的長度方向平行的條紋圖案構成的條形碼，還可以是二維條形碼。而且，識別符可以像編碼器那樣對信息進行磁記錄，也可以像RF-ID標籤那樣對信息進行電子記錄。信息檢測部18的形態能夠根據識別符的形態而適當地進行選擇。

而且，電源單元20的控制部23由CPU等構成，該CPU根據信息檢測部18的檢測結果而檢測處置器具插入到插入孔10H中的情況。而且，控制部23檢測被插入的處置器具是否是適合具有受電部31的套針10的規格的處置器具30，其中，該受電部31接受送電部11產生的電磁場。而且，在處置器具適合套針10的情況下，控制部23將電源21的控制模式從第一待機模式變更為第二待機模式，在該第一待機模式下，不能向送電部11輸出用於驅動處置部37的驅動電力，在該第二待機模式下，能夠輸出驅動電力。

在第一待機模式下，即使手術醫生將開關29接通，也不會從電源21輸出驅動電力。

在上述結構的手術系統1中，由於在不存在適當地進行電磁耦合的對方的受電部的情況下，不從電源21輸出驅動電力，因此不在效率低的狀態下從送電線圈產生交流磁場。並且，由於在送電線圈中未流有必要以上的電流，因此也不會出現送電部發熱或產生洩漏電磁場的情況。並且，由於手術系統1的作為醫療器具的處置器具30具有示出處置器具的信息的條形碼38，因此在效率低的狀態下不從套針10的送電線圈11A產生交流磁場。而且根據手術系統1的控制方法，在效率低的狀態下不從送電線圈產生交流磁場。

另外，如後述那樣，在手術系統1中，還優選控制部23以如下方式進行控制：在沒有檢測到受電部31位於能夠接受送電部11產生的電磁場的位置的情況下，即使在第二待機模式下，電源21也不輸出驅動電力。

例如，第二待機模式的電源21向送電部11輸出比驅動電力小的檢測電力，控制部23能夠根據送電部11的阻抗或電流電壓的相位等電特性的變化而檢測受電部31位於能夠接受送電部11產生的電磁場的位置的情況。

並且，在手術系統1中，還可以是，控制部23根據信息檢測部18所取得的信息對電源21輸出的驅動電力的電力值進行控制。

而且，在手術系統1中，也可以是，當在處置中檢測到了異常的情況下，控制部23將電源21的控制模式變更為第一待機模式即中止驅動電力的輸出。

接下來，沿著圖5所示的流程圖對手術系統1的動作進行說明。

第一待機模式(起動步驟)

連接被插入到被檢體9內的套針10與電源單元20。這樣，向套針10的信息檢測部18供給電力。電源21起動時的控制模式是不能輸出驅動電力的第一待機模式。在第一待機模式下，即使手術醫生誤將開關29接通，也不會從電源21輸出驅動電力。

另外，開關29是與電源單元20分開的腳踏開關，但手術醫生操作的開關29也可以配設於電源單元20或套針10亦或是處置器具30。

識別符檢測步驟

如圖6A所示，將處置器具30的插入管39插入到套針10的插入孔10H中。而且，如圖6B所示，當由信息檢測部18檢測到配設於插入管39的條形碼38時，將檢測結果傳送給控制部23。例如，僅通過由信息檢測部18將受光部18B所檢測到的電信號變化傳送給控制部23，就能由CPU等構成的控制部23解析並檢測條形碼38的信息。

第二待機模式(驅動電力可輸出步驟)

在插入於插入孔10H中的處置器具適合套針10的情況(S12：是)下，控制部23將電源21的控制模式從第一待機模式變更為第二待機模式，在該第一待機模式下，不能向送電部11輸出用於驅動處置部37的驅動電力，在該第二待機模式下，能夠輸出驅動電力。

在插入於插入孔10H中的處置器具不適合套針10的情況(S12：否)下，控制部23不將電源21的控制模式從第一待機模式變更。

另外，優選為，當在條形碼38中包含有處置器具30的處置電力值的信息的情況下，控制部23將電源21輸出的電力控制為與處置器具30的處置電力值對應的電力值。

並且，設根據處置器具30的處置電力值而計算的電源21的輸出電力為上限輸出電力值，優選為，控制部23按照如下的方式控制在安全側：即使手術醫生將電源21錯誤地操作為想要輸出上限輸出電力值以上的驅動電力時，也無法進行操作。

例如，在處置器具30需要50W的電力的情況下，考慮送電/受電效率，以電源21輸出60W的電力的方式進行控制並且設上限輸出電力值為70W。同樣地，在處置器具30需要10W的電力的情況下，設上限輸出電力值為15W，電源21輸出12W的電力。在處置器具30需要1W的電力的情況下，設上限輸出電力值為1.5W，以電源21輸出1.2W的電力的方式進行控制。

在輸出與處置器具30的處置電力值對應的驅動電力的手術系統1中，手術醫生無需根據處置器具30而對電源21的設定進行操作，因此操作性好。

處置器具拔出檢測步驟

信息檢測部18通過再次檢測到曾檢測到一次的條形碼38而能夠檢測到處置器具30被從插入孔10H拔出。例如，預先對條形碼38確定表示方向的標記。通過採用具有條形碼38的兩端的標記38A、38Z比其他標記幅度寬並且標記38A比標記38Z幅度寬的特徵的標記，控制部23能夠根據信息檢測部18在檢測到標記38Z之後檢測到標記38A而檢測拔出。

當檢測到處置器具30拔出(S14：是)時，控制部23使電源21的控制模式從第二待機模式返回第一待機模式。

在包含步驟S14(處置器具拔出檢測步驟)在內的手術系統的控制方法中，無論是否在處置完成後拔出了處置器具，即使誤將開關29接通，也不輸出驅動電力。

相對位置檢測步驟

在第二待機模式下，電源21能夠輸出驅動電力，但只要至少開關29沒有被接通，就不會輸出驅動電力。而且，在手術系統1中，在沒有檢測到受電部31位於能夠經由送電部11產生的交流磁場而接受電力的位置的情況下，即使在第二待機模式下，電源21也被控制為不輸出驅動電力。

另外，雖然沒有在流程圖中示出，但在設定了上限輸出電力值的情況下，也可以是，即使在不是送電部11與受電部31彼此最強力地耦合的位置的情況(沒有檢測到受電部位於能夠以最優的效率進行受電的位置的情況)下，在檢測到了送電部11與受電部31某種程度地強力地耦合的狀態的情況(檢測到受電部位於能夠以規定的效率以上的效率進行受電的位置的情況)下，以與耦合狀態對應地階段性改變上限輸出電力值並輸出驅動電力的方式進行控制。

即，如圖6C所示，在處置器具30的受電部31單純地被插入到送電部11的內部之前，受電部31無法與送電部11產生的交流磁場高效地耦合。

在手術系統1中，當成為第二待機模式時，成為電源21向送電部11輸出檢測電力的檢測模式。檢測電力比驅動電力足夠小，例如可以是10mW左右。

而且，在檢測模式中，控制部23根據送電部11的電特性變化，檢測受電部31位於與送電部11產生的交流磁場耦合而能夠接受電力的位置的情況。

另外，通過使用與根據檢測電力來檢測送電部11的電特性變化的檢測模式相同的檢測模式，也能夠將手術醫生操作的開關29配設於處置器具30，例如將開關29配設於處置器具30的受電電路34的路徑上，由此當從開放狀態變為導通狀態時，從被施加檢測信號的送電電路22觀察到的負載側的阻抗大幅地發生變化。控制部23能夠根據該送電電路22的電特性變化，以無線的方式檢測配設於處置器具30的開關29的接通/斷開。

當像圖6C所示那樣，送電部11的送電線圈11A與受電部31的受電線圈31A成為電磁耦合狀態時，與什麼也沒有插入的情況相比，從送電電路22側檢測到的負載側的阻抗大幅地減小。控制部23能夠根據該電特性變化，檢測受電部31位於與送電部11產生的交流磁場耦合而能夠接受電力的位置的情況。

在包含步驟S15(相對位置檢測步驟)在內的手術系統的控制方法中，僅在送電部11與受電部31位於能夠進行送電/受電的相對位置的情況下，輸出最大驅動電力。

開關接通(處置步驟)

輸出驅動電力

在控制部23檢測到了受電部31位於能夠與送電部11產生的交流磁場適當地耦合的位置的狀態(S15：是)下，當開關29接通(觸發接通)(S17：是)時，從電源21輸出驅動電力。

而且，處置部37利用以無線的方式從送電部11進行受電的受電部31的電力進行處置。

異常檢測步驟

在處置中即在開關29接通的狀態時，通過檢測從送電電路22側檢測到的負載側的阻抗或相位等電特性的變化，控制部23能夠檢測處置器具30的異常。例如，當在處置部37產生了斷路時，從送電電路22觀察到的負載側的阻抗大幅地増加。

當檢測到異常時，控制部23將電源21設為第一待機模式，立刻停止驅動電力的輸出。而且，優選具有用於將異常告知手術醫生的告知部。作為告知方法，例如，可以使配設在處置器具30的操作部36上的LED指示器36B以紅色進行閃爍，也可以在未圖示的顯示內窺鏡圖像的監視器上顯示異常信息，還可以產生聲音或光。

另外，在包含多個處置器具和多個套針在內的手術系統的情況下，通過在處置器具或套針上設置告知部，能夠立刻確定產生了異常的處置器具。

在包含步驟S16(異常檢測步驟)在內的手術系統的控制方法中，由於驅動電力的輸出在產生異常時自動地停止或輸出大幅地減小，因此不會進行由產生異常引起的錯誤的處置等。

開關斷開(處置結束步驟)

停止驅動電力輸出

當開關29斷開(觸發斷開)時，電源21停止驅動電力的輸出。而且，電源21被控制為步驟S13的第二待機模式以備接下來的處置。另外，當處置結束而拔出了處置器具30時(S14：是)，電源21被控制為第一待機模式。

另外，手術系統1隻要進行至少步驟S11、S12、S13、S16、S17、S19、S20的動作即可。即，在手術系統1中，進行步驟S14、S15、S18的動作是更優選的選項動作。

接下來，對第一實施方式的變形例的手術系統1A～1C和處置器具30B、30C進行說明。由於變形例的手術系統1A～1C、處置器具30B、30C與手術系統1、處置器具30類似，因此對相同結構要素標註同一標號並省略說明。

如圖7所示，在變形例1的手術系統1A中，通過配設在套針10A的止回閥17(17A、17B)處的傳感器18P(18P1、18P2)來檢測處置器具30的插入/拔出。傳感器18P例如是檢測作用於止回閥17的壓力的壓力傳感器。

另外，雖然之前省略了說明，但止回閥17也配設於套針10。止回閥17是為了保持腹腔內的壓力而配設於插入孔10H的內部的由彈性模量高的矽橡膠等構成的氣密部件。

在手術系統1A中，通過以傳感器18P1、傳感器18P2的順序檢測到作用有壓力，而檢測到處置器具30插入。並且，通過以傳感器18P2、傳感器18P1的順序檢測到壓力減小，而檢測到處置器具30拔出。

在手術系統1A中，用於檢測處置器具30的插入/拔出的專用的傳感器18P配設於套針10A。因此，手術系統1A能夠比手術系統1更可靠地檢測處置器具30的插入/拔出。

如圖8所示，在變形例2的手術系統1B的處置器具30B中，處置器具30的插入/拔出是通過配設於插入管39的專用的標記38B(38B1、38B2)而檢測的。

標記38B是與條形碼38相同的環繞插入管39的外周部的環狀的黑色條紋圖案，但也可以是比周圍反射率高的反射部件。並且，也可以是，標記38B1是反射率比周圍低的環狀的黑色條紋圖案，標記38B2是環狀的反射部件。

在具有處置器具30B的手術系統1B中，用於檢測處置器具30的插入/拔出的專用的標記38B配設於處置器具30。因此，手術系統1B能夠可靠地檢測處置器具30的插入/拔出。

如圖9所示，在變形例3的手術系統1C的處置器具30C中，信息檢測部18檢測反射帶38C作為位置標記，該位置標記示出受電部31位於能夠經由送電部11產生的交流磁場而接受電力的位置。因此，在處置器具30上配設有環繞插入管39的外周部的環狀的反射帶38C。反射帶38C的配設位置和長度是根據送電部11與受電部31的位置關係而設定的。例如，如圖9所示，通過使送電部11比受電部31長，即使處置器具30C在插入孔10H的內部前後移動，也能夠進行受電。此時的反射帶38C的長度與從受電部31的長度減去送電部11的長度而得到長度大致相等，關於位置關係，在送電部11位於受電部31的中央部時，信息檢測部18位於反射帶38C的中央部。

例如，如圖10A所示，在受電部31位於能夠經由送電部11產生的交流磁場而接受電力的位置的情況下，信息檢測部18的受光部18B的檢測信號強度(Quantity)增大。在圖10A和圖10B中，橫軸表示插入管39在插入孔10H的內部的位置即送電部11與受電部31的相對位置，縱軸表示檢測信號的強度等。檢測信號強度(Quantity)較大的範圍是受電部31位於能夠經由送電部11產生的交流磁場而接受電力的位置的範圍(Applicable)。另外，在代替反射帶38C而具有環狀的黒色標記的情況下，受光部18B的檢測信號變小。

並且，通過配設兩根反射帶38C，如圖10B所示，通過位於信息檢測部18的受光部18B的檢測信號變強的位置之間，控制部23檢測受電部31位於能夠接受送電部11產生的電磁場的位置的情況。

在手術系統1C中，由於信息檢測部18檢測受電部31位於能夠經由送電部11產生的交流磁場而接受電力的位置的情況，因此與手術系統1相比，結構簡單且控制容易。

另外，在手術系統1B、1C中，對識別符是條形碼38或反射部等並且信息檢測部18是光學的檢測部的情況進行了說明。在信息檢測部18是磁檢測部或電檢測部的情況下，使用用於產生與各個檢測形態對應的檢測信號強度(Quantity)的用於檢測處置器具30的插入/拔出的專用的識別符(被識別部)。

接下來，對圖11所示那樣的第二實施方式的手術系統1D和處置器具30D進行說明。手術系統1D、處置器具30D的動作等與手術系統1、處置器具30類似，因此對相同功能的結構要素標註同一標號並省略說明。

在手術系統1D中，插入輔助器具是柔性內窺鏡10D。在柔性內窺鏡10D中，能夠將用於供處置器具30D插入到被檢體的體內的通道(插入管)10H看作插入孔。

送電部11具有送電線圈11A，該送電線圈11A卷繞於柔性內窺鏡10D的通道10H的外周部。

而且，與手術系統1、1A～1C同樣地，通過信息檢測部18檢測處置器具30D的作為識別符的條形碼38等，對電源21進行控制。

勿需贅言手術系統1D具有與手術系統1、1A～1C相同的效果。

另外，在以上的說明中，對經由交流磁場的電磁耦合而以無線的方式供給電力的手術系統1等進行了說明。與此相對，勿需贅言，在經由交流電場的電容耦合而以無線的方式供給電力的手術系統中也具有與手術系統1等相同的效果。

本發明不限於上述各實施方式等，當然能夠在不脫離發明的主旨的範圍內進行各種變更、組合以及應用。

本申請是以2014年6月23日在日本申請的日本特願2014-128530號為優先權主張的基礎進行申請的，上述公開內容被引用於本申請說明書、權利要求書以及附圖。