CN102017362A - 送电系统 - Google Patents

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Abstract

送电系统用于对使用由受电天线取出的电能进行动作的设备提供能量，该送电系统具备：驱动装置，其从电源接受电力的提供来产生交流电流；以及送电天线，其被驱动装置施加交流电流而产生电磁场，其中，送电天线具备调整和设定谐振频率的谐振频率调整电路。

Description

送电系统
技术领域
本发明涉及一种从体外以无线的方式对在体内进行动作的小型医疗设备提供电力的送电系统。
背景技术
以往，作为以非接触的方式对规定的设备提供电能的能量提供装置，提出了一种例如日本特开2004-159456号公报所公开的那样通过使电流流过设置在能量提供装置中的初级线圈来使设置在设备中的次级线圈感应出电能的能量提供装置。
下面使用图10和图11来简单地说明日本特开2004-159456号公报所记载的提案中的设置在能量提供装置中的初级线圈的结构。
图10示出以往的能量提供装置中的初级线圈的结构。在图10中示出了在受验者B的身体上分别安装XYZ轴方向的初级线圈、以无线供电方式对作为体腔内医疗用小型设备的胶囊内窥镜提供电力的情况下的胶囊内窥镜的无线供电系统的结构。
在图10中示出了在受验者B的体外在相互正交的XYZ方向的各轴方向上分别配置有初级线圈的状态。12a、12b是配置在X轴方向上的初级线圈，13a、13b是配置在Y轴方向上的初级线圈，11a、11b是配置在Z轴方向上的初级线圈。胶囊内窥镜100处于受验者B的体腔内，在胶囊内窥镜100的内部装载有次级线圈101。通过由初级线圈11～13产生的磁场与装载在胶囊内窥镜100中的次级线圈101交链，来通过电磁感应现象由次级线圈101感应出并提供使胶囊内窥镜100进行动作所需的电力。
图11示出以往的能量提供装置中的初级线圈的电路结构。在对胶囊内窥镜100提供电能的情况下，如图11所示，将多个初级线圈11a与11b、12a与12b、13a与13b分别串联连接，11a与11b、12a与12b、13a与13b串联连接而成的各初级线圈组经由初级线圈谐振用电容器22、24、26分别与作为初级线圈驱动用电路的转换电路21、23、25相连接。
另外，在转换电路21、23、25上连接有驱动用直流电源15。当将从转换电路21、23、25输出的高频电压施加到多个初级线圈与谐振用电容器串联连接而成的电路时，初级线圈11a、11b与电容器22形成串联谐振电路，初级线圈12a、12b与电容器24形成串联谐振电路，并且初级线圈13a、13b与电容器26形成串联谐振电路，在各初级线圈的轴方向上产生磁场。
这样，通过驱动各初级线圈11a、11b、12a、12b、13a、13b，能够对胶囊内窥镜100提供电能。
在日本特开2004-159456号公报所记载的提案中，仅记载了仅使用一台能量提供装置的情况，而没有记载邻近配置多个能量提供装置并使多个能量提供装置进行动作的情况。在医疗环境中也有可能产生如下状况：对相互邻近配置的多个受验者分别使用独立的能量提供装置来使体腔内的医疗用小型设备进行动作，来进行检查、诊断。在这种状况下，当邻近配置多台日本特开2004-159456号公报所记载的以往的能量提供装置时，设置在各个能量提供装置内的送电天线之间有可能磁耦合而相互干扰。
如果设置在不同的能量提供装置内的多个送电天线相互磁耦合，则会由于相互感应而在送电天线中感应出感应电流。特别是在使用包括谐振电路的送电天线来对体腔内的医疗用小型设备提供能量的情况下，当邻近配置的多个能量提供装置的谐振频率一致时，在送电天线中感应出的感应电流变大。
在日本特开2004-159456号公报所记载的提案中，对于在邻近配置多个能量提供装置并且设置在各个装置中的送电天线的谐振频率一致的情况下的动作没有任何记载。因而，在以往的能量提供装置中，邻近配置的多个能量提供装置的谐振频率有可能一致。
当邻近配置的能量提供装置的谐振频率一致而使在送电天线中感应出的感应电流变大时存在如下问题：难以控制流过送电天线的电流，对在体内进行动作的小型医疗设备的能量提供变得不稳定，进一步导致小型医疗设备的动作变得不稳定。
本发明是鉴于以上的点而完成的，其目的在于提供一种如下的送电系统：在从体外以无线的方式提供电力的能量提供装置中，即使在邻近配置了多个能量提供装置的情况下，在各个装置中也能够稳定地提供能量。
发明内容
用于解决问题的方案
本发明的一个实施方式所涉及的送电系统用于对使用由受电天线取出的电能进行动作的设备提供能量，该送电系统具备：驱动装置，其从电源接受电力的提供来产生交流电流；送电天线，其被上述驱动装置施加上述交流电流来产生电磁场，对上述设备提供上述电能；以及谐振频率调整电路，其被设置在上述送电天线中，调整和设定谐振频率。
附图说明
图1是说明本发明的第一实施方式所涉及的能量提供装置1a、1b的结构的概要图。
图2是说明谐振频率调整电路122a的电路结构的一例的电路图。
图3是表示能量提供装置1a、1b的频率特性的一例的图。
图4是表示受电天线201a、201b的频率特性的一例的图。
图5是说明谐振频率调整电路122a1的电路结构的变形例的电路图。
图6是说明谐振频率调整电路122a2的电路结构的变形例的电路图。
图7是说明谐振频率调整电路122a3的电路结构的变形例的电路图。
图8是说明谐振频率调整电路122a4的电路结构的变形例的电路图。
图9是说明谐振频率调整电路122a5的电路结构的变形例的电路图。
图10是表示以往的能量提供装置中的初级线圈的结构的图。
图11是以往的能量提供装置中的初级线圈的电路结构图。
具体实施方式
下面，参照附图来说明本发明的实施方式。
(第一实施方式)
首先，参照图1说明能量提供装置的结构。图1是说明本发明的第一实施方式所涉及的能量提供装置1a、1b的结构的概要图。在图1中，示出了邻近配置两组能量提供装置1a、1b的状态。
此外，由于能量提供装置1a与能量提供装置1b的结构相同，因此此处仅详细说明能量提供装置1a的结构，省略对能量提供装置1b的结构的说明。
在图1中，能量提供装置1a包括小型医疗设备40a和送电系统10a，该小型医疗设备40a具备用于接受电能的受电系统20a和设备30a，该送电系统10a对小型医疗设备40a提供电能。
送电系统10a通过产生电磁场来对受电系统20a提供电力，该送电系统10a包括电源101a、驱动装置111a以及送电天线121a。
驱动装置111a从电源101a接受电力的提供，将交流电流施加到送电天线121a。此外，驱动装置111a具备对流过送电天线121a的电流进行测量的未图示的电流传感器。
送电天线121a包括谐振频率调整电路122a和送电线圈123a。谐振频率调整电路122a是电抗调整电路，在电路功能上形成为能够以任意的频率fA与送电线圈123a谐振。当对这样构成的送电天线121a施加交流电流时，产生电磁场。
受电系统20a包括受电天线201a和受电电路211a。另外，受电天线201a包括受电线圈202a和谐振电路203a。此外，谐振电路203a包括电容器。
在受电天线201a中，从送电天线121a所产生的电磁场中取出电能。所取出的电能被送至受电电路211a，并被转换为适于设备30a进行动作的电力形态。此外，设备30a相当于小型医疗设备40a的主功能部。例如，在小型医疗设备40a是胶囊型内窥镜的情况下，设备30a包括摄像部、图像处理部、信息传递部等。即，这些部位通过从受电系统20a提供的电力进行动作。
针对这样构成的能量提供装置1a、1b的谐振频率的调整动作进行说明。
送电天线121a的谐振频率通过谐振频率调整电路122a而被设定为频率fA。同样地，送电天线121b的谐振频率通过谐振频率调整电路122b而被设定为频率fB。
此时，在将频率fA和频率fB设定为相等或者大致相等的值的情况下，如果邻近配置能量提供装置1a和能量提供装置1b，则会使流过各送电天线121a、121b的感应电流变大，导致对小型医疗设备40a、40b的能量提供变得不稳定。
因此，要在谐振频率调整电路122a或者谐振频率调整电路122b中调整和设定谐振频率fA或者谐振频率fB使送电天线121a的谐振频率fA和送电天线121b的谐振频率fB的频率不同，从而使流过送电天线121a、121b的感应电流变小。
在此，使用图2说明谐振频率调整电路122a、122b的电路结构。图2是说明谐振频率调整电路122a的电路结构的一例的电路图。如上所述，谐振频率调整电路122a具有能够调整电抗的电路结构，例如图2所示那样具有将电容器124a与电感器125a串联连接而成的电路结构。
电容器124a的静电容量以及电感器125a的电感中的至少一方的值被设为可变，通过调整该值能够调整电路整体的电抗。
作为将电容器124a整体的静电容量设为可变的电容器124a的电路结构，不仅是单独的可变容量电容器，例如还能列举出连接了多个可变容量电容器的可变容量电容器组、将固定容量电容器与可变容量电容器混合连接的电容器组、将固定容量电容器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的静电容量的开关/电容器组等各种电路结构。
另一方面，作为将电感器125a整体的电感设为可变的电感器125a的电路结构，不仅是单独的可变电感器，例如还能列举出连接了多个可变电感器的可变电感器组、将固定电感器与可变电感器混合连接的电感器组、将固定电感器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的电感的开关/电感器组、具有多个抽头并通过开关等对该抽头进行切换来改变电感的带开关/抽头的电感器等各种电路结构。
通过改变如上述那样构成的谐振频率调整电路122a的电抗，能够调整和设定谐振频率fA的值。此外，谐振频率调整电路122b的电路结构与使用图2说明的谐振频率调整电路122a的电路结构相同，因此省略详细说明。因而，谐振频率调整电路122b也能够通过改变电抗来调整和设定谐振频率fB的值。
此外，谐振频率调整电路122a、122b的电路结构并不限定于上述的电路结构，在不改变本发明的宗旨的范围内能够使用各种电路结构。关于其它的电路结构例，在以后记述的其它的实施方式中详细说明。
设定一个送电系统的谐振频率使得在对设置于该送电系统内的送电天线施加电流时，在设置于另一个送电系统内的送电天线中感应出的感应电流的大小变小。因而，一个送电系统的谐振频率的值被设定为与另一个送电系统的谐振频率的值不同。
例如，在上述能量提供装置1a、1b的情况下，送电天线121a的谐振频率fA被设定为如下频率：在对送电天线121a施加电流的情况下，使在送电天线121b中感应出的感应电流变小。即，谐振频率fA的值被设定为与谐振频率fB的值不同。此外，在设置了能量提供装置1a、1b或者使能量提供装置1a、1b进行动作时，手动或者自动地进行谐振频率fA、fB的调整和设定。
驱动装置111a从电源101a接受电力的提供，将与送电天线121a的谐振频率fA大致一致的交流电流施加到送电天线121a，该送电天线121a的谐振频率fA是由谐振频率调整电路122a设定的。同样地，驱动装置111b从电源101b接受电力的提供，将与送电天线121b的谐振频率fB大致一致的交流电流施加到送电天线121b，该送电天线121b的谐振频率fB是由谐振频率调整电路122b设定的。
另一方面，在从送电天线121a、121b所产生的电磁场中取出电能的受电天线201a、201b中，分别通过谐振电路203a、203b来设定谐振频率。关于受电天线201a、201b中的谐振频率的设定方法，主要列举出三种方法。在本实施方式中说明其中的一种方法，关于其它的方法，在以后记述的其它实施方式中详细说明。
本实施方式的受电天线201a、202b的谐振频率在制造小型医疗设备40a、40b时被设定为固有的值。即，在使用能量提供装置时，选择送电系统以及装载有受电天线的小型医疗设备，将两者组合使用，该受电天线的谐振频率被设定为与该送电系统的送电天线的谐振频率大致一致。
在图1所示的结构中，在使用能量提供装置1a时，选择装载有谐振频率被设定为与送电天线121a的谐振频率fA大致一致的受电天线201a的小型医疗设备40a，并与送电系统10a组合使用。另外，在使用能量提供装置1b时，选择装载有谐振频率被设定为与送电天线121b的谐振频率fB大致一致的受电天线201b的小型医疗设备40b，并与送电系统10b组合使用。
图3示出如上述那样构成的能量提供装置1a、1b的频率特性的一例。在图3中，横轴表示频率，纵轴表示流过送电天线121a、121b的电流以及受电天线201a、201b的受电电力。另外，在图3中，将送电天线121a的频率特性设为321a、将送电天线121b的频率特性设为321b、将受电天线201a的频率特性设为401a、将受电天线201b的频率特性设为401b来进行图示。
如图3所示，送电天线121a的谐振频率是fA，送电天线121b的谐振频率是fB(≠fA)。另一方面，受电天线201a的谐振频率与送电天线121a的谐振频率相同，即fA，受电天线201b的谐振频率与送电天线121b的谐振频率相同，即fB。
即，在本实施方式中，在邻近使用的两台能量提供装置1a、1b中，将一个能量提供装置1a所包含的送电天线121a的谐振频率fA和另一个能量提供装置1b所包含的送电天线121b的谐振频率fB设定为不同的值。另外，受电天线201a的谐振频率与送电天线121a的谐振频率fA大致一致的小型医疗设备40a和送电系统10a成对使用，受电天线201b的谐振频率与送电天线121b的谐振频率fB大致一致的小型医疗设备40b和送电系统10b成对使用。
通过这样构成能量提供装置1a、1b，由送电天线121a所产生的电磁场形成的电力能够通过受电天线201a被可靠地接受，由送电天线121b所产生的电磁场形成的电力能够通过受电天线201b被可靠地接受，并且能够使由于送电天线121a和送电天线121b相互干扰而产生的感应电流减小，因此在各个装置中能够稳定且可靠地提供能量。
此外，在本实施方式中，针对邻近配置了两台能量提供装置1a、1b的情况进行了说明，但是针对邻近配置了三台以上能量提供装置的情况，只要同样地构成以及同样地设定谐振频率就能够得到同样的效果是不言而喻的。
(第二实施方式)
接着，具体说明本发明的第二实施方式所涉及的能量提供装置。
本实施方式的能量提供装置的结构中，除了受电天线201a、201b的谐振频率的设定方法、具体地说除了嵌入在受电系统20a、20b中的谐振电路203a、203b的结构以外，包括谐振频率调整电路122a、122b的电路结构在内的结构与使用图1说明的第一实施方式的能量提供装置相同，因此此处仅说明谐振电路203a、203b的结构，针对同一结构要素附加同一附图标记并省咯说明。
在第一实施方式中，受电天线201a、201b的谐振频率在制造小型医疗设备40a、40b时被设定为固有的值。另一方面，本实施方式的不同点在于受电天线201a、201b的谐振频率可变。
具体地说，在本实施方式的能量提供装置的谐振电路203a、203b中包括能够调节静电容量的未图示的电容器，该电容器与受电天线201a、201b并联或者串联连接。
即，在使用能量提供装置时，调整谐振电路203a的电容器的静电容量使得受电天线201a的谐振频率与送电天线121a的谐振频率大致一致，并且调整谐振电路203b的电容器的静电容量使得受电天线201b的谐振频率与送电天线121b的谐振频率大致一致，并设定为这些谐振频率具有如图3所示那样的频率特性。
这样，在本实施方式中，由于能够在使用时调整受电天线201a、201b的谐振频率，因此能够与送电天线121a、121b的谐振频率无关地将小型医疗设备40a、40b的内部结构设为相同。因而，能够在能量提供装置1a和能量提供装置1b中使用结构、规格相同的小型医疗设备，因此能够降低小型医疗设备的生产成本。另外，不需要准备谐振频率不同的受电系统20a、20b，在使用时也不需要选择与送电系统10a、10b的谐振频率相对应的受电系统20a、20b，因此便利性提高。
(第三实施方式)
接着，具体说明本发明的第三实施方式所涉及的能量提供装置。
本实施方式的能量提供装置的结构中，除了受电天线201a、201b的谐振频率的设定方法、具体地说除了嵌入在受电系统20a、20b中的谐振电路203a、203b的结构以外，包括谐振频率调整电路122a、122b的电路结构在内的结构与使用图1说明的第一实施方式的能量提供装置相同，因此此处仅说明谐振电路203a、203b的结构，针对同一结构要素附加同一附图标记并省略说明。
在第一实施方式中，受电天线201a、201b的谐振频率在制造小型医疗设备40a、40b时被设定为固有的值，选择具有与送电天线121a、121b的谐振频率大致一致的谐振频率的受电天线201a、201b来使用。另一方面，本实施方式的受电天线201a、201b的谐振频率也在制造时被设定为固有的值，但是不同点在于与送电天线121a、121b的谐振频率无关地，在两个小型医疗设备40a、40b中装载有具有相同的谐振频率特性的受电天线201a、201b。
图4示出本实施方式中的受电天线201a、201b的频率特性的一例。在图4中，横轴表示频率，纵轴表示流过送电天线121a、121b的电流以及受电天线201a、201b的受电电力。另外，在图4中，将送电天线的谐振频率的能够调整和设定的最小频率设为fmin、将送电天线的谐振频率的能够调整和设定的最大频率设为fmax、将小型医疗设备的受电系统所需的受电电力的最小值设为Pmin来进行图示。另外，将受电天线201a、201b的频率特性设为401来进行图示。
如图4所示，将受电天线201a、201b的频率特性设定成只要送电天线121a、121b的谐振频率处于fmin至fmax之间的区间就能够接受受电系统所需的电力Pmin以上的电力。
这样，在本实施方式中，能够与送电天线121a、121b的谐振频率无关地，将小型医疗设备40a、40b的内部结构设为相同。另外，由于能够将谐振电路203b的电容器的静电容量设为固定，因此与设为能够调节的情况相比，能够使结构简单。因而，能够进一步降低小型医疗设备的制造成本。
另外，由于不需要在使用时选择与送电系统10a、10b的谐振频率相对应的受电系统20a、20b，或者不需要根据成对使用的送电系统10a、10b来调整受电系统20a、20b的谐振频率，因此便利性进一步提高。
(第四实施方式)
接着，具体说明本发明的第四实施方式所涉及的能量提供装置。
本实施方式的能量提供装置的结构中，除了谐振频率调整电路122a1、122b1的电路结构以外，包括受电天线201a、201b的谐振频率的设定方法、具体地说是包括嵌入到受电系统20a、20b中的谐振电路203a、203b的结构在内的结构与使用图1说明的第一实施方式的能量提供装置相同，因此此处仅说明谐振频率调整电路122a1、122b1的电路结构，针对同一结构要素附加同一附图标记并省略说明。
使用图5说明本实施方式的谐振频率调整电路122a1、122b1的结构。图5是说明谐振频率调整电路122a1的电路结构的变形例的电路图。谐振频率调整电路122a1包括用于调整和设定电抗的电容器124a。此外，电容器124a与送电线圈123a串联连接。
电容器124a的静电容量的值被设为可变，通过调整该值能够调整电路整体的电抗。通过改变谐振频率调整电路122a1的电抗，能够调整和设定谐振频率fA的值。此外，谐振频率调整电路122b1的电路结构与使用图5说明的谐振频率调整电路122a1的电路结构相同，因此省略详细的说明。因而，谐振频率调整电路122b1也能够通过改变电抗来调整和设定谐振频率fB的值。
作为将电容器124a整体的静电容量设为可变的电容器124a的电路结构，不仅是单独的可变容量电容器，例如还能列举出连接了多个可变容量电容器的可变容量电容器组、将固定容量电容器与可变容量电容器混合连接的电容器组、使固定容量电容器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的静电容量的开关/电容器组等各种电路结构。
这样，在本实施方式中，仅由用于调整和设定电抗的电容器124a构成谐振频率调整电路122a1、122b1，而不需要电感器，因此能够降低构成谐振频率调整电路122a1、122b1的部件数，并且能够使电路结构简单。因而，能够降低谐振频率调整电路122a1、122b1的制造成本，因此能够降低能量提供装置整体的制造成本。
(第五实施方式)
接着，具体说明本发明的第五实施方式所涉及的能量提供装置。
本实施方式的能量提供装置的结构中，除了谐振频率调整电路122a2、122b2的电路结构以外，包括受电天线201a、201b的谐振频率的设定方法、具体地说是包括嵌入到受电系统20a、20b中的谐振电路203a、203b的结构在内的结构与使用图1说明的第一实施方式的能量提供装置相同，因此此处仅说明谐振频率调整电路122a2、122b2的电路结构，针对同一结构要素附加同一附图标记并省略说明。
使用图6说明本实施方式的谐振频率调整电路122a2、122b2的结构。图6是说明谐振频率调整电路122a2的电路结构的变形例的电路图。谐振频率调整电路122a2包括用于调整和设定电抗的电容器124a。在第一和第四实施方式中，电容器124a与送电线圈123a串联连接，但是在本实施方式中，电容器124a与送电线圈123a并联连接。
电容器124a的静电容量的值被设为可变，通过调整该值能够调整电路整体的电抗。通过改变谐振频率调整电路122a2的电抗，能够调整和设定谐振频率fA的值。此外，谐振频率调整电路122b2的电路结构与使用图6说明的谐振频率调整电路122a2的电路结构相同，因此省略详细的说明。因而，谐振频率调整电路122b2也能够通过改变电抗来调整和设定谐振频率fB的值。
作为将电容器124a整体的静电容量设为可变的电容器124a的电路结构，不仅是单独的可变容量电容器，例如还能列举出连接了多个可变容量电容器的可变容量电容器组、将固定容量电容器与可变容量电容器混合连接的电容器组、使固定容量电容器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的静电容量的开关/电容器组等各种电路结构。
这样，在本实施方式中，仅由用于调整和设定电抗的电容器124a构成谐振频率调整电路122a2、122b2，而不需要电感器，因此能够降低构成谐振频率调整电路122a2、122b2的部件数，并且能够使电路结构简单。因而，能够降低谐振频率调整电路122a2、122b2的制造成本，因此能够降低能量提供装置整体的制造成本。
(第六实施方式)
接着，具体说明本发明的第六实施方式所涉及的能量提供装置。
本实施方式的能量提供装置的结构中，除了谐振频率调整电路122a3、122b3的电路结构以外，包括受电天线201a、201b的谐振频率的设定方法、具体地说是包括嵌入到受电系统20a、20b中的谐振电路203a、203b的结构在内的结构与使用图1说明的第一实施方式的能量提供装置相同，因此此处仅说明谐振频率调整电路122a3、122b3的电路结构，针对同一结构要素附加同一附图标记并省略说明。
使用图7说明本实施方式的谐振频率调整电路122a3、122b3的结构。图7是说明谐振频率调整电路122a3的电路结构的变形例的电路图。谐振频率调整电路122a3包括用于调整和设定电抗的电容器124a和电感器125a。在第一实施方式中，电容器124a和电感器125a都与送电线圈123a串联连接，但是在本实施方式中，不同点在于电感器125a与送电线圈123a并联连接。
电容器124a的静电容量和电感器125a的电感的值被设为可变，通过调整这些值能够调整电路整体的电抗。通过改变谐振频率调整电路122a3的电抗，能够调整和设定谐振频率fA的值。此外，谐振频率调整电路122b3的电路结构与使用图7说明的谐振频率调整电路122a3的电路结构相同，因此省略详细的说明。因而，谐振频率调整电路122b3也能够通过改变电抗来调整和设定谐振频率fB的值。
作为将电容器124a整体的静电容量设为可变的电容器124a的电路结构，不仅是单独的可变容量电容器，例如还能列举出连接了多个可变容量电容器的可变容量电容器组、将固定容量电容器与可变容量电容器混合连接的电容器组、使固定容量电容器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的静电容量的开关/电容器组等各种电路结构。
另一方面，作为将电感器125a整体的电感设为可变的电感器125a的电路结构，不仅是单独的可变电感器，例如还能列举出连接了多个可变电感器的可变电感器组、将固定电感器与可变电感器混合连接的电感器组、使固定电感器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的电感的开关/电感器组、具有多个抽头并通过开关等该抽头进行切换来改变电感的带开关/抽头的电感器等各种电路结构。
这样，在本实施方式中，通过电容器124a和电感器125a来构成谐振频率调整电路122a3、122b3，因此与第一实施方式同样地，能够高精确度地调整和设定谐振频率fA、fB的值。
(第七实施方式)
接着，具体说明本发明的第七实施方式所涉及的能量提供装置。
本实施方式的能量提供装置的结构中，除了谐振频率调整电路122a4、122b4的电路结构以外，包括受电天线201a、201b的谐振频率的设定方法、具体地说是包括嵌入到受电系统20a、20b中的谐振电路203a、203b的结构在内的结构与使用图1说明的第一实施方式的能量提供装置相同，因此此处仅说明谐振频率调整电路122a4、122b4的电路结构，针对同一结构要素附加同一附图标记并省略说明。
使用图8说明本实施方式的谐振频率调整电路122a4、122b4的结构。图8是说明谐振频率调整电路122a4的电路结构的变形例的电路图。谐振频率调整电路122a4包括用于调整和设定电抗的电容器124a和电感器125a。在第一实施方式中，电容器124a和电感器125a都与送电线圈123a串联连接，但是在本实施方式中，不同点在于电容器124a和电感器125a都与送电线圈123a并联连接。
电容器124a的静电容量和电感器125a的电感的值被设为可变，通过调整这些值能够调整电路整体的电抗。通过改变谐振频率调整电路122a4的电抗，能够调整和设定谐振频率fA的值。此外，谐振频率调整电路122b4的电路结构与使用图8说明的谐振频率调整电路122a4的电路结构相同，因此省略详细的说明。因而，谐振频率调整电路122b4也能够通过改变电抗来调整和设定谐振频率fB的值。
作为将电容器124a整体的静电容量设为可变的电容器124a的电路结构，不仅是单独的可变容量电容器，例如还能列举出连接了多个可变容量电容器的可变容量电容器组、将固定容量电容器与可变容量电容器混合连接的电容器组、使固定容量电容器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的静电容量的开关/电容器组等各种电路结构。
另一方面，作为将电感器125a整体的电感设为可变的电感器125a的电路结构，不仅是单独的可变电感器，例如还能列举出连接了多个可变电感器的可变电感器组、将固定电感器与可变电感器混合连接的电感器组、使固定电感器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的电感的开关/电感器组、具有多个抽头并且通过开关等对该抽头进行切换来改变电感的带开关/抽头的电感器等各种电路结构。
这样，在本实施方式中，通过电容器124a和电感器125a来构成谐振频率调整电路122a4、122b4，因此与第一和第六实施方式同样地，能够高精确度地调整和设定谐振频率fA、fB的值。
(第八实施方式)
接着，具体说明本发明的第八实施方式所涉及的能量提供装置。
本实施方式的能量提供装置的结构中，除了谐振频率调整电路122a5、122b5的电路结构以外，包括受电天线201a、201b的谐振频率的设定方法、具体地说是包括嵌入到受电系统20a、20b中的谐振电路203a、203b的结构在内的结构与使用图1说明的第一实施方式的能量提供装置相同，因此此处仅说明谐振频率调整电路122a5、122b5的电路结构，针对同一结构要素附加同一附图标记并省略说明。
使用图9说明本实施方式的谐振频率调整电路122a5、122b5的结构。图9是说明谐振频率调整电路122a5的电路结构的变形例的电路图。谐振频率调整电路122a5包括用于调整和设定电抗的电容器124a和电感器125a。在第一实施方式中，电容器124a和电感器125a都与送电线圈123a串联连接，但是在本实施方式中，不同点在于电容器124a与送电线圈123a并联连接。
电容器124a的静电容量和电感器125a的电感的值被设为可变，通过调整这些值能够调整电路整体的电抗。通过改变谐振频率调整电路122a5的电抗，能够调整和设定谐振频率fA的值。此外，谐振频率调整电路122b5的电路结构与使用图9说明的谐振频率调整电路122a5的电路结构相同，因此省略详细的说明。因而，谐振频率调整电路122b5也能够通过改变电抗来调整和设定谐振频率fB的值。
作为将电容器124a整体的静电容量设为可变的电容器124a的电路结构，不仅是单独的可变容量电容器，例如还能列举出连接了多个可变容量电容器的可变容量电容器组、将固定容量电容器与可变容量电容器混合连接的电容器组、使固定容量电容器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的静电容量的开关/电容器组等各种电路结构。
另一方面，作为将电感器125a整体的电感设为可变的电感器125a的电路结构，不仅是单独的可变电感器，例如还能列举出连接了多个可变电感器的可变电感器组、将固定电感器与可变电感器混合连接的电感器组、使固定电感器与开关进行连接并通过切换开关的接通/断开来改变整体的电感的开关/电感器组、具有多个抽头并通过开关等对该抽头进行切换来改变电感的带开关/抽头的电感器等各种电路结构。
这样，在本实施方式中，通过电容器124a和电感器125a来构成谐振频率调整电路122a5、122b5，因此与第一、第六以及第七实施方式同样地，能够高精确度地调整和设定谐振频率fA、fB的值。
如上所述，根据上述的各实施方式，能够提供一种即使在邻近配置了多个能量提供装置的情况下在各个装置中也能够稳定地提供能量的能量提供装置。
如上所述，在上述八个实施方式中，关于本发明的能量提供装置所包括的小型医疗设备，以具有摄像部的小型医疗设备、所谓的胶囊内窥镜装置为例进行了说明，但是本发明并不限定于上述实施方式，在不改变本发明的宗旨的范围内能够进行各种变更、改变等。
例如，作为小型医疗设备，还能够应用于由受验者咽下来测量生物体内的pH的咽下式pH测量器、由受验者咽下来测量生物体内的体温的咽下式温度测量器。
产业上的可利用性
另外，本发明的送电系统应用到这些小型医疗设备毋庸置疑，当然也能够广泛地应用到以无线的方式提供电力的装置。
本申请主张2008年4月22日在日本申请的特愿2008-111608号的优先权，在本申请说明书、权利要求书中引用上述公开内容。

Claims (15)

1.一种送电系统，用于对使用由受电天线取出的电能进行动作的设备提供能量，该送电系统的特征在于，具备：
驱动装置，其从电源接受电力的提供来产生交流电流；
送电天线，其被上述驱动装置施加上述交流电流而产生电磁场，对上述设备提供上述电能；以及
谐振频率调整电路，其被设置在上述送电天线中，调整和设定谐振频率。
2.根据权利要求1所述的送电系统，其特征在于，
上述谐振频率调整电路将上述送电天线的上述谐振频率调整和设定为与邻近配置的其它上述能量提供装置所具备的送电天线的谐振频率不同的频率。
3.根据权利要求1所述的送电系统，其特征在于，
上述谐振频率调整电路将上述送电天线的上述谐振频率调整和设定为使在邻近配置的其它上述能量提供装置所具备的送电天线中感应出的感应电流变小的频率。
4.根据权利要求1至3中的任一项所述的送电系统，其特征在于，
上述谐振频率调整电路能够调整电抗。
5.根据权利要求1至4中的任一项所述的送电系统，其特征在于，
上述谐振频率调整电路由包括一个以上的电容器和/或一个以上的电感器的电路构成，至少一个电容器的容量或者至少一个电感器的电感被设为可变。
6.根据权利要求1至5中的任一项所述的送电系统，其特征在于，
上述受电天线的谐振频率与上述送电天线的谐振频率一致。
7.根据权利要求1至5中的任一项所述的送电系统，其特征在于，
上述受电天线具备调整和设定谐振频率的谐振电路，上述谐振电路能够调整电抗。
8.根据权利要求1至5中的任一项所述的送电系统，其特征在于，
上述受电天线的谐振频率特性具有如下频率特性：在上述送电天线的能够设定的谐振频率的最小频率至最大频率之间的频带内能够取出使上述设备进行动作所需的最小电力。
9.根据权利要求6所述的送电系统，其特征在于，
上述受电天线的谐振频率是固定值。
10.根据权利要求8所述的送电系统，其特征在于，
上述受电天线的谐振频率是固定值。
11.根据权利要求5所述的送电系统，其特征在于，
上述至少一个电容器与上述送电天线的送电线圈串联连接。
12.根据权利要求5所述的送电系统，其特征在于，
上述至少一个电容器与上述送电天线的送电线圈并联连接。
13.根据权利要求5所述的送电系统，其特征在于，
上述至少一个电容器与上述送电天线的送电线圈串联连接，并且上述至少一个电感器与上述送电天线的上述送电线圈并联连接。
14.根据权利要求5所述的送电系统，其特征在于，
上述至少一个电容器和上述至少一个电感器与上述送电天线的上述送电线圈并联连接。
15.根据权利要求5所述的送电系统，其特征在于，
上述至少一个电容器与上述送电天线的送电线圈并联连接，并且上述至少一个电感器与上述送电天线的上述送电线圈串联连接。
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