JP2009039384A - 流体噴射装置 - Google Patents

Abstract

【課題】簡単な操作で意図に適合した流体の噴射が可能な流体噴射装置を提供する。
【解決手段】流体噴射装置１は、流体を収容し供給する輸液バッグ４１１と、輸液バッグ
４１１から供給される流体を噴射する流体噴射部３０１と、切除硬度調整ダイアル４２３
と、切除硬度調整ダイアル４２３からの信号に基づき、流体噴射部３０１の流体噴射条件
を決定する複数の制御パラメタを同時に変更する１入力多制御パラメタ変更手段としての
最適駆動制御パラメタ演算装置と、最適駆動制御パラメタ演算装置によって設定された制
御パラメタに基づき流体噴射部３０１の駆動波形を生成し、出力する駆動波形生成部８２
２と、を有する駆動波形生成装置４０２と、が備えられている。切除硬度指示値Ｖ３から
駆動制御部８２１内の最適駆動制御パラメタ演算装置により、流体噴射部駆動電圧Ｐ２の
各制御パラメタを適切に変更することで、執刀医の意図した流体の噴射状態を実現する。
【選択図】図２

Description

本発明は、様々な状況に応じて噴射する流体の特性を簡単に所望の状態に設定可能な流
体噴射装置に関する。

噴射される流体による手術は、血管等の脈管構造を保存しながら臓器実質を切開するこ
とが可能であり、さらに、切開部以外の生体組織に与える付随的損傷が軽微であることか
ら患者負担が小さく、また、出血が少ないため出血が術野の視界を妨げないため迅速な手
術が可能であり、特に微小血管からの出血に難渋する肝切除等に多く臨床応用されている
（例えば特許文献１）。
このような特許文献１では、外部に液体（流体）の加圧源としてのポンプを備え、柔軟
なチューブで高圧の流体を処置部まで導いているために、仮に加圧源で圧力脈動を発生し
たとしても、チューブに弾性があるために流体の噴射は連続流になる。しかしながら、流
体の噴射が脈動する場合には先頭波の衝撃で切開能力が高くなるのに対し、連続流では生
体組織の切開能力が充分ではなく、しかも噴射される流量が多くなるため、切開部から生
体組織等の飛沫が飛びやすく、この飛沫が施術者に対し感染をおこす恐れがあると考えら
れる。

このような従来の流体噴射装置の改善案として、流体チャンバー内に流体を流入させる
手段をもち、流体チャンバー内の加熱手段で断続的に流体の蒸気バブルを発生することに
より、流体チャンバー内の内圧を断続的に上昇させ、脈動する流体を高速で噴射する流体
ジェットの発生方法が知られている（例えば特許文献２）。

さらに、本発明者らが出願した特許文献３の流体噴射装置は、脈動する流体を高速かつ
高い繰返し周波数で噴射することが可能であり、その制御も容易である。また、脈動する
流体の噴射は手術等において組織の切開能力が高い一方、流体量が少なくてすむため、術
野に流体が滞留することが少ない。従って、視認性が向上し、組織の飛散を防ぐ効果があ
った。
特開昭６３−９９８５３号公報 特表２００３−５０００９８号公報 特開２００５−１５２１２７号公報

特許文献１の制御パラメタが、圧力源であるポンプの発生圧力だけであるのに対し、特
許文献２及び特許文献３の方法においては、さまざまな制御パラメタを設定できる。特許
文献３においては、脈動の波高値、脈動の周波数、流体群を構成する脈動数、流体群と流
体群の間隔等の制御パラメタを設定可能である。これらを適切に設定することによって、
硬度や構造が場所ごとに変化する生体の軟組織を適切に切除することが可能となっている
。

例えば、脈動の波高値を大きくするとより硬い組織を切除可能になる。しかし、同時に
同じ組織ならば同時間の流体の噴射によって、より深くまで切除が進む。このとき、切除
が進む深さを調整前と同様にしたいと執刀医が望む場合は、流体群を構成する脈動数を小
さくしたり、流体群の時間間隔を大きくして噴射する流体量を減じたりすることによって
調整が可能である。

また、輸液バッグ等を用いることで重力を用いて流体を流体噴射部に供給する場合には
、流路の流体抵抗により供給流体量が限定される。このとき流体の噴射量が供給流体量の
限界を上回るような制御パラメタを設定してしまうと、流体の噴射状態が不安定になり、
切除能力が減少してしまうこともあった。

しかしながら、これらの互いに相関する複数の制御パラメタを時間が限定された手術中
に、執刀医やその指示下にある操作者が適切に調整することは非常に困難であった。
また、供給される流体量がその構造により限定されている流体噴射装置においては、執
刀医が、より深くまでの組織の切除を望んで、流体群を構成する脈動数を大きくしても、
供給流体量が限定されているため望んだ特性が得られなかったり、動作が不安定になった
りすることもあった。

本発明は、上述の課題の少なくとも一部を解決するためになされたものであり、以下の
形態または適用例として実現することが可能である。

［適用例１］本適用例に係る流体噴射装置は、流体を収容し供給する流体供給部と、前
記流体供給部から供給される流体を噴射する流体噴射部と、少なくとも一つの調整装置と
、一つの前記調整装置からの信号に基づき、前記流体噴射部の流体噴射条件を決定する複
数の制御パラメタを同時に変更する１入力多制御パラメタ変更手段と、前記１入力多制御
パラメタ変更手段によって設定された制御パラメタに基づき前記流体噴射装置の駆動波形
を生成し、出力する駆動波形生成部と、を有する駆動波形生成装置と、が備えられている
ことを特徴とする。
ここで、流体噴射条件とは、流体噴射開口部から噴射される流体群の噴射速度の変動状
態であり、また、調整手段とは、例えば切除対象の組織の硬度を選択する調整ダイアルで
ある。

本適用例によれば、執刀医が望む流体群の噴射条件が迅速に得られるために、手術時間
の短縮となり、また執刀医の疲労を減ずる効果がある。さらに、執刀医やその指示下の操
作者の誤操作を減らし、安全な手術を可能とする。さらに、供給流体量の限定がある場合
にも、供給流体量の不足による不安定な設定が誤ってなされることが無いため流体噴射装
置の安定した動作を実現する。

［適用例２］上記適用例に係る流体噴射装置であって、前記駆動波形が、脈動部と休止
部の組み合わせで構成されていることが好ましい。

例えば、駆動波形が位相−π／２から始まる正弦波の整数個の連続波形からなる脈動部
と、波形が出力されない休止部とから構成される場合、制御パラメタは、正弦波の振幅、
周波数、連続する正弦波の個数、休止時間の長さのうち、複数の効果的な項目を選択すれ
ばよい。こうすることにより、正弦波の連続波形により流体群の噴射が脈動となり、組織
の切開能力が高まると同時に、休止時間により流量の制御が可能となる。

［適用例３］上記適用例に係る流体噴射装置であって、前記１入力多制御パラメタ変更
手段が、最適駆動制御パラメタ演算装置または最適制御パラメタ設定テーブルを備えてい
ることが好ましい。

本適用例の流体噴射装置における１入力多制御パラメタ変更手段の動作は、実際にモデ
ル組織の切除を行う実験結果等により決定される。従って、これらの結果は関数化するよ
りも、実験結果に沿った最適制御パラメタ設定テーブルに記述しておき、必要に応じて最
適制御パラメタ設定テーブルを参照することで最適な駆動波形を簡単に構成できる。
また、調整装置により選択入力された信号に基づき最適駆動制御パラメタ演算装置によ
り適切な制御パラメタを算出して最適駆動波形を生成し出力することができる。

［適用例４］上記適用例に係る流体噴射装置であって、前記最適制御パラメタ設定テー
ブルが複数備えられ、前記駆動波形生成装置が、複数の前記最適制御パラメタ設定テーブ
ルの一つを選択する調整装置をさらに備えていることが好ましい。

最適制御パラメタ設定テーブルは、手術対象とする手術部位に応じて複数設定される。
このような場合、手術対象とする手術部位、手術部位の硬度に応じた初期設定により、最
適制御パラメタ設定テーブルを選択し、それに基づく駆動波形により流体を噴射すること
によって、さまざまな条件において流体噴射装置の調整が適正に行える。

［適用例５］上記適用例に係る流体噴射装置であって、前記最適制御パラメタテーブル
が、一定時間範囲内の時系列の駆動波形指示値であることがより好ましい。

駆動波形の脈動部は、上記に例示した正弦波に限らない。従って、脈動部及び休止部か
らなる駆動波形を駆動波形指示値によって与えられることにより、手術部位の硬度または
切除深さに対応してより適切な流体噴射条件を設定することができる。

［適用例６］上記適用例に係る流体噴射装置であって、前記駆動波形生成装置が、生成
された前記駆動波形の最適ゲインを設定する調整装置をさらに備えていることが好ましい
。

このようにすれば、手術前あるいは手術中に調整装置を用いて駆動波形のゲイン（つま
り出力される脈動部の電圧の増幅率に相当する）のみを変更することができる。このこと
により、手術部位の硬度または切除深さに対応して周波数や連続する駆動波の数を変えず
にゲインのみを調整し、執刀医が望む手術を行うことができる。

［適用例７］上記適用例に係る流体噴射装置であって、前記流体噴射部が内部に動作環
境検出素子を有し、前記駆動波形生成装置が、前記動作環境検出素子からの検出信号に基
づき駆動波形の最適ゲインを設定するゲイン調整回路を備えていることが望ましい。
ここで、動作環境検出素子とは、例えば流体噴射装置へ供給される流体の圧力センサが
代表される。

このような構成にすれば、流体噴射部内に供給される流体の圧力を圧力センサで検出し
、その圧力検出値を取り込み、ゲイン調整回路によって駆動波形のゲインを調整すること
で、執刀医が調整操作をすることなく手術部位の硬度、手術深さに対応して周波数や連続
する駆動波の数に影響を与えずゲインのみを調整することができる。

［適用例８］上記適用例に係る流体噴射装置であって、前記駆動波形生成装置が、前記
流体噴射部に指定の圧力で流体を供給する圧力発生部を備えていることが望ましい。

このような構成にすれば、噴射する流体量を増やすことが好ましい条件設定を執刀医が
望んだ場合においても、圧力発生部の適正な圧力により流体が供給されるため安定した流
体群の噴射を行うことが可能になる。

以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
図１〜図４は実施形態１に係る流体噴射装置の流体噴射部を示し、図５は実施形態２、
図６，７は実施形態３、図８〜図９は実施形態４を示している。
なお、以下の説明で参照する図は、図示の便宜上、部材ないし部分の縦横の縮尺は実際
のものとは異なる模式図である。
また、本発明による流体噴射装置は、インク等を用いた描画、細密な物体及び構造物の
洗浄、手術用メス等様々に採用可能である。以下に説明する実施の形態では、生体組織を
切開または切除することに好適な流体噴射装置、あるいは血管内に挿入し血栓等を除去す
る目的で用いるカテーテルと組み合わせることに適した流体噴射装置を例示して説明する
。従って、実施の形態にて用いる流体は、水または生理食塩水等である。
（実施形態１）

図１は、実施形態１に係る流体噴射装置の概略構成を示す構成図である。図１において
、流体噴射装置１は、基本構成として流体を収容し、その流体を重力の作用によって供給
する流体供給部としての輸液バッグ４１１と、重力により供給された流体を脈動に変化さ
せる流体噴射部３０１と、駆動波形生成装置４０２と、を備えている。

輸液バッグ４１１と流体噴射部３０１は柔軟な接続チューブ２０１で接続されている。
駆動波形生成装置４０２と流体噴射部３０１は、一部が接続チューブ２０１に沿って配置
されている接続ケーブル４１２で電気的な接続がなされている。また、駆動波形生成装置
４０２には、調整装置の一つとしての切除硬度調整ダイアル４２３と駆動制御部８２１（
図２、参照）とが備えられている。

図２は、本実施形態に係わる駆動波形生成装置の内部の構成を示すブロック図である。
駆動制御部８２１には切除硬度調整ダイアル４２３によって指示された切除硬度指示値Ｖ
３が入力される。また、駆動制御部８２１の内部には、１入力多制御パラメタ変更手段と
しての最適駆動制御パラメタ演算装置が備えられ、切除硬度指示値Ｖ３に対し最適な制御
パラメタを算出し、駆動波形生成部８２２により対象手術部位に対応した流体噴射部駆動
電圧Ｐ２を流体噴射部３０１に出力する。この動作については詳しく後述する。なお、１
入力多制御パラメタ変更手段は、一つの入力により少なくとも二つ以上の制御パラメタを
同時に変更可能な装置を意味する。

図３は、流体噴射部の縦断面図である。図３において、接続チューブ２０１から入口管
１２１を経て流体が供給される流体室３３２は、その入口と出口のそれぞれに入口弁３１
４と出口弁３１３が備えられている。流体室３３２はダイアフラム３０３が撓むことによ
りその容積が変化する。ダイアフラム３０３の撓みは流体噴射部駆動電圧Ｐ２が印加され
ることによる圧電素子３０２の伸縮によって行われる。なお、圧電素子３０２の一方の端
部は、蓋体３０５の底部に固着され、蓋体３０５の周縁端がダイアフラム３０３の周縁部
に固着されている。従って、圧電素子３０２の伸縮によりダイアフラム３０３が撓められ
る。

圧電素子３０２が収縮すると流体室３３２の容積が拡大するため、出口弁３１３が閉鎖
し入口弁３１４が開放する。その結果、流体室３３２の内部には接続チューブ２０１より
供給される流体が吸入される。圧電素子３０２が伸張すると流体室３３２の容積が縮小す
るため、入口弁３１４が閉鎖し出口弁３１３が開放する。その結果、流体室３３２内から
接続流路管３２２に流体が吐出される。

接続流路管３２２に吐出された流体は、接続流路管３２２の基部に高圧状態となる高圧
部を作り出し、この高圧部が音速で移動して先端部材３２３に形成されている流体噴射開
口部３３４から脈動状態の流体群９０１が噴射される。接続流路管３２２内部での圧力の
減衰を最小限にとどめるためには、圧力による管路の変形や流体の圧縮量を極少にする必
要がある。従って、接続流路管３２２は十分な剛性の素材で形成され、かつ内部の容積が
必要最小限となっている。

上記の構成によれば、流体室３３２の容積の増減が圧電素子３０２の伸縮によって自由
に行えるため、さまざまな制御パラメタを最適に制御でき、しかもその制御周波数は１０
ｋＨｚ以上まで可能であるため、脈動自体や脈動と脈動の間隔が空いた場合においても、
執刀医は連続流と同様な感覚で連続的な切除が可能となる。また、噴射する流体の温度上
昇を生じることが無いので安全に手術が行える。

次に駆動波形の例示である図４を用いて、最適駆動制御パラメタ演算装置による一入力
による多制御パラメタの変更について説明する。この例示における流体噴射部駆動電圧Ｐ
２は、位相が−π／２から始まる正弦波の整数個の連続波形で構成される脈動部と、休止
部（休止時間Ｉと表す）と、から構成されるものとする。なお、脈動部の波形は振幅Ａ、
周期Ｔ、連続する正弦波の個数ｎで表す。この脈動部の波形はバースト波であり、駆動波
形生成部８２２で簡単に上記制御パラメタを指定すれば生成できる。

脈動する流体の噴射による組織切除においては、脈動の強度が大きいと硬度が大きい組
織が切除可能になる。これは図４における流体噴射部駆動電圧の振幅Ａを大きくすること
で実現できる。しかし一方、同時に単位時間あたりに噴射される流体量も大きくなる。そ
の結果、単位時間あたりの切除深さも同時に大きくなってしまう。執刀医が、単位時間あ
たりの切除深さの増加を望まない場合には、振幅Ａを増加させると同時に、適正な値に連
続する正弦波の個数ｎを減ずるか、もしくは休止時間Ｉを増加する等の必要がある。

本実施形態では、切除硬度調整ダイアル４２３を操作すると、制御パラメタの一つであ
る流体噴射部駆動電圧の振幅Ａが増加すると同時に、最適駆動制御パラメタ演算装置によ
って、別の制御パラメタである休止時間Ｉが変化し、切除深さが変化しないように調整さ
れる。

このようにすることによって、執刀医やその指示下の操作者の負担や誤操作の危険を減
らすことができる。また、本実施形態のように重力によって流体を供給していて、その増
減の調整ができない流体の供給流量が限定されている場合等において、噴射する流体量の
変化を抑える結果になるために、流体噴射装置１の動作が安定するという効果もある。な
お、最適駆動制御パラメタ演算装置を用いない場合には、切除硬度調整ダイアル４２３を
２連スイッチもしくは２連可変抵抗器で構成してもよい。

なお、上記実施形態では、駆動波形生成部８２２に、生成された駆動波形の最適ゲイン
を設定する調整装置（図示せず）をさらに備えていることが好ましい。調整装置は、切除
硬度調整ダイアル４２３とは別に設けられるロータリースイッチまたはスライドスイッチ
または可変ボリュームなどが採用できる。これらロータリースイッチ、スライドスイッチ
で段階的に駆動波形の最適ゲイン、つまり出力される駆動波形のピーク電圧を調整する。
また、可変ボリュームを採用すれば、連続的にピーク電圧を調整することが可能になる。

このようにすれば、手術前あるいは手術中に調整装置を用いて駆動波形のゲインのみを
変更することができ、手術部位の硬度または切除深さに対応して周波数や連続する駆動波
の数を変えずにゲインのみを調整し、執刀医が望む手術を行うことができる。

また、流体噴射部３０１が内部に動作環境検出素子としての圧力センサ（図示せず）を
有し、駆動波形生成装置４０２にゲイン調整回路（図示せず）を備え、圧力センサからの
検出信号に基づき、駆動波形の最適ゲインを設定することがより好ましい。

このような構成にすれば、流体噴射部３０１内に輸液バッグ４１１から供給される流体
の圧力を圧力センサで検出し、その圧力検出値を駆動波形生成装置４０２で取り込み、ゲ
イン調整回路によって駆動波形の最適ゲインを調整する。このことにより執刀医が最適ゲ
インの調整操作をすることなく、流体の供給圧力に対応して手術部位の硬度、手術深さに
対応して周波数や連続する駆動波の数に影響を与えずゲインのみを調整することができる
。
（実施形態２）

続いて、実施形態２に係る流体噴射装置について、駆動波形生成装置内部の構成を示す
ブロック図である図５を参照して説明する。実施形態２は、実施形態１の最適駆動制御パ
ラメタ演算装置に替わり、複数の最適駆動制御パラメタテーブルを備えていることを特徴
としている。

本実施形態の流体噴射装置１を手術等に用いる場合、その手術部位により、最適な流体
噴射開口部３３４の直径（図３、参照）や、噴射する流体群の脈動状態の最適な範囲が異
なる。そこで、手術開始前にこれらの値を設定しておき、その最適範囲内で手術中に脈動
生成に関する複数の制御パラメタが変更されることが望ましい。

図５において、Ｖ１は手術種別入力、Ｖ２は流体噴射開口部３３４の直径入力値で、こ
れらの値が初期設定値となる。初期設定値は、ある手術に適した流体噴射開口部３３４を
備えた流体噴射部３０１を選択し駆動波形生成装置４０２に接続することにより、流体噴
射部３０１内にあるメモリ等の記憶手段から駆動波形生成装置４０２に送信されるように
してもよい。こうすることで、操作者による入力を不用にすることができ、操作の簡便化
と誤操作の防止ができる。

表１及び表２は、初期設定値により選択されたそれぞれ異なる最適駆動制御パラメタテ
ーブルの例示である。なお、表１、表２に表される最適駆動制御パラメタテーブルは、調
整装置の一つであるロータリースイッチあるいはスライドスイッチ（共に図示せず）で選
択される。これらのスイッチは手術中は誤って操作しないようにカバー等で保護されてい
ることが望ましい。

表１及び表２において、硬度は切除硬度調整ダイアル４２３に表示される値、電圧は図
４に表される流体噴射部駆動電圧の振幅Ａ、スペースは休止時間Ｉを脈動が構成される正
弦波の周期Ｔの倍数で表したものである。なお、図４における連続する正弦波の個数ｎは
２で固定した場合を例示している。

前述したロータリースイッチあるいはスライドスイッチで表１または表２で表されるテ
ーブルを初期設定値として選択し、切除硬度調整ダイアル４２３にて硬度（切除硬度Ｖ３
）を選択する。表１に比較して表２は、同一の切除硬度調整ダイアル４２３の切除硬度の
値（硬度番号）に対して、流体噴射部駆動電圧の振幅Ａが小さく、スペースも大きいため
、比較的硬度の小さい部分が多い手術に向く調整が可能な最適駆動制御パラメタテーブル
となっている。この最適駆動制御パラメタテーブルから切除硬度番号を指定し最適駆動制
御パラメタから駆動波形生成部８２２にて流体噴射部駆動電圧Ｐ２の駆動波形を流体噴射
部３０１に出力する。

このように最適駆動制御パラメタテーブルを選択することにより、異なった手術部位に
適合した最適な流体の噴射状態の設定が容易に行える。また、手術中に誤った切除硬度調
整ダイアル値を設定することが無いので、必要以上の切除可能硬度の強い流体を噴射する
危険も無くなり、安全かつ容易に手術が行える。

また、本実施形態では、流体噴射部３０１の流路内に動作環境検出素子（図示せず）と
しての圧力センサを備えている。そして、流体噴射部３０１への供給圧力を測定した動作
環境検出素子の出力信号として供給圧力信号Ｖ５が駆動制御部８２１に入力される。流体
噴射部３０１への流体の供給が輸液バッグ４１１で行われる場合、輸液バッグ４１１の液
面と流体噴射部３０１との高さの差により、噴射される脈動の状態が変化することがある
。そこで、最適駆動制御パラメタテーブルで設定された電圧（振幅Ａ）に対し、供給圧力
に応じて若干の補正を行うことでさらに流体の噴射は安定する。
（実施形態３）

続いて、実施形態３に係る流体噴射装置について図面を参照して説明する。実施形態３
は、最適駆動制御パラメタテーブルが、一定時間範囲内の時系列の駆動波形指示値である
ことを特徴としている。流体噴射装置の構成は、前述した実施形態１と同じであるため説
明を省略する。

表３は、実施形態３に係る最適駆動制御パラメタテーブルの一例を表す。ここで、低供
給圧及び高供給圧はそれぞれ、初期設定値として前述した表１及び表２の表される最適駆
動制御パラメタテーブルに相当し、手術部位の条件に対応して選択されるパラメタである
。低供給圧及び高供給圧の選択は、調整装置の一つであるロータリースイッチあるいはス
ライドスイッチ（共に図示せず）で選択される。これらのスイッチは手術中に誤って操作
しないようにカバー等で保護されている。また、Ａ１〜Ａ３及びＢ１〜Ｂ３は手術部位の
切除硬度に対応して調整装置（例えば、切除硬度調整ダイアル４２３）によって選択され
る駆動波形の経過時間毎の電圧値（Ｖ）を表している。縦軸は経過時間である。つまり、
表３の最適駆動制御パラメタテーブルは、一定時間範囲内の時系列の駆動波形指示値を表
している。

図６は低供給圧、図７は高供給圧における表３で表される最適駆動制御パラメタテーブ
ルによって形成される駆動波形を例示している。横軸は経過時間（マイクロ秒、μｓ）、
縦軸には電圧値（Ｖ）である。ここで、図６に表される駆動波形をＡ１を代表して説明す
る。Ａ１の駆動波形はスタート時から徐々に電圧が上昇し２４０μｓ経過したところがピ
ーク電圧１００Ｖで、そこから徐々に電圧が低下して４８０μｓで０Ｖとなる脈動部の波
形を表す。４８０μｓ〜２０００μｓの範囲は０Ｖが継続し、この領域が休止部（休止時
間）Ｉに相当し、２０００μｓ経過後、再び電圧を上昇させる。このサイクルが施術行為
の期間繰り返される。

同様に、Ａ２はピーク電圧が８０Ｖとなる脈動部の駆動波形が２個連続した後休止時間
（０Ｖ）となる駆動波形であり、Ａ３はピーク電圧が６０Ｖとなる脈動部の駆動波形が３
個連続した後休止時間となる駆動波形を例示している。

また、図７では、高供給圧における表３で表される駆動波形をＢ１を代表して説明する
。Ｂ１の駆動波形はスタート時から徐々に電圧が上昇し２４０μｓ経過したところがピー
ク電圧９０Ｖで、そこから徐々に電圧が低下して４８０μｓで０Ｖとなる脈動部の波形を
表している。経過時間４８０μｓ〜２０００μｓの範囲は０Ｖが継続し、この領域が休止
部Ｉ（０Ｖ）に相当し、２０００μｓ経過後、再び電圧が上昇する。このサイクルが繰り
返される。

同様に、Ｂ２はピーク電圧が７２Ｖとなる脈動部の駆動波形が２個連続した後休止時間
（０Ｖ）となる駆動波形であり、Ｂ３はピーク電圧が５４Ｖとなる脈動部の駆動波形が３
個連続した後休止時間（０Ｖ）となる駆動波形を例示している。

なお、これら図６、図７において示された脈動部の波形及び休止時間Ｉは一例であって
、脈動部の波形（一定時間経過後の電圧、ピーク電圧、周期Ｔで代表される）及び休止時
間Ｉは、手術部位の硬度、切除深さに応じて様々に組み合わせすることが可能である。

また、本実施形態における駆動波形の形成は、表３に表される最適駆動制御パラメタテ
ーブルから、経過時間毎の電圧値を駆動波形生成装置４０２内に含まれる読込部にて読み
込み、スムージング波形生成部（図示せず）により各電圧値を連続した波形に形成し出力
することで実現する。

従って、本実施形態によれば、脈動部の波形は正弦波に限らず、最適駆動制御パラメタ
テーブルの駆動波形指示値によって与えられることにより、手術部位の硬度または深さに
対応してより適切な流体噴射条件を設定することができる。
（実施形態４）

次に実施形態４について、図８〜図１０を用いて説明する。実施形態４は、イナータン
スが入口流路より小さく設定された出口流路を持つ流体噴射部と、任意の圧力を発生させ
ることが可能な圧力発生部を組み合わせることによって、噴射できる脈動の範囲を拡大し
様々な手術条件に対応可能としたものである。

まず、実施形態４に係わる流体噴射部の構造について説明する。
図８は流体噴射部の縦断面図である。図８において、流路形成部材１１１には流体室１
１３を形成する凹部が形成されている。また、流体室１１３の側壁には入口流路１１４が
穿孔され、逆側の側壁には出口流路１１２が穿孔されている。この出口流路１１２の先端
は流体噴射開口部となる。

流体室１１３の一面はダイアフラム１３１によって封止されている。またダイアフラム
１３１には予め圧電素子１４１が設けられている。この圧電素子１４１はダイアフラム１
３１を一方の電極とし、対向する他面には電極部材（図示せず）を形成して逆極の電極と
している。これらの電極からの配線は、接続チューブ２０１に沿って配置されている（図
示せず）。また、ダイアフラム１３１や圧電素子１４１の動作を妨げることの無いように
十分な空隙を保って、流路形成部材１１１に対しカバー部材１２２が固着されている。

流体噴射部１０１の最大外径は、微細な部分の切除等が要求される脳手術に用いる場合
は３ｍｍ以下、望ましくは２ｍｍ以下である。さらに、カテーテル等に用いる場合は２ｍ
ｍ以下、望ましくは１ｍｍ以下である。また、その長さも自由な屈曲を妨げないように２
０ｍｍ以下、望ましくは１０ｍｍ以下であることが要求される。
そのため、ダイアフラム１３１や圧電素子１４１は微小になり、ダイアフラム１３１の
流体室１１３の容積変更に寄与する面積は、おおむね２０ｍｍ²以下、一般には１０ｍｍ²
以下となる。また、その変位量も１００μｍ以下が一般的である。

次に、この流体噴射装置における流体の流動の概要について図面を参照して説明する。
図８及び本実施形態の流体噴射装置の概略構成を示す構成図である図９を用いて説明す
る。供給圧力制御装置４０１内部には流体容器と、流体容器に接続された圧力発生部とし
てのポンプが内蔵されている。ポンプは接続チューブ２０１に流体を送出するように接続
されている。流体容器に収容されている流体は、ポンプによって指定の圧力で接続チュー
ブ２０１を介して入口流路１１４に供給される。さらに流体は流体室１１３と出口流路１
１２を通して流体噴射開口部から吐出される。ただし圧電素子１４１が駆動されない場合
の流体吐出は連続流でありその速度は遅い。

本実施形態の流体噴射部１０１の流体吐出は、入口流路側のイナータンスＬ１（合成イ
ナータンスＬ１と呼ぶことがある）と出口流路側のイナータンスＬ２（合成イナータンス
Ｌ２と呼ぶことがある）の差によって行われる。

まず、イナータンスについて説明する。イナータンスＬは、流体の密度をρ、流路の断
面積をＳ、流路の長さをｈとしたとき、Ｌ＝ρ×ｈ／Ｓで表される。流路の圧力差をΔＰ
、流路を流れる流体の流量をＱとした場合に、イナータンスＬを用いて流路内の運動方程
式を変形することで、ΔＰ＝Ｌ×ｄＱ／ｄｔという関係が導き出される。
つまり、イナータンスＬは、流量の時間変化に与える影響度合いを示しており、イナー
タンスＬが大きいほど流量の時間変化が少なく、イナータンスＬが小さいほど流量の時間
変化が大きくなる。

また、複数の流路の並列接続や、複数の形状が異なる流路の直列接続に関する合成イナ
ータンスは、個々の流路のイナータンスを電気回路におけるインダクタンスの並列接続、
または直列接続と同様に合成して算出することができる。

なお、脈動及び供給圧力制御装置４０１と入口流路を接続する接続チューブ２０１は柔
軟性を有するため、入口流路側のイナータンスＬ１の算出から削除してもよい。
そして、本実施形態では、入口流路側のイナータンスＬ１が出口流路側のイナータンス
Ｌ２よりも大きくなるように、入口流路１１４の流路長及び断面積、出口流路１１２の流
路長及び断面積を設定する。

次に、流体噴射部１０１の動作について説明する。供給圧力制御装置４０１によって入
口流路１１４には、常に指定の液圧で流体が供給されている。その結果、圧電素子１４１
が動作を行わない場合、入口流路１１４、流体室１１３、出口流路１１２の流体抵抗と前
述の液圧によって流体は流体噴射開口部から流出する。この流体の流出は非常に低速であ
り、生体組織を切開あるいは切除する能力はない。

ここで、圧電素子１４１に駆動信号が入力され、急激に圧電素子１４１が収縮したとす
ると、ダイアフラム１３１は流体室１１３の体積を縮小する方向に急激に凸状に屈曲する
。その結果、流体室１１３内の圧力は、入口流路側及び出口流路側のイナータンスＬ１，
Ｌ２が十分な大きさを有していれば急速に上昇して数気圧に達する。

この圧力は、入口流路１１４に加えられていた脈動及び供給圧力制御装置４０１による
圧力よりはるかに大きいため、入口流路側から流体室１１３内への流体の流入はその圧力
によって減少し、出口流路１１２からの流出は増加する。しかし、入口流路１１４のイナ
ータンスＬ１は、出口流路１１２のイナータンスＬ２よりも大きいため、入口流路側から
の流体室１１３内への流体の流入の減少量より、出口流路１１２からの流出の増加量が大
きい。その結果、出口流路１１２を通じて、流体噴射開口部からパルス状流体の噴射９０
１が発生する。

一方、流体室１１３内は、入口流路１１４からの流体流入量の減少と出口流路１１２か
らの流体流出量の増加との相互作用で、圧力上昇直後に低圧もしくは真空状態となる。そ
の結果、脈動及び供給圧力制御装置４０１の圧力と、流体室１１３内の低圧もしくは真空
状態の双方によって一定時間経過後、入口流路１１４の流体の流速は圧電素子１４１の動
作前と同様な速度に復帰する。

入口流路１１４内の流体の流動が復帰した後、圧電素子１４１の収縮があれば、流体噴
射開口部から高速のパルス状の流体を継続して噴射することができる。このパルス状の流
体噴射の連続状態が流体群であり、また、この流体群の間隔を空けて吐出することも可能
である。

従って、実施形態４によれば、供給圧力制御装置４０１により指定の圧力で入口流路１
１４に流体を供給し、流体噴射部１０１に安定して流体を供給するため、初期動作におけ
る呼び水動作等が不要で、所望の流体量の噴射を行うことができる。

次に、前述の圧電素子及び圧力発生部の制御について図８、図９及び供給圧力制御装置
４０１内部の構成を示すブロック図である図１０を用いて説明する。
駆動制御部８２１には、手術種別入力Ｖ１及び流体噴射開口部径入力値Ｖ２が入力され
ている。この２種の信号は、供給圧力制御装置４０１で執刀医もしくは操作者が指定でき
るようにしておいてもよいが、流体噴射部１０１内部に備えたメモリ等の記憶手段から脈
動及び供給圧力制御装置４０１に送信されるようにしてもよい。こうすることで、操作者
による入力を不用にすることができ、操作の簡便化と誤操作の防止ができる。

脈動及び供給圧力制御装置４０１に備えられた切除硬度調整ダイアル４２１及び切除深
さ調整ダイアル４２２は、執刀医もしくはその指示下の操作者によって刻々と変化する術
部の状況に適合するように調整される。各調整ダイアルから指示された切除硬度指示値Ｖ
３及び切除深さ指示値Ｖ４は、供給圧力制御装置４０１内部の駆動制御部８２１に入力さ
れる。

駆動制御部８２１の内部には、最適駆動制御パラメタテーブルがあり、前述の各信号か
ら流体の脈動での噴射に係わる最適な制御パラメタ群として流体噴射部駆動電圧Ｐ２や圧
力指示値Ｐ１が出力される。

表４は最適駆動制御パラメタテーブルの一例である。実施形態１の図４に関する説明と
同様に、表４において、硬度は切除硬度調整ダイアル４２１の値、深さは切除深さ調整ダ
イアル４２２の値、電圧は流体噴射部駆動電圧の振幅Ａ、スペースは脈動を構成する正弦
波の周期Ｔの倍数で脈動間の休止時間Ｉ（図４、参照）を表したものである。
なお実施形態２と同様に連続する正弦波の個数ｎは２で固定している。また供給圧力は
、圧力発生部に送られる圧力指示値で単位は気圧である。なお、番号は説明の便宜上設け
たものである。

また、最適駆動制御パラメタテーブルは、駆動制御部８２１内ではなく、流体噴射部１
０１側に記憶手段を備えることで流体噴射部１０１に置くこともできる。その場合には、
手術種別や開口部径等に適合した最適駆動制御パラメタテーブルが流体噴射部１０１側に
備えられるため、構成は非常に簡単になる。

表４において、手術が番号５の条件で行われていると仮定する。このときの切除硬度調
整ダイアル４２１と、切除深さ調整ダイアル４２２の値は２である。ここで、より硬度の
高い組織の切除が必要になった場合、執刀医もしくはその指示下の操作者は、切除硬度調
整ダイアル４２１を２から３に変更する。このときの条件は番号８となる。すると最適駆
動制御パラメタテーブルに従って、流体噴射部駆動電圧の振幅Ａは７５Ｖから８５Ｖに変
更される。このとき、脈動の振幅増加によって切除深さが深くならないように、脈動を構
成する正弦波の周期Ｔの倍数で脈動間の休止時間Ｉを表したスペースが５から６に変更さ
れ流量の増加を抑える。従って、流量自体の変化は抑制されている。

同様に手術が番号５の条件で行われているときに、手術の短時間化等の目的で切除深さ
を深くしたいときには、切除深さ切除深さ調整ダイアル４２２を２から３に変更すればよ
い。このときの条件は番号６になる。すると最適駆動制御パラメタテーブルに従って、ス
ペースが５から４に変更され流量が増加する。同時に流量の増加により切除可能な組織の
硬度指示値が変化しないように、流体噴射部駆動電圧の振幅Ａは７５Ｖから７０Ｖに変更
される。さらに流量変化に対応するため、供給圧力は０．２気圧から０．２５気圧に上昇
する。

このように、最適駆動制御パラメタテーブルによって、執刀医が意図した流体の噴射と
なるように複数の制御パラメタが同時に変化するため、簡単な操作で所望の特性を得るこ
とができ、手術時間の短縮や誤操作の防止から安全性が高まるという効果がある。

この、供給圧力制御装置４０１からの供給圧力は概ね１気圧以下（０．１ＭＰａ）、望
ましくは０．３気圧（０．０３ＭＰａ）以下に設定する。この流体噴射装置をカテーテル
等に用いる際には、流体噴射部１０１が血管内に沿って挿入される必要がある。従って接
続チューブ２０１はできるだけ柔軟であることが好ましい。そのためには、柔軟で薄いチ
ューブで、流体を流体噴射部１０１に送液可能な範囲で低圧にすることが好ましい。この
ためには、入口流路１１４、流体室１１３、出口流路１１２の流路の抵抗は極力小さく設
定する必要がある。

また、流体室１１３の容積変化は、前述したように微小であるため、微小な体積変化を
有効に流体の噴射に用いるために、入口流路１１４側からの流体室１１３内への流体の流
入の減少量より、出口流路１１２からの流出の増加量を大きくする必要がある。そこで入
口流路１１４のイナータンスＬ１は、出口流路１１２のイナータンスＬ２よりも大きく設
定され、その比は５倍以上、望ましくは１０倍以上となっている。

また、入口流路１１４の体積が流体室１１３の体積より小さく設定されることにより、
流体室１１３の微小な容積変更が、入口流路１１４内の流体の圧力上昇による圧縮や、入
口流路１１４の周囲の部材変形による容積の拡大等で損失となることが小さくなる。

また、出口流路１１２の長さ、すなわち流体噴射開口部から流体室１１３までの流路長
は、流体噴射部１０１の最大外径以下に設定される。これは、前述のように、流体噴射部
１０１の最大外径に応じて流体室１１３の容積変更量が変化するため、最大外径が小さい
流体噴射部１０１に対してはより短く損失の小さい出口流路１１２が要求されるためであ
る。

この出口流路１１２の長さは、具体的には、概ね１ｍｍ以下、望ましくは０．５ｍｍ以
下に設定される。このことにより、流体噴射開口部と流体室１１３の距離が短くなり、流
体室１１３で発生した脈動が減衰すること無く流体噴射開口部まで伝わり、効率的に強い
脈動で流体を噴射できる。さらに、この出口流路１１２の長さを短く設定することは、前
述の出口流路１１２のイナータンスＬ２を小さくすることになるため、より効率的な流体
の噴射を行うことができる。

また、流体噴射開口部の断面積を出口流路１１２の断面積より小さくしてもよい。この
ようにすることにより、出口流路１１２の流路抵抗やイナータンスＬ２の増加を生じるこ
となく、流体噴射開口部からの流体の噴射速度を向上させることができる。また、脳手術
等においては、噴射流体がより微小になるため精密な手術が行えるという利点もある。

また、容積変更手段として圧電素子１４１とダイアフラム１３１とを採用する構造にす
ることにより構造の簡素化と、それに伴う小型化を実現できる。また、流体室１１３の容
積変化の最大周波数を１ＫＨｚ〜１０ＫＨｚ以上の高い周波数にすることができ、高速脈
動流の噴射に最適である。

さらに、高い周波数が可能であることから流体群の脈動状態を変化させた場合において
も、例えば３０００Ｈｚの正弦波を基本波として用い、前述の流体群の個数ｎが１０であ
り、スペースが２０といった周期の大きい流体群の繰り返しによる脈動状態であっても、
その周期は１／１００秒であり執刀医は連続流と同様に脈動を意識せずに手術が可能であ
る。

実施形態１に係る流体噴射装置の概略構成を示す構成図。 実施形態１に係る駆動波形生成装置内部のブロック図。 実施形態１に係る流体噴射部の縦断面図。 実施形態１に係る流体噴射部の駆動電圧波形の例示。 実施形態２に係る駆動波形生成装置内部の構成を示すブロック図。 実施形態３に係る低供給圧における最適駆動制御パラメタテーブルによって形成される駆動波形。 実施形態３に係る高供給圧における最適駆動制御パラメタテーブルによって形成される駆動波形。 実施形態４に係る流体噴射部の縦断面図。 実施形態４に係る流体噴射装置の概略構成を示す構成図。 実施形態４に係る供給圧力制御装置内部の構成を示すブロック図。

符号の説明

１…流体噴射装置、３０１…流体噴射部、４０２…駆動波形生成装置、４１１…輸液バ
ッグ、４２３…切除硬度調整ダイアル、８２１…駆動制御部、８２２…駆動波形生成部。

Claims (8)

1. 流体を収容し供給する流体供給部と、
   前記流体供給部から供給される流体を噴射する流体噴射部と、
   少なくとも一つの調整装置と、一つの前記調整装置からの信号に基づき、前記流体噴射
   部の流体噴射条件を決定する複数の制御パラメタを同時に変更する１入力多制御パラメタ
   変更手段と、前記１入力多制御パラメタ変更手段によって設定された制御パラメタに基づ
   き前記流体噴射部の駆動波形を生成し、出力する駆動波形生成部と、を有する駆動波形生
   成装置と、
   が備えられていることを特徴とする流体噴射装置。
2. 請求項１に記載の流体噴射装置において、
   前記駆動波形が、脈動部と休止部の組み合わせで構成されていることを特徴とする流体
   噴射装置。
3. 請求項１または請求項２に記載の流体噴射装置において、
   前記１入力多制御パラメタ変更手段が、最適駆動制御パラメタ演算装置または最適制御
   パラメタ設定テーブルを備えていることを特徴とする流体噴射装置。
4. 請求項１ないし請求項３のいずれか一項に記載の流体噴射装置において、
   前記最適制御パラメタ設定テーブルが複数備えられ、
   前記駆動波形生成装置が、複数の前記最適制御パラメタ設定テーブルの一つを選択する
   調整装置をさらに備えていることを特徴とする流体噴射装置。
5. 請求項１ないし請求項４のいずれか一項に記載の流体噴射装置において、
   前記最適制御パラメタ設定テーブルが、一定時間範囲内の時系列の駆動波形指示値であ
   ることを特徴とする流体噴射装置。
6. 請求項１ないし請求項５のいずれか一項に記載の流体噴射装置において、
   前記駆動波形生成装置が、生成された前記駆動波形の最適ゲインを設定する調整装置を
   さらに備えていることを特徴とする流体噴射装置。
7. 請求項１ないし請求項５のいずれか一項に記載の流体噴射装置において、
   前記流体噴射部が内部に動作環境検出素子を有し、
   前記駆動波形生成装置が、前記動作環境検出素子からの検出信号に基づき駆動波形の最
   適ゲインを設定するゲイン調整回路を備えていることを特徴とする流体噴射装置。
8. 請求項１ないし請求項７のいずれか一項に記載の流体噴射装置において、
   前記駆動波形生成装置が、前記流体噴射部に指定の圧力で流体を供給する圧力発生部を
   備えていることを特徴とする流体噴射装置。

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