JP2016179240A

JP2016179240A - Medical instrument

Info

Publication number: JP2016179240A
Application number: JP2016133074A
Authority: JP
Inventors: 和見内田; Kazumi Uchida; 瀬戸　毅; Takeshi Seto; 毅瀬戸; 小島　英揮; Hideki Kojima; 英揮小島
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 2016-07-05
Filing date: 2016-07-05
Publication date: 2016-10-13
Anticipated expiration: 2032-05-15
Also published as: JP6168204B2

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a medical instrument capable of cutting off biological tissue at a stable depth irrespective of a moving speed of a nozzle.SOLUTION: A medical instrument ejects pulsed liquid from a nozzle provided at the distal end of a liquid ejection tube. The medical instrument then detects a moving speed of the nozzle, and increases the drive frequency of a piezoelectric element when the moving speed is increased and decreases the drive frequency of the piezoelectric element when the moving speed is decreased. This makes the number of times the liquid is ejected in a unit length remaining unchanged independent of the moving speed of the nozzle, thereby ensuring that the medical instrument can cut off biological tissues at a stable cut-off depth.SELECTED DRAWING: Figure 5

Description

本発明は、医療機器に関する。 The present invention relates to a medical device.

加圧液体を噴射して生物組織を切断する医療機器が知られている。例えば、特許文献１には、加圧した液体をノズルから生物組織に向けてパルス状に噴射することによって、生物組織を切開あるいは切除する医療機器が開示されている。また、特許文献２には、ノズルの傾きを検出することによって送液ポンプの流量を調整する医療機器が開示されている。 Medical devices that cut a biological tissue by injecting a pressurized liquid are known. For example, Patent Literature 1 discloses a medical device that incises or excises a biological tissue by ejecting a pressurized liquid from a nozzle toward the biological tissue in a pulse shape. Patent Document 2 discloses a medical device that adjusts the flow rate of a liquid feeding pump by detecting the inclination of a nozzle.

特開２００８−８２２０２号公報JP 2008-82202 A 特開２０１０−５１８９６号公報JP 2010-51896 A

しかし、上記の何れの特許文献に開示された医療機器においても、ノズルの先端を動かす速度（移動速度）が違うと生物組織の単位長さあたりの噴射回数が変わるので、生物組織が切除される深さ（切除深さ）が変化する。このため、安定した深さで切除することが難しいという問題があった。 However, in any of the medical devices disclosed in any of the above patent documents, if the speed of moving the nozzle tip (moving speed) is different, the number of injections per unit length of the biological tissue changes, so that the biological tissue is excised. The depth (cutting depth) changes. For this reason, there was a problem that it was difficult to excise with a stable depth.

この発明は、従来の技術が有する上述した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、ノズルの先端の移動速度が変わっても、安定した深さで生物組織を切除することが可能な医療機器の提供を目的とする。 The present invention has been made to solve at least a part of the above-described problems of the prior art, and can remove biological tissue at a stable depth even if the moving speed of the nozzle tip changes. The purpose is to provide possible medical devices.

上述した課題の少なくとも一部を解決するために、本発明の医療機器は次の構成を採用した。すなわち、
液体噴射管の先端に設けられたノズルから液体を噴射する医療機器であって、
前記液体噴射管に接続された液体室の容積を、圧電素子の変位によって変更して前記液体に脈動を発生させる脈動発生部と、
前記液体室に前記液体を供給する液体供給手段と、
前記ノズルの移動速度を検出する移動速度検出手段と、
前記ノズルの移動速度が速くなるとき前記圧電素子の駆動周波数を増加させる、もしくは、前記ノズルの移動速度が遅くなるとき前記圧電素子の駆動周波数を減少させる、脈動発生部制御手段と、
を備えることを要旨とする。 In order to solve at least a part of the problems described above, the medical device of the present invention employs the following configuration. That is,
A medical device that ejects liquid from a nozzle provided at the tip of a liquid ejection tube,
A pulsation generator that changes the volume of the liquid chamber connected to the liquid ejection pipe by displacement of a piezoelectric element to generate pulsation in the liquid;
Liquid supply means for supplying the liquid to the liquid chamber;
A moving speed detecting means for detecting a moving speed of the nozzle;
A pulsation generator control means for increasing the driving frequency of the piezoelectric element when the moving speed of the nozzle is increased, or decreasing the driving frequency of the piezoelectric element when the moving speed of the nozzle is reduced;
It is a summary to provide.

このような本発明の医療機器においては、液体噴射管の先端に設けられたノズルからパルス状に液体を噴射する。このとき、ノズルの移動速度を検出して、ノズルの移動速度が速くなると、圧電素子の駆動周波数を増加させる。あるいは、ノズルの移動速度が遅くなると、圧電素子の駆動周波数を減少させることによって液体を噴射する。 In such a medical device of the present invention, the liquid is ejected in a pulse form from a nozzle provided at the tip of the liquid ejection tube. At this time, when the nozzle moving speed is detected and the nozzle moving speed increases, the drive frequency of the piezoelectric element is increased. Alternatively, when the moving speed of the nozzle becomes slow, the liquid is ejected by decreasing the driving frequency of the piezoelectric element.

ノズルの移動速度によらず同じ駆動周波数で液体を噴射したのでは、ノズルの移動速度によって、単位長さ当たりに液体が噴射される回数が変わるので、切除深さも変化する。従って、ノズルの移動速度が速くなったときに圧電素子の駆動周波数を増加させたり、あるいは、ノズルの移動速度が遅くなったときに圧電素子の駆動周波数を減少させたりすれば、ノズルの移動速度によらずに安定した切除深さで生物組織を切除することが可能となる。 If the liquid is ejected at the same driving frequency regardless of the moving speed of the nozzle, the number of times that the liquid is ejected per unit length varies depending on the moving speed of the nozzle, so that the excision depth also varies. Therefore, if the driving frequency of the piezoelectric element is increased when the moving speed of the nozzle is increased, or the driving frequency of the piezoelectric element is decreased when the moving speed of the nozzle is decreased, the moving speed of the nozzle is increased. The biological tissue can be excised with a stable excision depth regardless of this.

また、上述した本発明の医療機器においては、ノズルの移動速度に対応する駆動周波数を、次のようにして決定しても良い。まず、ノズルの移動速度と駆動周波数との対応関係を複数種類記憶しておく。また、複数種類の対応関係の中から１の対応関係を選択しておく。そして、ノズルの移動速度を検出したら、選択された対応関係を参照することによって、ノズルの移動速度に対応する駆動周波数を決定する。尚、ノズルの移動速度と駆動周波数との対応関係としては、ノズルの移動速度と駆動周波数とを対応付けて記憶したテーブルを用いることができる。あるいは、ノズルの移動速度から駆動周波数が得られるような計算式とすることもできる。 In the medical device of the present invention described above, the drive frequency corresponding to the moving speed of the nozzle may be determined as follows. First, a plurality of types of correspondence relationships between nozzle movement speeds and drive frequencies are stored. One correspondence is selected from a plurality of types of correspondence. When the moving speed of the nozzle is detected, the driving frequency corresponding to the moving speed of the nozzle is determined by referring to the selected correspondence relationship. As a correspondence relationship between the moving speed of the nozzle and the driving frequency, a table in which the moving speed of the nozzle and the driving frequency are stored in association with each other can be used. Or it can also be set as the calculation formula which can obtain a drive frequency from the moving speed of a nozzle.

こうすれば、対応関係を選択することによって、医療機器が生物組織を切除する特性を変更することが可能となる。 In this way, it is possible to change the characteristic of the medical device to remove the biological tissue by selecting the correspondence relationship.

また、上述した本発明の医療機器においては、液体室に供給する液体の供給流量を、駆動周波数に応じて変更してもよい。 In the medical device of the present invention described above, the supply flow rate of the liquid supplied to the liquid chamber may be changed according to the drive frequency.

ノズルから液体を噴射するためには、噴射量に相当する流量の液体を供給する必要がある。液体の噴射量は駆動周波数に応じて変わるから、液体室に供給する液体の供給流量を駆動周波数に応じて変更してやれば、適切な流量の液体を供給することが可能となる。 In order to eject the liquid from the nozzle, it is necessary to supply a liquid having a flow rate corresponding to the ejection amount. Since the ejection amount of the liquid changes according to the driving frequency, if the supply flow rate of the liquid supplied to the liquid chamber is changed according to the driving frequency, it becomes possible to supply the liquid with an appropriate flow rate.

また、駆動周波数に応じて供給流量を変更する本発明の医療機器においては、駆動周波数が高くなるほど、供給流量を増加させることとしてもよい。 Moreover, in the medical device of the present invention that changes the supply flow rate according to the drive frequency, the supply flow rate may be increased as the drive frequency increases.

駆動周波数が高くなるほど、液体の噴射量は多くなる。従って、駆動周波数が高くなるほど、液体室に供給する液体の供給流量を増加させることで、適切な流量の液体を供給することが可能となる。 The higher the drive frequency, the greater the liquid ejection amount. Therefore, it becomes possible to supply the liquid with an appropriate flow rate by increasing the supply flow rate of the liquid supplied to the liquid chamber as the drive frequency becomes higher.

また、駆動周波数が高くなるほど供給流量を増加させる本発明の医療機器においては、駆動周波数が所定の上限周波数を超える場合には、駆動周波数を上限周波数に保持するようにしてもよい。 In the medical device of the present invention in which the supply flow rate is increased as the drive frequency becomes higher, the drive frequency may be held at the upper limit frequency when the drive frequency exceeds a predetermined upper limit frequency.

液体室に供給可能な液体の流量には限界があるから、ノズルから噴射可能な液体の流量（従って駆動周波数）にも限界がある。そして、限界を超える駆動周波数で噴射すると、液体室内の液体が不足した状態となって正常に液体を噴射することができなくなる。従って、駆動周波数に上限周波数を設けておき、ノズルの移動速度がこの上限周波数を超えるような移動速度になった場合でも、駆動周波数が上限周波数に保持されるようにしておけば、液体室内の液体が不足して正常に液体を噴射できなくなる事態を回避することができる。 Since the flow rate of the liquid that can be supplied to the liquid chamber is limited, the flow rate of the liquid that can be ejected from the nozzle (and hence the drive frequency) is also limited. And if it ejects with the drive frequency exceeding a limit, it will be in the state where the liquid in the liquid chamber became insufficient, and it will become impossible to eject a liquid normally. Therefore, if an upper limit frequency is provided for the drive frequency and the drive speed is maintained at the upper limit frequency even when the nozzle movement speed exceeds the upper limit frequency, It is possible to avoid a situation where the liquid is insufficient and the liquid cannot be ejected normally.

また、駆動周波数を上限周波数に保持する本発明の医療機器においては、駆動周波数が上限周波数に保持されている場合には、その旨を報知することとしてもよい。 Moreover, in the medical device of this invention which hold | maintains a drive frequency to an upper limit frequency, when the drive frequency is hold | maintained at an upper limit frequency, it may be alert | reported.

駆動周波数が上限周波数に保持すると、単位長さ当たりに液体が噴射される回数が減少するので切除深さも減少する。従って、駆動周波数が上限周波数に保持されていることを報知してやれば、切除深さが減少していることを医療機器の操作者が容易に認識することが可能となる。 When the driving frequency is maintained at the upper limit frequency, the number of times that the liquid is ejected per unit length is reduced, so that the excision depth is also reduced. Therefore, if it is notified that the drive frequency is maintained at the upper limit frequency, the operator of the medical device can easily recognize that the excision depth is reduced.

また、駆動周波数が高くなるほど供給流量を増加させる本発明の医療機器においては、供給流量が上限供給流量に達した場合には、その時の周波数で駆動周波数を保持するようにしてもよい。 Further, in the medical device of the present invention in which the supply flow rate is increased as the drive frequency is increased, when the supply flow rate reaches the upper limit supply flow rate, the drive frequency may be held at the frequency at that time.

このようにしても、液体室内の液体が不足して正常に液体を噴射できなくなる事態を回避することができる。 Even in this case, it is possible to avoid a situation where the liquid in the liquid chamber is insufficient and the liquid cannot be normally ejected.

また、供給流量が上限供給流量に達した時点で駆動周波数を保持する本発明の医療機器においては、駆動周波数が保持されている旨を報知することとしてもよい。 Moreover, in the medical device of the present invention that holds the drive frequency when the supply flow rate reaches the upper limit supply flow rate, it may be notified that the drive frequency is held.

こうすれば、駆動周波数が保持されているために切除深さが減少していることを、医療機器の操作者が容易に認識することが可能となる。 This makes it possible for the operator of the medical device to easily recognize that the excision depth is reduced because the drive frequency is maintained.

また、上述した本発明の医療機器においては、供給流量を、脈動発生部による液体室の容積減少量に駆動周波数を乗算して得られる流量よりも、大きな流量に設定しても良い。 In the above-described medical device of the present invention, the supply flow rate may be set to a flow rate larger than the flow rate obtained by multiplying the volume reduction amount of the liquid chamber by the pulsation generator by the drive frequency.

こうすれば、ノズルの移動速度に応じて駆動周波数が急に増加した場合でも、供給流量が大きめに設定されているので、瞬間的に供給流量が不足して正常に液体を噴射できなくなる事態を回避することが可能となる。 By doing this, even if the drive frequency suddenly increases according to the moving speed of the nozzle, the supply flow rate is set to be large, so there is a situation where the supply flow rate is short and the liquid cannot be ejected normally. It can be avoided.

また、本発明は、手術方法として把握することもできる。すなわち、本発明の手術方法は、上述した本発明の医療機器を用いた手術方法であることを要旨とする。 The present invention can also be understood as a surgical method. That is, the gist of the surgical method of the present invention is a surgical method using the above-described medical device of the present invention.

このような手術方法によれば、安定した切除深さで生物組織を切除することができるので、容易に手術を行うことが可能となる。 According to such a surgical method, a biological tissue can be excised with a stable excision depth, so that an operation can be easily performed.

また、本発明は、上述した医療機器の制御方法の態様で把握することもできる。すなわち、
液体噴射管に接続され且つ容積を変更可能な液体室に液体を供給して、前記液体噴射管の先頭に設けられたノズルから液体を噴射する医療機器の制御方法であって、
前記液体室の容積を変更して前記ノズルから液体を噴射する工程と、
前記ノズルの移動速度を検出する工程と、
前記液体室の容積を変更する単位時間あたりの回数である駆動周波数を、前記ノズルの移動速度が速くなるときには増加させ、前記ノズルの移動速度が遅くなるときには減少させる工程と、
を備える制御方法として把握することもできる。 Moreover, this invention can also be grasped | ascertained in the aspect of the medical device control method mentioned above. That is,
A method for controlling a medical device that supplies a liquid to a liquid chamber that is connected to a liquid ejection pipe and whose volume can be changed, and ejects the liquid from a nozzle provided at the head of the liquid ejection pipe,
Changing the volume of the liquid chamber and ejecting liquid from the nozzle;
Detecting the moving speed of the nozzle;
Increasing the drive frequency, which is the number of times per unit time to change the volume of the liquid chamber, when the nozzle moving speed increases, and decreasing when the nozzle moving speed decreases;
It can also be grasped as a control method comprising

こうすれば、ノズルの移動速度に応じて駆動周波数を変更することができるので、ノズルの移動速度によらずに安定した切除深さで生物組織を切除することが可能となる。 In this way, since the drive frequency can be changed according to the moving speed of the nozzle, it is possible to cut the biological tissue with a stable cutting depth regardless of the moving speed of the nozzle.

本実施例の医療機器の大まかな構成を示した説明図である。It is explanatory drawing which showed the rough structure of the medical device of a present Example. アプリケーターの詳細な構造を示した説明図である。It is explanatory drawing which showed the detailed structure of the applicator. 制御部の大まかな構成を示した説明図である。It is explanatory drawing which showed the rough structure of the control part. 制御部が実行する運転制御処理のフローチャートである。It is a flowchart of the operation control process which a control part performs. ノズルの移動速度に応じて駆動周波数が記憶されているテーブルを概念的に示した説明図である。It is explanatory drawing which showed notionally the table in which the drive frequency was memorize | stored according to the moving speed of a nozzle. 駆動周波数に応じた供給流量が記憶されているテーブルを概念的に示した説明図である。It is explanatory drawing which showed notionally the table in which the supply flow volume according to a drive frequency is memorize | stored. ノズルの移動速度によらず同じ駆動周波数で駆動した場合を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the case where it drives with the same drive frequency irrespective of the moving speed of a nozzle. 複数種類のテーブルを選択可能な第１変形例の説明図である。It is explanatory drawing of the 1st modification which can select a multiple types of table. 供給流量にマージンが設定されている第２変形例の説明図である。It is explanatory drawing of the 2nd modification by which the margin is set to the supply flow volume. レーザーを利用して液体を噴射する第３変形例の説明図である。It is explanatory drawing of the 3rd modification which ejects a liquid using a laser. ヒーターを利用して液体を噴射する第４変形例の説明図である。It is explanatory drawing of the 4th modification which ejects a liquid using a heater.

以下では、上述した本願発明の内容を明確にするために、実施例について説明する。
Ａ．装置構成：
図１は、本実施例の医療機器１０の大まかな構成を示した説明図である。図示した医療機器１０は、水や生理食塩水などの液体を生物組織に向けて噴射することで、生物組織を切開あるいは切除する手術方法に用いられるものである。 Hereinafter, examples will be described in order to clarify the contents of the present invention described above.
A. Device configuration :
FIG. 1 is an explanatory diagram showing a rough configuration of a medical device 10 according to the present embodiment. The illustrated medical device 10 is used in a surgical method for incising or excising a biological tissue by injecting a liquid such as water or physiological saline toward the biological tissue.

図示されているように、本実施例の医療機器１０は、操作者が手に持って操作して液体を噴射するアプリケーター１００と、アプリケーター１００に液体を供給する液体供給手段３００と、噴射する液体を収容する液体容器３０６と、アプリケーター１００や液体供給手段３００の動作を制御する制御部２００などから構成されている。 As shown in the drawing, the medical device 10 according to the present embodiment includes an applicator 100 that is operated by an operator in a hand and ejects liquid, a liquid supply unit 300 that supplies liquid to the applicator 100, and a liquid that is ejected. A liquid container 306 for storing the liquid, and a control unit 200 for controlling operations of the applicator 100 and the liquid supply means 300.

アプリケーター１００は、第１ケース１０２と、第１ケース１０２に取り付けられた第２ケース１０４と、第２ケース１０４から立設された液体噴射管１０６と、液体噴射管１０６の先端に設けられたノズル１０８などから構成されている。第１ケース１０２と第２ケース１０４との合わせ面には液体室１１０が形成されている。また、第１ケース１０２には積層型の圧電素子１１２が収容されている。圧電素子１１２に電圧を印加して伸張させると、液体室１１０が変形して液体室１１０の容積が減少し、圧電素子１１２に印加した電圧を解除すると、液体室１１０の変形が戻って元の容積に復帰する。尚、本実施例の圧電素子１１２は、本発明における「脈動発生部」に対応する。 The applicator 100 includes a first case 102, a second case 104 attached to the first case 102, a liquid ejection pipe 106 erected from the second case 104, and a nozzle provided at the tip of the liquid ejection pipe 106. 108 or the like. A liquid chamber 110 is formed on the mating surface of the first case 102 and the second case 104. In addition, the first case 102 accommodates a multilayer piezoelectric element 112. When a voltage is applied to the piezoelectric element 112 and expanded, the liquid chamber 110 is deformed and the volume of the liquid chamber 110 is reduced. When the voltage applied to the piezoelectric element 112 is released, the deformation of the liquid chamber 110 is restored to the original. Return to volume. The piezoelectric element 112 of this embodiment corresponds to the “pulsation generating portion” in the present invention.

液体室１１０は、第２接続チューブ３０４を介して液体供給手段３００が接続されている。液体供給手段３００は、第１接続チューブ３０２を介して液体容器３０６に接続されている。液体供給手段３００を動作させると、液体容器３０６内の液体が液体室１１０に供給される。液体供給手段３００を動作させて液体室１１０に液体を供給しながら、圧電素子１１２に駆動電圧を印加して液体室１１０の容積を減少させると、液体室１１０内の液体が加圧されてノズル１０８からパルス状に噴射される。 The liquid supply unit 300 is connected to the liquid chamber 110 via the second connection tube 304. The liquid supply means 300 is connected to the liquid container 306 via the first connection tube 302. When the liquid supply means 300 is operated, the liquid in the liquid container 306 is supplied to the liquid chamber 110. If the volume of the liquid chamber 110 is reduced by applying a driving voltage to the piezoelectric element 112 while operating the liquid supply means 300 to supply the liquid to the liquid chamber 110, the liquid in the liquid chamber 110 is pressurized and the nozzle From 108, it is injected in a pulse shape.

アプリケーター１００には、加速度センサー１３０も設けられている。加速度センサー１３０の出力は、図示しないケーブルを介して制御部２００に入力されている。制御部２００は、加速度センサー１３０で検出されたアプリケーター１００の加速度に基づいて、ノズル１０８の移動速度を検出する。詳細には後述するが、制御部２００は、ノズル１０８の移動速度に応じて、圧電素子１１２に対して単位単位時間あたりに駆動電圧を印加する回数（駆動周波数）や、液体供給手段３００で液体室１１０に液体を供給する流量（供給流量）を制御する。尚、本実施例の制御部２００は、本発明における「脈動発生部制御手段」に対応する。また、本実施例の加速度センサー１３０は、本発明における「移動速度検出手段」に対応する。 The applicator 100 is also provided with an acceleration sensor 130. The output of the acceleration sensor 130 is input to the control unit 200 via a cable (not shown). The control unit 200 detects the moving speed of the nozzle 108 based on the acceleration of the applicator 100 detected by the acceleration sensor 130. As will be described in detail later, the control unit 200 determines the number of times (driving frequency) at which the driving voltage is applied to the piezoelectric element 112 per unit unit time according to the moving speed of the nozzle 108 (driving frequency), The flow rate (supply flow rate) for supplying the liquid to the chamber 110 is controlled. The control unit 200 of the present embodiment corresponds to “pulsation generation unit control means” in the present invention. Further, the acceleration sensor 130 of the present embodiment corresponds to the “movement speed detection means” in the present invention.

図２は、アプリケーター１００の詳細な構造を示した説明図である。図２（ａ）には、アプリケーター１００の断面を取った分解組立図が示されており、図２（ｂ）には、組み立て後の断面図が示されている。第１ケース１０２には、第２ケース１０４と合わさる面のほぼ中央に、大きな円形の浅い凹部１０２ｃが形成されており、凹部１０２ｃの中央位置には、第１ケース１０２を貫通して円形断面の貫通穴１０２ｈが形成されている。 FIG. 2 is an explanatory view showing a detailed structure of the applicator 100. FIG. 2 (a) shows an exploded view of the applicator 100 in cross section, and FIG. 2 (b) shows a cross-sectional view after assembly. The first case 102 is formed with a large circular shallow recess 102c at the center of the surface that meets the second case 104. The center of the recess 102c passes through the first case 102 and has a circular cross section. A through hole 102h is formed.

凹部１０２ｃの底部には、貫通穴１０２ｈを塞ぐような状態で金属製の薄いダイアフラム１１４が設けられ、ダイアフラム１１４の周縁部は、ロウ付けあるいは拡散接合などの手法によって凹部１０２ｃの底部に対して気密に固着されている。ダイアフラム１１４の上からは、円環形状をした金属製の補強板１２０が、凹部１０２ｃに緩く嵌め込まれている。ダイアフラム１１４によって塞がれた貫通穴１０２ｈには、圧電素子１１２が収容され、圧電素子１１２の後側では、円板形状で金属製の底板１０１によって貫通穴１０２ｈが塞がれている。圧電素子１１２とダイアフラム１１４との間には、金属製の円形シム１１６が設けられている。 A thin metal diaphragm 114 is provided at the bottom of the recess 102c so as to close the through hole 102h. The peripheral edge of the diaphragm 114 is airtight with respect to the bottom of the recess 102c by a technique such as brazing or diffusion bonding. It is fixed to. From above the diaphragm 114, an annular metal reinforcing plate 120 is loosely fitted into the recess 102c. The piezoelectric element 112 is accommodated in the through hole 102h closed by the diaphragm 114, and on the rear side of the piezoelectric element 112, the through hole 102h is closed by a disk-shaped metal bottom plate 101. A metal circular shim 116 is provided between the piezoelectric element 112 and the diaphragm 114.

第２ケース１０４には、第１ケース１０２と合わさる側の面に、円形の浅い凹部１０４ｃが形成されている。この凹部１０４ｃの内径は、第１ケース１０２に嵌め込まれた補強板１２０の内径とほぼ同じ大きさに設定されている。第２ケース１０４に第１ケース１０２を組み付けると、第１ケース１０２側に設けられたダイアフラム１１４および補強板１２０の内周面と、第２ケース１０４に設けられた凹部１０４ｃとによって、略円板形状の液体室１１０が形成される。第２ケース１０４には、第２ケース１０４の側方から液体室１１０に液体を供給するための供給通路１０４ｉが設けられている。凹部１０４ｃの中央位置には、液体室１１０で加圧された液体が通過する噴射通路１０４ｏが貫通している。この噴射通路１０４ｏが開口する部分には、液体噴射管１０６が内径部分で挿着されており、液体噴射管１０６の先端にはノズル１０８が形成されている。 In the second case 104, a circular shallow recess 104c is formed on the surface that meets the first case 102. The inner diameter of the recess 104 c is set to be approximately the same as the inner diameter of the reinforcing plate 120 fitted in the first case 102. When the first case 102 is assembled to the second case 104, the diaphragm 114 and the inner peripheral surface of the reinforcing plate 120 provided on the first case 102 side, and the recess 104c provided in the second case 104, are substantially discs. A liquid chamber 110 having a shape is formed. The second case 104 is provided with a supply passage 104 i for supplying liquid from the side of the second case 104 to the liquid chamber 110. An ejection passage 104o through which the liquid pressurized in the liquid chamber 110 passes passes through the central position of the recess 104c. A liquid jet pipe 106 is inserted at an inner diameter portion in a portion where the jet passage 104o is opened, and a nozzle 108 is formed at the tip of the liquid jet pipe 106.

また、本実施例のアプリケーター１００には、アプリケーター１００の加速度を検出する加速度センサー１３０が設けられている。加速度センサー１３０の出力は、図示しないケーブルを介して制御部２００に入力される。尚、図２に示した例では、第２ケース１０４の加速度センサー１３０が設けられているが、第１ケース１０２に加速度センサー１３０を設けても良い。 Further, the applicator 100 of the present embodiment is provided with an acceleration sensor 130 that detects the acceleration of the applicator 100. The output of the acceleration sensor 130 is input to the control unit 200 via a cable (not shown). In the example shown in FIG. 2, the acceleration sensor 130 of the second case 104 is provided, but the acceleration sensor 130 may be provided in the first case 102.

図３は、制御部２００の大まかな構成を示した説明図である。制御部２００は、ＣＰＵ２０２や、ＲＯＭ２０４、ＲＡＭ２０６などがバスを介してデータをやり取り可能に接続されたマイクロコンピューターである。制御部２００には、医療機器１０の操作者によって操作される操作部２０８や、入出力部２１０や、ブザー２１２なども設けられている。加速度センサー１３０の出力は、入出力部２１０から読み込まれてＲＡＭ２０６に記憶される。圧電素子１１２に印加される駆動電圧や、液体供給手段３００の動作を制御する制御信号は、入出力部２１０から出力される。 FIG. 3 is an explanatory diagram showing a rough configuration of the control unit 200. The control unit 200 is a microcomputer to which a CPU 202, a ROM 204, a RAM 206, and the like are connected so that data can be exchanged via a bus. The control unit 200 is also provided with an operation unit 208 operated by an operator of the medical device 10, an input / output unit 210, a buzzer 212, and the like. The output of the acceleration sensor 130 is read from the input / output unit 210 and stored in the RAM 206. A drive voltage applied to the piezoelectric element 112 and a control signal for controlling the operation of the liquid supply unit 300 are output from the input / output unit 210.

Ｂ．医療機器の運転制御処理：
図４は、本実施例の制御部２００が医療機器１０の動作を制御するために実行する運転制御処理のフローチャートである。この処理は、操作部２０８に設けられた図示しない操作スイッチが医療機器１０の操作者によって操作されると、所定の初期化動作の後に実行される。 B. Medical device operation control processing:
FIG. 4 is a flowchart of an operation control process executed by the control unit 200 of this embodiment to control the operation of the medical device 10. This process is executed after a predetermined initialization operation when an operation switch (not shown) provided in the operation unit 208 is operated by the operator of the medical device 10.

制御部２００は、運転制御処理を開始すると先ず始めに、アプリケーター１００に搭載された加速度センサー１３０の出力に基づいて、ノズル１０８の移動速度を検出する（ステップＳ１００）。すなわち、ノズル１０８の移動速度は、アプリケーター１００が首を振るような動きをすることによる成分と、アプリケーター１００全体の並進運動による成分とから構成されている。また、アプリケーター１００には、互いに直交する三軸の並進方向および回転方向（合計で六方向）の加速度を検出する加速度センサー１３０が搭載されている。これらの加速度を積分すれば、アプリケーター１００が三軸方向に移動する速度および三軸の回転速度が得られる。従って、これらに基づいて、ノズル１０８の移動速度を検出する。 When the operation control process is started, the control unit 200 first detects the moving speed of the nozzle 108 based on the output of the acceleration sensor 130 mounted on the applicator 100 (step S100). That is, the moving speed of the nozzle 108 is composed of a component due to the applicator 100 moving like swinging a head and a component due to translational movement of the entire applicator 100. Further, the applicator 100 is equipped with an acceleration sensor 130 that detects accelerations in three translational directions and rotational directions (total six directions) orthogonal to each other. If these accelerations are integrated, the speed at which the applicator 100 moves in the triaxial direction and the triaxial rotational speed can be obtained. Therefore, based on these, the moving speed of the nozzle 108 is detected.

次に、検出したノズル１０８の移動速度に応じて、圧電素子１１２の駆動周波数（単位時間当たりに圧電素子１１２に駆動電圧を印加する回数）を決定する（ステップＳ１０２）。ノズル１０８の移動速度に応じた駆動周波数は、ＲＯＭ２０４に予め記憶されているテーブルを参照することによって決定する。 Next, the drive frequency of the piezoelectric element 112 (the number of times the drive voltage is applied to the piezoelectric element 112 per unit time) is determined according to the detected moving speed of the nozzle 108 (step S102). The driving frequency corresponding to the moving speed of the nozzle 108 is determined by referring to a table stored in the ROM 204 in advance.

図５は、ノズル１０８の移動速度に応じた駆動周波数が記憶されているテーブルを概念的に示した説明図である。図５（ａ）には、テーブルに設定されているデータが示されており、図５（ｂ）にはテーブルの内容がグラフによって表されている。図示されるように、ノズル１０８の移動速度が上限速度に達するまでの範囲では、駆動周波数は、ノズル１０８の移動速度と比例する値に設定されている。このため、ノズル１０８の単位長さ当たりのパルス数（液体の噴射回数）は、ノズル１０８の移動速度によらず一定となる。また、ノズル１０８の移動速度が上限速度に達した後は、駆動周波数が上限周波数で保持される。尚、図５では、ノズル１０８の移動速度が上限速度に達するまでは、移動速度と駆動周波数とが完全に比例するものとして説明したが、移動速度と駆動周波数とは大まかに比例すれば十分であり、より好ましい結果が得られるように、駆動周波数を移動速度に比例する値から多少増減させることも可能である。図４に示した運転制御処理のステップＳ１０２では、ステップＳ１００で得られたノズル１０８の移動速度に対応する駆動周波数を、テーブルに設定されているデータを補間することによって算出する。 FIG. 5 is an explanatory diagram conceptually showing a table in which the driving frequency corresponding to the moving speed of the nozzle 108 is stored. FIG. 5A shows data set in the table, and FIG. 5B shows the contents of the table in a graph. As shown in the figure, in the range until the moving speed of the nozzle 108 reaches the upper limit speed, the drive frequency is set to a value proportional to the moving speed of the nozzle 108. For this reason, the number of pulses per unit length of the nozzle 108 (number of times of liquid ejection) is constant regardless of the moving speed of the nozzle 108. Further, after the moving speed of the nozzle 108 reaches the upper limit speed, the driving frequency is held at the upper limit frequency. In FIG. 5, it has been described that the moving speed and the driving frequency are completely proportional until the moving speed of the nozzle 108 reaches the upper limit speed. However, it is sufficient that the moving speed and the driving frequency are roughly proportional. It is also possible to slightly increase or decrease the drive frequency from a value proportional to the moving speed so that a more preferable result can be obtained. In step S102 of the operation control process shown in FIG. 4, the drive frequency corresponding to the moving speed of the nozzle 108 obtained in step S100 is calculated by interpolating the data set in the table.

続いて、制御部２００は、液体供給手段３００からアプリケーター１００に供給する液体の供給流量を、駆動周波数に応じて決定する（ステップＳ１０４）。駆動周波数に応じた供給流量は、ＲＯＭ２０４に予め記憶されているテーブルを参照することによって決定する。 Subsequently, the control unit 200 determines the supply flow rate of the liquid supplied from the liquid supply unit 300 to the applicator 100 according to the drive frequency (step S104). The supply flow rate according to the drive frequency is determined by referring to a table stored in advance in the ROM 204.

図６は、駆動周波数に応じた供給流量が記憶されているテーブルを概念的に示した説明図である。図６（ａ）には、テーブルに設定されているデータが示されており、図６（ｂ）には、テーブルの内容がグラフによって表されている。図示されるように、供給流量は、駆動周波数とほぼ比例する値に設定されているが、駆動周波数が所定の周波数（ここでは２００Ｈｚ）よりも小さくなると下限供給流量で保持され、駆動周波数が所定の周波数（ここでは１０００Ｈｚ）よりも大きくなると上限供給流量で保持される。図４に示した運転制御処理のステップＳ１０４では、ステップＳ１０２で得られた駆動周波数に対応する供給流量を、テーブルに設定されているデータを補間することによって算出する。 FIG. 6 is an explanatory diagram conceptually showing a table in which the supply flow rate corresponding to the drive frequency is stored. FIG. 6A shows data set in the table, and FIG. 6B shows the contents of the table in a graph. As shown in the figure, the supply flow rate is set to a value that is substantially proportional to the drive frequency. However, if the drive frequency becomes lower than a predetermined frequency (200 Hz in this case), the lower limit supply flow rate is maintained, and the drive frequency is predetermined. Is maintained at the upper limit supply flow rate. In step S104 of the operation control process shown in FIG. 4, the supply flow rate corresponding to the drive frequency obtained in step S102 is calculated by interpolating the data set in the table.

その後、制御部２００は、駆動周波数が上限周波数に達しているか否かを判断し（ステップＳ１０６）、上限周波数に達していれば（ステップＳ１０６：ｙｅｓ）、ブザー２１２から警報音を出力する（ステップＳ１１０）。これに対して、駆動周波数が上限周波数に達していない場合は（ステップＳ１０６：ｎｏ）、供給流量が上限供給流量に達したか否かを判断し（ステップＳ１０８）、上限供給流量に達している場合は（ステップＳ１０８：ｙｅｓ）、ブザー２１２から警報音を出力する（ステップＳ１１０）。尚、駆動周波数が上限周波数に達した場合と（ステップＳ１０６：ｙｅｓ）、供給流量が上限供給流量に達した場合とで（ステップＳ１０８：ｙｅｓ）、ブザー２１２が出力する警報音を異ならせても良い。また、ここではブザー２１２から警報音を出力することとしたが、これに限らず、警報ランプを点灯させたり、警告画面を表示させたり、アプリケーター１００を振動させたりしてもよい。本実施例のブザー２１２は、本発明における「第１報知手段」および「第２報知手段」に対応する。 Thereafter, the control unit 200 determines whether or not the drive frequency has reached the upper limit frequency (step S106), and if it has reached the upper limit frequency (step S106: yes), outputs an alarm sound from the buzzer 212 (step S106). S110). On the other hand, when the drive frequency has not reached the upper limit frequency (step S106: no), it is determined whether or not the supply flow rate has reached the upper limit supply flow rate (step S108), and has reached the upper limit supply flow rate. In the case (step S108: yes), an alarm sound is output from the buzzer 212 (step S110). Even if the drive frequency reaches the upper limit frequency (step S106: yes) and the supply flow rate reaches the upper limit supply flow rate (step S108: yes), the alarm sound output by the buzzer 212 may be different. good. Here, the alarm sound is output from the buzzer 212. However, the present invention is not limited to this, and an alarm lamp may be turned on, a warning screen may be displayed, or the applicator 100 may be vibrated. The buzzer 212 of this embodiment corresponds to the “first notification unit” and the “second notification unit” in the present invention.

一方、駆動周波数が上限周波数に達しておらず（ステップＳ１０６：ｎｏ）、且つ供給流量が上限供給流量に達していない場合は（ステップＳ１０８：ｎｏ）、決定した駆動周波数で圧電素子１１２に駆動電圧を印加し、且つ決定した供給流量でアプリケーター１００に液体を供給するように液体供給手段３００に制御振動を出力する（ステップＳ１１２）。その後、医療機器１０の運転が停止か否か、すなわち、操作者が制御部２００の操作部２０８を操作して、医療機器１０の運転停止が支持されたか否かを判断する（ステップＳ１１４）。その結果、運転停止ではないと判断した場合は（ステップＳ１１４：ｎｏ）、再びステップＳ１００に戻って、上述した一連の処理を繰り返す。これに対して、運転停止と判断した場合は（ステップＳ１１４：ｙｅｓ）、図４の運転制御処理を終了する。本実施例の医療機器１０では、以上のようにして、ノズル１０８の移動速度に応じて駆動周波数を変化させるので、安定した切除深さで生物組織を切除することが可能となる。この点について補足して説明する。 On the other hand, when the drive frequency has not reached the upper limit frequency (step S106: no) and the supply flow rate has not reached the upper limit supply flow rate (step S108: no), the drive voltage is applied to the piezoelectric element 112 at the determined drive frequency. And a control vibration is output to the liquid supply means 300 so that the liquid is supplied to the applicator 100 at the determined supply flow rate (step S112). Thereafter, it is determined whether or not the operation of the medical device 10 is stopped, that is, whether or not the operation of the medical device 10 is supported by the operator operating the operation unit 208 of the control unit 200 (step S114). As a result, when it is determined that the operation is not stopped (step S114: no), the process returns to step S100 again to repeat the series of processes described above. On the other hand, when it is determined that the operation is stopped (step S114: yes), the operation control process of FIG. 4 is terminated. In the medical device 10 of the present embodiment, the driving frequency is changed according to the moving speed of the nozzle 108 as described above, so that it is possible to excise the biological tissue with a stable excision depth. This point will be supplementarily described.

図７は、ノズル１０８の移動速度によらず、同じ駆動周波数で圧電素子１１２を駆動した場合を示した説明図である。図７（ａ）にはノズル１０８の移動速度が遅い場合が例示されており、図７（ｂ）には移動速度が速い場合が例示されている。駆動周波数が同じであれば、単位単位時間あたりにノズル１０８からパルス状に液体を噴射する回数は同じとなる。従って、例えば図７（ｂ）に示すように、ノズル１０８の移動速度が速くなると、液体がまばらに噴射されるようになる（単位長さ当たりに液体が噴射される回数が少なくなる）。その結果、図７（ａ）に比べて図７（ｂ）では生物組織の切除深さが浅くなる。逆に言えば、ノズル１０８の移動速度が速くなった時に、駆動周波数を増加させれば、切除深さを同じ深さに保つことができる。ノズル１０８の移動速度が遅くなった場合も同様なことが成り立つ。すなわち、ノズル１０８の移動速度が遅くなった場合は液体が密に噴射される（単位長さ当たりに液体が噴射される回数が多くなる）ので、生物組織の切除深さが深くなる。従って、ノズル１０８の移動速度が遅くなった時に駆動周波数を減少させれば、切除深さを保つことができる。 FIG. 7 is an explanatory diagram showing a case where the piezoelectric element 112 is driven at the same drive frequency regardless of the moving speed of the nozzle 108. FIG. 7A illustrates a case where the moving speed of the nozzle 108 is slow, and FIG. 7B illustrates a case where the moving speed is fast. If the driving frequency is the same, the number of times that the liquid is ejected in a pulse form from the nozzle 108 per unit unit time is the same. Therefore, for example, as shown in FIG. 7B, when the moving speed of the nozzle 108 increases, the liquid is ejected sparsely (the number of times the liquid is ejected per unit length decreases). As a result, the excision depth of the biological tissue is shallower in FIG. 7B than in FIG. 7A. Conversely, if the drive frequency is increased when the moving speed of the nozzle 108 is increased, the cutting depth can be kept at the same depth. The same holds true when the moving speed of the nozzle 108 becomes slow. That is, when the moving speed of the nozzle 108 becomes slow, the liquid is ejected densely (the number of times the liquid is ejected per unit length increases), and thus the excision depth of the biological tissue becomes deep. Therefore, if the drive frequency is decreased when the moving speed of the nozzle 108 becomes slow, the cutting depth can be maintained.

また、アプリケーター１００がノズル１０８から噴射する液体は、液体供給手段３００から供給されている。従って、ノズル１０８から液体が噴射できるためには、液体供給手段３００から必要な流量の液体が供給されていることが必要となるが、液体供給手段３００の供給流量にも上限値（上限供給流量）が存在している。上限供給流量を超えると、ノズル１０８から正常な状態で液体を噴射できなくなって、安定した切除深さを保つことができなくなる。そこで、本実施例の医療機器１０では、駆動周波数に上限周波数が設けられていると共に、駆動周波数が上限周波数に達するか、あるいは供給流量が上限供給流量に達すると警報音が出力されて、医療機器１０の操作者が、その旨を容易に認識できるようになっている。 The liquid ejected from the nozzle 108 by the applicator 100 is supplied from the liquid supply means 300. Therefore, in order to be able to eject the liquid from the nozzle 108, it is necessary that the liquid supply unit 300 is supplied with a necessary flow rate of liquid, but the supply flow rate of the liquid supply unit 300 is also an upper limit value (upper limit supply flow rate). ) Exists. If the upper limit supply flow rate is exceeded, liquid cannot be ejected from the nozzle 108 in a normal state, and a stable cutting depth cannot be maintained. Therefore, in the medical device 10 of the present embodiment, an upper limit frequency is provided for the drive frequency, and an alarm sound is output when the drive frequency reaches the upper limit frequency or when the supply flow rate reaches the upper limit supply flow rate. The operator of the device 10 can easily recognize that fact.

Ｃ．変形例：
上述した本実施例の医療機器１０には幾つかの変形例が存在している。以下では、これらの変形例について簡単に説明する。 C. Modified example:
There are several variations of the medical device 10 of the present embodiment described above. Hereinafter, these modified examples will be briefly described.

Ｃ−１．第１変形例：
上述した実施例では、ノズル１０８の移動速度に応じて一意的に駆動周波数が決定されるものとして説明した。しかし、医療機器１０の操作者が、制御部２００の操作部２０８を操作することによって、ノズル１０８の移動速度に応じた駆動周波数を適宜選択可能としても良い。例えば、図８に例示されるように、ノズル１０８の移動速度に応じて駆動周波数が設定されたテーブルを、制御部２００のＲＯＭ２０４に複数種類記憶しておく。そして、医療機器１０の操作者が操作部２０８を操作することによって、テーブルを指定可能としても良い。こうすれば、ノズル１０８の移動速度に拘わらず、選択されたテーブルに対応する切除深さで生物組織を切開することが可能となる。尚、ノズル１０８の移動速度に応じて駆動周波数が設定されたテーブルは、本発明における「対応関係」に対応しており、複数種類のテーブルを記憶しているＲＯＭ２０４は、本発明における「対応関係記憶手段」に対応する。また、ＲＯＭ２０４に記憶されたテーブルを選択するために操作者が操作する操作部２０８は、本発明における「対応関係選択手段」に対応する。 C-1. First modification:
In the above-described embodiments, it has been described that the drive frequency is uniquely determined according to the moving speed of the nozzle 108. However, the operator of the medical device 10 may be able to appropriately select a driving frequency according to the moving speed of the nozzle 108 by operating the operation unit 208 of the control unit 200. For example, as illustrated in FIG. 8, a plurality of types of tables in which the driving frequency is set according to the moving speed of the nozzle 108 are stored in the ROM 204 of the control unit 200. The table may be specified by the operator of the medical device 10 operating the operation unit 208. By doing so, it becomes possible to cut the biological tissue at a cutting depth corresponding to the selected table regardless of the moving speed of the nozzle 108. The table in which the drive frequency is set according to the moving speed of the nozzle 108 corresponds to the “correspondence” in the present invention, and the ROM 204 storing a plurality of types of tables corresponds to the “correspondence relationship” in the present invention. Corresponds to "memory means". The operation unit 208 operated by the operator to select the table stored in the ROM 204 corresponds to “correspondence selection unit” in the present invention.

Ｃ−２．第２変形例：
上述した実施例では、液体供給手段３００がアプリケーター１００に供給する液体の供給流量が、駆動周波数にほぼ比例するものとして説明した。しかし、駆動周波数に比例する供給流量よりも、常に多めの液体がアプリケーター１００に供給されるように、供給流量を設定しても良い。図９には、このように供給流量を設定する方法が示されている。図示した例では、駆動周波数に対する液体供給手段３００の供給流量は、次のようにして設定されている。まず、駆動周波数にアプリケーター１００の噴射体積（圧電素子１１２が１回駆動されることによって噴射される液体の体積）に、駆動周波数を乗算した流量に対して、予め定めたマージン（余裕の流量）を加算する。そして、加算値が液体供給手段３００の上限供給流量に達した場合は、上限供給流量で保持するように設定しても良い。 C-2. Second modification:
In the embodiment described above, the liquid supply flow rate supplied to the applicator 100 by the liquid supply unit 300 is described as being substantially proportional to the drive frequency. However, the supply flow rate may be set so that more liquid is always supplied to the applicator 100 than the supply flow rate proportional to the drive frequency. FIG. 9 shows a method for setting the supply flow rate in this way. In the illustrated example, the supply flow rate of the liquid supply unit 300 with respect to the drive frequency is set as follows. First, a predetermined margin (a marginal flow rate) with respect to a flow rate obtained by multiplying the drive frequency by the drive frequency and the spray volume of the applicator 100 (volume of the liquid ejected by the piezoelectric element 112 being driven once). Is added. Then, when the added value reaches the upper limit supply flow rate of the liquid supply means 300, it may be set to hold at the upper limit supply flow rate.

ノズル１０８の移動速度は急激に変化し得るが、液体供給手段３００からアプリケーター１００に供給する液体の流量は、ノズル１０８の移動速度のようには急激に変化することができない。従って、ノズル１０８の移動速度が急に増加して、液体供給手段３００からの液体の供給が瞬間的に間に合わなくなるような場合でも、予め多めに供給流量が設定されているので、液体の供給が足らなくなる事態を回避することが可能となる。 Although the moving speed of the nozzle 108 can change rapidly, the flow rate of the liquid supplied from the liquid supply means 300 to the applicator 100 cannot change as rapidly as the moving speed of the nozzle 108. Accordingly, even when the moving speed of the nozzle 108 increases suddenly and the supply of the liquid from the liquid supply means 300 is not in time, the supply flow rate is set in advance, so that the supply of the liquid is not performed. It becomes possible to avoid the situation where it runs short.

Ｃ−３．第３変形例：
上述した実施例では、圧電素子１１２に駆動電圧を印加して液体室１１０の容積を減少させることによって、ノズル１０８からパルス状に液体を噴射するものとして説明した。しかし、レーザー光をパルス状に照射することによって、ノズル１０８からパルス状に液体を噴射するものとしてもよい。 C-3. Third modification:
In the above-described embodiments, it has been described that the liquid is ejected from the nozzle 108 in a pulsed manner by applying a driving voltage to the piezoelectric element 112 to reduce the volume of the liquid chamber 110. However, the liquid may be ejected in a pulse form from the nozzle 108 by irradiating the laser beam in a pulse form.

図１０に示した例では、制御部２００内にレーザー発振器１４０が搭載されており、レーザー発振器１４０からのレーザー光が光ファイバーケーブル１４０ｆで液体室１１０に導かれている。このような第３変形例の医療機器１０では、レーザー発振器１４０からパルス状のレーザーを発射して、液体室１１０内でレーザーが照射された液体を瞬間的に沸騰させることができる。その結果、液体室１１０内の液体が加圧されて、ノズル１０８からパルス状に液体を噴射することができる。 In the example shown in FIG. 10, a laser oscillator 140 is mounted in the control unit 200, and laser light from the laser oscillator 140 is guided to the liquid chamber 110 by an optical fiber cable 140f. In the medical device 10 of the third modified example, a pulsed laser is emitted from the laser oscillator 140, and the liquid irradiated with the laser in the liquid chamber 110 can be boiled instantaneously. As a result, the liquid in the liquid chamber 110 is pressurized, and the liquid can be ejected from the nozzle 108 in pulses.

Ｃ−４．第４変形例：
また、液体室１１０にヒーター１５０を設けておき、ヒーター１５０に通電して瞬間的に液体を沸騰させることによって、ノズル１０８からパルス状に液体を噴射するものとしてもよい。 C-4. Fourth modification:
Alternatively, a heater 150 may be provided in the liquid chamber 110, and the liquid may be jetted from the nozzle 108 in a pulsed manner by energizing the heater 150 and boiling the liquid instantaneously.

図１１に示した例では、液体室１１０の一部にヒーター１５０が組み込まれており、制御部２００からパルス状に電流を供給可能となっている。こうすれば液体室１１０内でヒーター１５０に接する部分の液体を瞬間的に沸騰させることができるので、液体室１１０内の液体を加圧することができる。その結果、ノズル１０８からパルス状に液体を噴射することができる。 In the example shown in FIG. 11, a heater 150 is incorporated in a part of the liquid chamber 110, and current can be supplied in a pulse form from the control unit 200. By doing so, the liquid in the portion in contact with the heater 150 in the liquid chamber 110 can be boiled instantaneously, so that the liquid in the liquid chamber 110 can be pressurized. As a result, the liquid can be ejected from the nozzle 108 in a pulse shape.

以上、本発明の医療機器について、実施例および変形例を用いて説明したが、本発明は上記の実施例および変形例に限られるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の態様で実施することが可能である。 As mentioned above, although the medical device of this invention was demonstrated using the Example and modification, this invention is not restricted to said Example and modification, In the range which does not deviate from the summary, it implements with various aspects. Is possible.

１０…医療機器、１００…アプリケーター、１０１…底板、
１０２…第１ケース、１０２ｃ…凹部、１０２ｈ…貫通穴、
１０４…第２ケース、１０４ｃ…凹部、１０４ｉ…供給通路、
１０４ｏ…噴射通路、１０６…液体噴射管、１０８…ノズル、
１１０…液体室、１１２…圧電素子、１１４…ダイアフラム、
１１６…円形シム、１２０…補強板、１３０…加速度センサー、
１４０…レーザー発振器、１４０ｆ…光ファイバーケーブル、
１５０…ヒーター、２００…制御部、２０２…ＣＰＵ、
２０４…ＲＯＭ、２０６…ＲＡＭ、２０８…操作部、
２１０…入出力部、２１２…ブザー、３００…液体供給手段、
３０２…第１接続チューブ、３０４…第２接続チューブ、３０６…液体容器 10 ... medical equipment, 100 ... applicator, 101 ... bottom plate,
102 ... 1st case, 102c ... Recessed part, 102h ... Through-hole,
104 ... 2nd case, 104c ... Recessed part, 104i ... Supply passage,
104o ... injection passage, 106 ... liquid injection pipe, 108 ... nozzle,
110 ... Liquid chamber, 112 ... Piezoelectric element, 114 ... Diaphragm,
116: circular shim, 120 ... reinforcing plate, 130 ... acceleration sensor,
140: Laser oscillator, 140f: Optical fiber cable,
150 ... heater, 200 ... control unit, 202 ... CPU,
204 ... ROM, 206 ... RAM, 208 ... operation unit,
210 ... Input / output unit, 212 ... Buzzer, 300 ... Liquid supply means,
302 ... 1st connection tube, 304 ... 2nd connection tube, 306 ... Liquid container

Claims

A medical device that ejects liquid from a nozzle provided at the tip of a liquid ejection tube,
A pulsation generator that changes the volume of the liquid chamber connected to the liquid ejection pipe by displacement of a piezoelectric element to generate pulsation in the liquid;
Liquid supply means for supplying the liquid to the liquid chamber;
A moving speed detecting means for detecting a moving speed of the nozzle;
A pulsation generator control means for increasing the driving frequency of the piezoelectric element when the moving speed of the nozzle is increased, or decreasing the driving frequency of the piezoelectric element when the moving speed of the nozzle is reduced;
A medical device comprising:

The medical device according to claim 1,
The pulsation generator control means includes
Correspondence storage means for storing a plurality of types of correspondence between the movement speed of the nozzle and the drive frequency of the piezoelectric element;
Correspondence relation selecting means for selecting one correspondence relation from a plurality of types of correspondence relations,
A medical device which is means for determining the driving frequency corresponding to the moving speed of the nozzle by referring to the selected correspondence.

The medical device according to claim 1 or 2,
The pulsation generating unit control means is a medical device that is a means for changing the supply flow rate of the liquid supplied to the liquid chamber by the liquid supply means in accordance with the drive frequency.

The medical device according to claim 3,
The pulsation generator control unit is a medical device that is a unit that increases the supply flow rate as the drive frequency increases.

The medical device according to claim 4,
The pulsation generator control means is a medical device which is means for holding the drive frequency at a predetermined upper limit frequency when the moving speed of the nozzle reaches a predetermined upper limit speed.

The medical device according to claim 4 or 5,
The pulsation generation unit control means is a medical device that is a means for holding the supply flow rate at a predetermined upper limit supply flow rate when the drive frequency reaches a predetermined upper limit frequency.

The medical device according to any one of claims 3 to 6,
The pulsation generator control means controls the liquid supply means so that the supply flow rate is larger than a flow rate obtained by multiplying the volume reduction amount of the liquid chamber by the pulsation generator by the drive frequency. A medical device that is a means to control.