JP5949209B2

JP5949209B2 - Medical equipment

Info

Publication number: JP5949209B2
Application number: JP2012142743A
Authority: JP
Inventors: 小島　英揮; 英揮小島; 瀬戸　毅; 毅瀬戸; 博一関野; 和見内田
Original assignee: Seiko Epson Corp
Current assignee: Seiko Epson Corp
Priority date: 2012-06-26
Filing date: 2012-06-26
Publication date: 2016-07-06
Anticipated expiration: 2032-06-26
Also published as: JP2014004199A

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一定周期でパルス状に噴射しながら、生物組織に向けたノズルの先端を操作者が移動させ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。こうした医療機器は、液体の衝撃力で切開あるいは切除しているので、電気メスなどのように生物組織に熱損傷を与えることがなく、また、血管や神経などの組織を傷付けることがないという優れた特性を有している。 Medical devices that cut a biological tissue by injecting a pressurized liquid are known. For example, Patent Document 1 discloses a medical device that incises or excises a biological tissue by an operator moving the tip of the nozzle toward the biological tissue while ejecting a pressurized liquid in a pulsed manner from the nozzle in a fixed cycle. Is disclosed. Since these medical devices are incised or excised by the impact force of liquid, they do not cause thermal damage to biological tissues like electric scalpels, and do not damage tissues such as blood vessels and nerves. It has the characteristics.

特開２００８−８２２０２号公報JP 2008-82202 A

しかし、特許文献１に開示された医療機器においては、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 the medical device disclosed in Patent Document 1, if the speed of moving the tip of the nozzle (moving speed) is different, the number of injections per unit length of the biological tissue changes, so the depth at which the biological tissue is excised (Resection 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、
前記液体噴射管が立設され、前記液体噴射管に接続された液体室が内部に形成された液体噴射部と、
前記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、
前記液体噴射部に取り付けられて、前記液体が噴射される箇所の画像である対象画像を所定の時間間隔で撮影する撮影部と、
前記所定の時間間隔で得られた前記対象画像を比較することによって、前記液体が噴射される箇所の移動距離を前記対象画像上で検出する移動距離検出手段と、
前記移動距離に基づいて、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 liquid ejecting section in which the liquid ejecting pipe is erected and a liquid chamber connected to the liquid ejecting pipe is formed;
A pulsation generator for changing the volume of the liquid chamber by displacement of a piezoelectric element and generating pulsation in the liquid;
Liquid supply means for supplying the liquid to the liquid chamber;
An imaging unit that is attached to the liquid ejecting unit and captures a target image, which is an image of a portion where the liquid is ejected, at a predetermined time interval;
A moving distance detecting means for detecting a moving distance of a portion where the liquid is ejected on the target image by comparing the target images obtained at the predetermined time interval;
A moving speed detecting means for detecting a moving speed of the nozzle based on the moving distance;
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。また、所定の時間間隔で撮影された対象画像（液体が噴射される箇所の画像）を比較することによって、ノズルの移動速度を検出する。そして、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。 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. Further, the moving speed of the nozzle is detected by comparing target images (images of a portion where liquid is ejected) taken at a predetermined time interval. And if the moving speed of a nozzle becomes high, the drive frequency of a piezoelectric element will be increased. Alternatively, when the moving speed of the nozzle becomes slow, the driving frequency of the piezoelectric element is decreased.

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、撮影部によって、複数の方向から対象画像を撮影することとする。そして、複数の方向から得られた対象画像を解析することによって液体が噴射される箇所とノズルとの間の距離を検出し、その距離も考慮してノズルの移動速度を検出することとしてもよい。 In the medical device of the present invention described above, the target image is taken from a plurality of directions by the photographing unit. Then, by analyzing the target image obtained from a plurality of directions, the distance between the location where the liquid is ejected and the nozzle may be detected, and the moving speed of the nozzle may be detected in consideration of the distance. .

液体が噴射される箇所とノズルとの間の距離を考慮すれば、画像上でのノズルの移動距離からノズルの移動速度を精度よく求めることができる。その結果、ノズルの移動速度に応じた駆動周波数で圧電素子を駆動することによって、より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。 Considering the distance between the location where the liquid is ejected and the nozzle, the moving speed of the nozzle can be accurately obtained from the moving distance of the nozzle on the image. As a result, the biological tissue can be excised with a more stable excision depth by driving the piezoelectric element at a driving frequency corresponding to the moving speed of the nozzle.

また、上述した本発明の医療機器においては、液体噴射部に対して撮影部を着脱可能に設けることとしてもよい。 In the medical device of the present invention described above, the imaging unit may be provided detachably with respect to the liquid ejecting unit.

医療機器を使用する際には、衛生面を考慮して、液体噴射部および液体噴射管を使い捨てとする場合がある。このような場合でも、液体噴射部に対して撮影部を着脱可能に設けておけば、使用済みの液体噴射部および液体噴射管を廃棄する際、高価な撮影部を取り外して再利用することができる。その結果、医療機器のランニングコストを抑制することが可能となる。 When using a medical device, the liquid ejecting unit and the liquid ejecting tube may be disposable in consideration of hygiene. Even in such a case, if the photographing unit is detachably provided to the liquid ejecting unit, the expensive photographing unit can be removed and reused when the used liquid ejecting unit and the liquid ejecting tube are discarded. it can. As a result, the running cost of the medical device can be suppressed.

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. ノズルの移動速度によって生物組織の切除深さが変化するメカニズムを示した説明図である。It is explanatory drawing which showed the mechanism in which the excision depth of a biological tissue changes with the moving speed of a nozzle. 制御部が圧電素子の駆動を制御する方法を示したブロック図である。It is the block diagram which showed the method in which a control part controls the drive of a piezoelectric element. 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. 第１変形例のアプリケーターの大まかな構造を示した説明図である。It is explanatory drawing which showed the rough structure of the applicator of a 1st modification. 第２変形例のアプリケーターの大まかな構造を示した説明図である。It is explanatory drawing which showed the rough structure of the applicator of a 2nd modification. 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。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。尚、本実施例の第１ケース１０２および第２ケース１０４は、本発明における「液体噴射部」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. 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. The first case 102 and the second case 104 of the present embodiment correspond to the “liquid ejecting unit” in the present invention.

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。詳細には後述するが、制御部２００から圧電素子１１２に電圧を印加すると、液体室１１０内の液体がノズル１０８からパルス状に噴射される。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。 In addition, the first case 102 accommodates a multilayer piezoelectric element 112. As will be described in detail later, when a voltage is applied from the control unit 200 to the piezoelectric element 112, the liquid in the liquid chamber 110 is ejected from the nozzle 108 in a pulse shape. The piezoelectric element 112 of this embodiment corresponds to the “pulsation generating portion” in the present invention.

また、アプリケーター１００にはカメラ１３０が設けられている。カメラ１３０は、所定の時間間隔ごとにノズル１０８の先端付近の画像を撮影する。カメラ１３０で撮影された画像は制御部２００に入力される。詳細には後述するが、制御部２００は、撮影された画像の解析結果に基づいて、ノズル１０８の移動速度を検出する。そして、ノズル１０８の移動速度に応じて、圧電素子１１２に対して単位時間あたりに駆動電圧を印加する回数（駆動周波数）を制御する。尚、本実施例のカメラ１３０は、本発明における「撮影部」に対応し、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。 The applicator 100 is provided with a camera 130. The camera 130 captures an image near the tip of the nozzle 108 at predetermined time intervals. An image captured by the camera 130 is input to the control unit 200. As will be described in detail later, the control unit 200 detects the moving speed of the nozzle 108 based on the analysis result of the captured image. Then, the number of times (drive frequency) at which the drive voltage is applied to the piezoelectric element 112 per unit time is controlled according to the moving speed of the nozzle 108. The camera 130 of the present embodiment corresponds to the “imaging unit” in the present invention, and the control unit 200 of the present embodiment corresponds to the “pulsation generating unit control unit” 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、ノズル１０８の先端付近の画像を撮影するカメラ１３０が設けられている。カメラ１３０の出力（すなわち撮影画像）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にカメラ１３０が設けられているが、第１ケース１０２にカメラ１３０を設けてもよい。 In addition, the applicator 100 of the present embodiment is provided with a camera 130 that captures an image near the tip of the nozzle 108. The output of the camera 130 (that is, the photographed image) is input to the control unit 200 via a cable (not shown). In the example illustrated in FIG. 2, the camera 130 is provided in the second case 104, but the camera 130 may be provided in the first case 102.

このような構成のアプリケーター１００では、圧電素子１１２に電圧を印加して伸張させると、ダイアフラム１１４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、ダイアフラム１１４の変形が戻って液体室１１０が元の容積に復帰する。このため、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。また、圧電素子１１２に印加した電圧を解除して液体室１１０を元の容積に復帰させると、噴射した分の液体が液体室１１０内に供給される。そして、この状態から再び圧電素子１１２に駆動電圧を印加すると、液体室１１０の容積が減少して液体室１１０内の液体がノズル１０８からパルス状に噴射される。このため、圧電素子１１２に対して所定の駆動周波数で駆動電圧を印加することによって液体室１１０内の液体が脈動し、ノズル１０８からパルス状の液体が一定周期で噴射される。尚、液体をパルス状に噴射するとは、噴射する液体の流量または移動速度が周期的または不定期に変動した液体の噴射を意味する。パルス状の噴射の一例として、液体の噴射と非噴射とを繰り返す間欠噴射が挙げられるが、噴射する液体の流量または移動速度が周期的または不定期に変動していればよく、必ずしも間欠噴射である必要はない。 In the applicator 100 having such a configuration, when a voltage is applied to the piezoelectric element 112 and expanded, the diaphragm 114 is deformed and the volume of the liquid chamber 110 decreases, and when the voltage applied to the piezoelectric element 112 is released, the diaphragm 114 is released. Thus, the liquid chamber 110 returns to its original volume. Therefore, when the volume of the liquid chamber 110 is reduced by applying a driving voltage to the piezoelectric element 112 while supplying the liquid to the liquid chamber 110, the liquid in the liquid chamber 110 is pressurized and ejected from the nozzle 108 in pulses. Is done. Further, when the voltage applied to the piezoelectric element 112 is released and the liquid chamber 110 is returned to the original volume, the ejected liquid is supplied into the liquid chamber 110. When a driving voltage is applied to the piezoelectric element 112 again from this state, the volume of the liquid chamber 110 decreases and the liquid in the liquid chamber 110 is ejected from the nozzle 108 in a pulsed manner. For this reason, by applying a driving voltage to the piezoelectric element 112 at a predetermined driving frequency, the liquid in the liquid chamber 110 pulsates, and pulsed liquid is ejected from the nozzle 108 at a constant cycle. In addition, ejecting the liquid in a pulse form means ejecting the liquid in which the flow rate or moving speed of the ejected liquid fluctuates periodically or irregularly. An example of pulsed injection is intermittent injection in which liquid injection and non-injection are repeated. However, the flow rate or moving speed of the liquid to be injected only needs to fluctuate periodically or irregularly. There is no need.

ここで、パルス状の液体を一定周期で噴射しながら生物組織を切開あるいは切除する場合、操作者がノズル１０８の位置を移動させる速度によって、生物組織が切除される深さ（切除深さ）が変化する。これは以下のような理由による。 Here, when the biological tissue is incised or excised while ejecting the pulsed liquid at a constant cycle, the depth at which the biological tissue is excised (excision depth) depends on the speed at which the operator moves the position of the nozzle 108. Change. This is due to the following reasons.

図３は、ノズル１０８の移動速度によって生物組織の切除深さが変化するメカニズムを示した説明図である。図３（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３（ｂ）には移動速度が速い場合が例示されている。圧電素子１１２に駆動電圧を印加する駆動周波数が同じであれば、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３（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３（ａ）に比べて図３（ｂ）では生物組織の切除深さが浅くなる。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。 FIG. 3 is an explanatory diagram showing a mechanism by which the excision depth of the biological tissue changes depending on the moving speed of the nozzle 108. FIG. 3A illustrates a case where the moving speed of the nozzle 108 is slow, and FIG. 3B illustrates a case where the moving speed is fast. If the drive frequency at which the drive voltage is applied to the piezoelectric element 112 is the same, the number of times that the liquid is ejected in pulses from the nozzle 108 per unit time is the same. Therefore, for example, as shown in FIG. 3B, 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 is reduced). As a result, the excision depth of the biological tissue is shallower in FIG. 3 (b) than in FIG. 3 (a). 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.

このように、ノズル１０８を移動させる速度によって生物組織の切除深さが変化すると、安定した深さで切除することが困難となる。また、操作者がノズル１０８の移動速度を変化させた覚えがない場合は、あたかも医療機器１０の切れ味が変化したかのように誤解させてしまうので好ましくない。そこで本実施例の医療機器１０では、以下のように圧電素子１１２の駆動を制御することによって、ノズル１０８の移動速度によって生物組織の切除深さが変化することを回避している。 Thus, when the excision depth of the biological tissue changes depending on the speed at which the nozzle 108 is moved, it becomes difficult to excise at a stable depth. Further, when the operator does not remember changing the moving speed of the nozzle 108, it is not preferable because the operator misunderstands as if the sharpness of the medical device 10 has changed. Therefore, in the medical device 10 according to the present embodiment, by controlling the driving of the piezoelectric element 112 as follows, the excision depth of the biological tissue is avoided from changing depending on the moving speed of the nozzle 108.

図４は、本実施例の制御部２００が圧電素子１１２の駆動を制御する方法を示したブロック図である。図示されているように、本実施例のアプリケーター１００にはカメラ１３０が設けられている。アプリケーター１００を操作して生物組織を切開あるいは切除している間は、カメラ１３０によってノズル１０８の先端付近の画像（液体の衝突箇所の近傍の画像）が所定の時間間隔で撮影される。撮影された画像が制御部２００に入力されると、制御部２００は、入力された画像を解析し、解析結果に基づいてノズル１０８の移動速度を算出する。 FIG. 4 is a block diagram illustrating a method for controlling the driving of the piezoelectric element 112 by the control unit 200 according to the present embodiment. As shown in the drawing, the applicator 100 of this embodiment is provided with a camera 130. While operating the applicator 100 to incise or excise the biological tissue, the camera 130 captures an image near the tip of the nozzle 108 (an image near the liquid collision site) at predetermined time intervals. When the photographed image is input to the control unit 200, the control unit 200 analyzes the input image and calculates the moving speed of the nozzle 108 based on the analysis result.

ノズル１０８の移動速度は以下のようにして算出する。先ず、今回撮影した画像の１つ前に撮影した画像を読み出す。カメラ１３０はノズル１０８の先端付近の画像を所定の時間間隔で撮影しており、撮影された画像は制御部２００のＲＡＭ（図示せず）に記憶される。そこで、前回撮影した画像を制御部２００のＲＡＭから読み出す。 The moving speed of the nozzle 108 is calculated as follows. First, an image captured immediately before the image captured this time is read out. The camera 130 captures images near the tip of the nozzle 108 at predetermined time intervals, and the captured images are stored in a RAM (not shown) of the control unit 200. Therefore, the previously captured image is read from the RAM of the control unit 200.

前回撮影した画像を読み出したら、画像相関によって、前回撮影した画像中の所定の画像パターンと類似する画像パターンを今回撮影した画像中から検出する。カメラ１３０が画像を撮影する時間間隔は十分に短く設定されているので、今回の画像中から前回の画像中の所定の画像パターンと類似の画像パターンが確実に検出される。 When the previously captured image is read, an image pattern similar to a predetermined image pattern in the previously captured image is detected from the currently captured image by image correlation. Since the time interval at which the camera 130 captures an image is set sufficiently short, an image pattern similar to a predetermined image pattern in the previous image is reliably detected from the current image.

今回の画像中から所定の画像パターンと類似の画像パターンを検出したら、画像パターンの移動距離を検出する。画像上では、画像パターンが何画素分、移動したかが分かるので、移動した画素数を実際の距離に変換することによって画像パターンの移動距離を検出する。こうして検出した画像パターンの移動距離は、ノズル１０８の移動距離（正確には、液体の衝突箇所の移動距離）に相当する。そこで、移動距離をカメラ１３０の撮影時間間隔で除算することによって、ノズル１０８の移動速度を算出する。 When an image pattern similar to the predetermined image pattern is detected from the current image, the moving distance of the image pattern is detected. Since it is known how many pixels the image pattern has moved on the image, the moving distance of the image pattern is detected by converting the number of moved pixels into the actual distance. The movement distance of the image pattern detected in this way corresponds to the movement distance of the nozzle 108 (more precisely, the movement distance of the liquid collision point). Therefore, the moving speed of the nozzle 108 is calculated by dividing the moving distance by the shooting time interval of the camera 130.

尚、本実施例の制御部２００は、所定の時間間隔で得られた画像を比較することによって液体の衝突箇所の移動距離を画像上で検出し、その移動距離に基づいて、ノズルの移動速度を算出している。従って、本実施例の制御部２００は、本発明の「移動距離検出手段」および「移動速度検出手段」に対応する。 Note that the control unit 200 according to the present embodiment detects the moving distance of the collision point of the liquid on the image by comparing the images obtained at predetermined time intervals, and the moving speed of the nozzle based on the moving distance. Is calculated. Therefore, the control unit 200 of this embodiment corresponds to the “movement distance detection unit” and the “movement speed detection unit” of the present invention.

ノズル１０８の移動速度を算出したら、移動速度に応じて圧電素子１１２の駆動周波数を決定する。ノズル１０８の移動速度に応じた駆動周波数は、制御部２００のＲＯＭ（図示せず）に予め記憶された以下のようなテーブルを参照することによって決定する。 After calculating the moving speed of the nozzle 108, the drive frequency of the piezoelectric element 112 is determined according to the moving speed. The driving frequency corresponding to the moving speed of the nozzle 108 is determined by referring to the following table stored in advance in a ROM (not shown) of the control unit 200.

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。このため、駆動周波数の値が大きくなり過ぎて液体室１１０への液体の供給が追い付かなくなり、その結果としてノズル１０８から液体を噴射できなくなってしまうことが回避される。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。 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. 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. For this reason, it is avoided that the value of the driving frequency becomes too large to supply the liquid to the liquid chamber 110, and as a result, the liquid cannot be ejected from the nozzle 108. 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.

以上のようなテーブルを参照して圧電素子１１２の駆動周波数を決定したら、図４に示されているように、決定した駆動周波数で圧電素子１１２を駆動する。このようにして本実施例の制御部２００は、カメラ１３０から画像が入力される度に入力された画像に基づいてノズル１０８の移動速度を算出し、その移動速度に応じた駆動周波数で圧電素子１１２を駆動する。 When the driving frequency of the piezoelectric element 112 is determined with reference to the table as described above, the piezoelectric element 112 is driven at the determined driving frequency as shown in FIG. In this way, the control unit 200 according to the present embodiment calculates the moving speed of the nozzle 108 based on the input image every time an image is input from the camera 130, and the piezoelectric element with the driving frequency corresponding to the moving speed. 112 is driven.

このような制御を行うことによって、本実施例の医療機器１０では、ノズル１０８の移動速度が速くなるときには圧電素子１１２の駆動周波数を増加させ、ノズル１０８の移動速度が遅くなるときには駆動周波数を減少させることができる。その結果、ノズル１０８の移動速度が変化しても、ノズル１０８の単位長さあたりの液体の噴射回数を一定とすることができるので、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。 By performing such control, in the medical device 10 of the present embodiment, when the moving speed of the nozzle 108 increases, the driving frequency of the piezoelectric element 112 is increased, and when the moving speed of the nozzle 108 decreases, the driving frequency is decreased. Can be made. As a result, even when the moving speed of the nozzle 108 changes, the number of times of jetting the liquid per unit length of the nozzle 108 can be made constant, so that biological tissue can be excised with a stable excision depth. Become.

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。尚、以下に説明する変形例において、上述した実施例と同様の構成部分については、本実施例と同様の符号を付し、その詳細な説明は省略する。 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. In the modified example described below, the same components as those in the above-described embodiment are denoted by the same reference numerals as those in the present embodiment, and detailed description thereof is omitted.

Ｃ−１．第１変形例：
上述した実施例では、アプリケーター１００に１つのカメラ１３０を設けておき、このカメラ１３０で撮影された画像を解析することによって、ノズル１０８の移動速度を算出するものと説明した。これに対して、アプリケーター１００に複数のカメラ１３０を設けておき、複数のカメラ１３０で複数の方向から撮影された画像を解析することによって、ノズルの移動速度を算出することとしてもよい。 C-1. First modification:
In the above-described embodiment, it has been described that one camera 130 is provided in the applicator 100 and the moving speed of the nozzle 108 is calculated by analyzing an image captured by the camera 130. On the other hand, a plurality of cameras 130 may be provided in the applicator 100, and the moving speed of the nozzle may be calculated by analyzing images captured from a plurality of directions with the plurality of cameras 130.

図６は、第１変形例のアプリケーター１００の大まかな構造を示した説明図である。第１変形例のアプリケーター１００には、第２ケース１０４の複数箇所（図６に示した例では２か所）にカメラ１３０が設けられている。このようなアプリケーター１００を有する第１変形例の医療機器１０では、２つのカメラ１３０を用いてノズル１０８の先端付近の画像を撮影する。こうして撮影された２つの画像のズレ量（視差量）を検出することによって、ノズル１０８の先端から液体の衝突箇所までの距離を検出することが可能となっている。 FIG. 6 is an explanatory diagram showing a rough structure of the applicator 100 of the first modification. The applicator 100 of the first modification is provided with cameras 130 at a plurality of locations (two locations in the example shown in FIG. 6) of the second case 104. In the medical device 10 of the first modified example having such an applicator 100, an image near the tip of the nozzle 108 is taken using two cameras 130. By detecting the amount of deviation (parallax amount) between the two images thus captured, it is possible to detect the distance from the tip of the nozzle 108 to the liquid collision location.

ノズル１０８の先端から液体の衝突箇所までの距離が分かれば、その距離を考慮して、画像上でのノズル１０８の移動距離を実際の移動距離に変換することができる。従って、ノズル１０８の移動距離を精度よく検出することができ、ノズル１０８の移動速度の検出精度を向上させることができる。その結果、ノズル１０８の移動速度に応じた駆動周波数で圧電素子１１２を駆動することによって、より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 distance from the tip of the nozzle 108 to the liquid collision location is known, the movement distance of the nozzle 108 on the image can be converted into an actual movement distance in consideration of the distance. Therefore, the moving distance of the nozzle 108 can be detected with high accuracy, and the detection accuracy of the moving speed of the nozzle 108 can be improved. As a result, the biological tissue can be excised with a more stable excision depth by driving the piezoelectric element 112 at a driving frequency corresponding to the moving speed of the nozzle 108.

Ｃ−２．第２変形例：
上述した実施例および第１変形例では、カメラ１３０はアプリケーター１００に固定されているものと説明した。しかし、カメラ１３０はアプリケーター１００に対して着脱可能に設けることとしてもよい。 C-2. Second modification:
In the above-described embodiment and the first modification, it has been described that the camera 130 is fixed to the applicator 100. However, the camera 130 may be provided so as to be detachable from the applicator 100.

図７は、第２変形例のアプリケーター１００の大まかな構造を示した説明図である。図示した第２変形例のアプリケーター１００では、カメラ１３０が取付部１３２を介してアプリケーター１００に取り付けられる。取付部１３２は、第２ケース１０４の外径と同じ内径の円環部材１３４と、円環部材１３４に設けられたネジ１３６とから構成されている。またカメラ１３０は、円環部材１３４の外周面に固定されている。取付部１３２の円環部材１３４を第２ケース１０４に嵌め込んでネジ１３６を締めると、カメラ１３０がアプリケーター１００に取り付けられる。 FIG. 7 is an explanatory diagram showing a rough structure of the applicator 100 according to the second modification. In the applicator 100 of the second modification shown in the figure, the camera 130 is attached to the applicator 100 via the attachment portion 132. The attachment portion 132 includes an annular member 134 having the same inner diameter as the outer diameter of the second case 104, and a screw 136 provided on the annular member 134. The camera 130 is fixed to the outer peripheral surface of the annular member 134. When the annular member 134 of the attachment portion 132 is fitted into the second case 104 and the screw 136 is tightened, the camera 130 is attached to the applicator 100.

アプリケーター１００は、衛生面を考慮して使い捨てとされる場合がある。このような場合でも、アプリケーター１００に対してカメラ１３０を着脱可能とすれば、廃棄するアプリケーター１００から高価なカメラ１３０を取り外して、新しいアプリケーター１００に取り付ける（再利用する）ことができる。その結果、医療機器１０のランニングコストを抑制することが可能となる。 The applicator 100 may be disposable in consideration of hygiene. Even in such a case, if the camera 130 can be attached to and detached from the applicator 100, the expensive camera 130 can be detached from the applicator 100 to be discarded and attached to the new applicator 100 (reused). As a result, the running cost of the medical device 10 can be suppressed.

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８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. 8, 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９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. 9, 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…カメラ、
１３２…取付部、１３４…円環部材、１３６…ネジ、
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、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 ... camera,
132: Mounting portion, 134: Ring member, 136 ... Screw,
140: Laser oscillator, 140f: Optical fiber cable,
150 ... heater, 200 ... control unit, 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 liquid ejecting section in which the liquid ejecting pipe is erected and a liquid chamber connected to the liquid ejecting pipe is formed;
A pulsation generator for changing the volume of the liquid chamber by displacement of a piezoelectric element and generating pulsation in the liquid;
Liquid supply means for supplying the liquid to the liquid chamber;
An imaging unit that is attached to the liquid ejecting unit and captures a target image, which is an image of a portion where the liquid is ejected, at a predetermined time interval;
A moving distance detecting means for detecting a moving distance of a portion where the liquid is ejected on the target image by comparing the target images obtained at the predetermined time interval;
A moving speed detecting means for detecting a moving speed of the nozzle based on the moving distance;
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 photographing unit is a photographing unit that photographs the target image from a plurality of directions.
The moving speed detection unit detects a distance between a portion where the liquid is ejected and the nozzle by analyzing the target image obtained from the plurality of directions, and also considers the distance. A medical device that is a means for detecting the moving speed of the robot.

The medical device according to claim 1, wherein the imaging unit is detachably provided to the liquid ejecting unit.