WO2016006179A1 - 液体噴射ユニット、液体噴射装置、内視鏡装置、医療機器 - Google Patents

液体噴射ユニット、液体噴射装置、内視鏡装置、医療機器 Download PDF

Info

Publication number
WO2016006179A1
WO2016006179A1 PCT/JP2015/003140 JP2015003140W WO2016006179A1 WO 2016006179 A1 WO2016006179 A1 WO 2016006179A1 JP 2015003140 W JP2015003140 W JP 2015003140W WO 2016006179 A1 WO2016006179 A1 WO 2016006179A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
liquid
endoscope
flow path
liquid chamber
pulsating flow
Prior art date
Application number
PCT/JP2015/003140
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
小島　英揮
博一 関野
Original Assignee
セイコーエプソン株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by セイコーエプソン株式会社 filed Critical セイコーエプソン株式会社
Priority to US15/325,217 priority Critical patent/US20170196441A1/en
Priority to CN201580035846.1A priority patent/CN106488749A/zh
Publication of WO2016006179A1 publication Critical patent/WO2016006179A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/012—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor characterised by internal passages or accessories therefor
    • A61B1/015—Control of fluid supply or evacuation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00112—Connection or coupling means
    • A61B1/00119—Tubes or pipes in or with an endoscope
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00131—Accessories for endoscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/32—Surgical cutting instruments
    • A61B17/3203—Fluid jet cutting instruments
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/00234—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery
    • A61B2017/00292—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery mounted on or guided by flexible, e.g. catheter-like, means
    • A61B2017/0034—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets for minimally invasive surgery mounted on or guided by flexible, e.g. catheter-like, means adapted to be inserted through a working channel of an endoscope

Definitions

  • the present invention relates to liquid injection.
  • a configuration in which a liquid chamber for generating a pulsating flow is provided in the vicinity of an opening of an ejection tube (for example, Patent Documents 1, 2, and 3).
  • the present invention has an object to solve that it is necessary to insert a liquid chamber into an endoscope when used in combination with an endoscope. If the liquid chamber is provided in the vicinity of the opening of the ejection tube as in the above prior art, the usability of the liquid ejection unit in an application combined with an endoscope is deteriorated, or the design of the liquid chamber is restricted. Cause problems.
  • the present invention is for solving the above-described problems and can be realized as the following forms.
  • a liquid ejecting unit that is used in combination with an endoscope that includes a long tubular portion for insertion into the body and a grip portion connected to the tubular portion.
  • the liquid ejecting unit includes: a liquid chamber disposed outside the endoscope when the liquid ejecting unit is combined with the endoscope; a pulsating flow generating unit that generates a pulsating flow in the liquid chamber; An opening for ejecting the liquid; and a connection flow path that is flexible and connects the liquid chamber and the opening.
  • the liquid chamber is not inserted into the endoscope when used for an application combined with the endoscope. As a result, the usability of the liquid ejecting unit is improved and the degree of freedom in designing the liquid chamber is improved.
  • a liquid ejecting unit used in combination with an endoscope including an elongated tubular portion for insertion into the body and a gripping portion connected to the tubular portion.
  • the liquid ejecting unit includes: a pulsating flow generating unit that generates a pulsating flow in the liquid chamber; an opening for ejecting the liquid; a flexible connecting flow that connects the liquid chamber and the opening A length of the connecting flow path is longer than a length of the tubular portion.
  • connection channel is longer than the tubular part, even if the connection channel is inserted into the tubular part, the connection channel protrudes from the tubular part. Therefore, the protruding part can be gripped and operated, or the opening can be protruded from the tubular part, so that the above effect can be obtained.
  • a liquid ejecting unit includes: a pulsating flow generating unit that generates a pulsating flow in the liquid chamber; an opening for ejecting the liquid; a flexible connecting flow that connects the liquid chamber and the opening A liquid supply flow path leading to the liquid chamber as a flow path and a flow path for supplying liquid to the liquid chamber; the connection flow path and the liquid supply flow path include a Young's modulus, an outer diameter, and a wall At least one of the thickness and the Poisson's ratio is different. According to this aspect, the characteristics of the connection channel and the liquid supply channel can be made appropriate.
  • a pulsating flow is not imparted to the liquid flowing through the liquid supply channel by the pulsating flow generation unit, whereas a pulsating flow is imparted to the liquid flowing through the connection channel by the pulsating flow generation unit. That is, in this embodiment, at least one of Young's modulus, outer diameter, wall thickness, and Poisson's ratio is different between channels having different pulsating flow due to the pulsating flow generation unit. As a result, since the characteristics of the flow path can be made according to the presence or absence of the pulsating flow by the pulsating flow generation unit, the above effect can be obtained.
  • the amount of increase in the cross-sectional area of the flow path due to the predetermined internal pressure being applied to the connection flow path is the amount of flow breakage caused by the load of the predetermined internal pressure being applied to the liquid supply flow path. It may be smaller than the increase in area. According to this aspect, the characteristics of the connection flow path and the liquid supply flow path can be made more appropriate. In the connection flow path, it is preferable that the fluctuation of the cross-sectional area accompanying the fluctuation of the internal pressure is small in order to propagate the pulsating flow generated by the pulsating flow generation unit to the injection pipe without being attenuated.
  • the liquid supply flow path is not necessarily required to propagate the pulsating flow, so the flow resistance is reduced and the cost is reduced rather than reducing the increase in the cross-sectional area due to fluctuations in internal pressure. It is preferable to manufacture with priority. According to this form, it becomes easy to realize these features.
  • the volume of the liquid chamber can be changed;
  • the pulsating flow generation unit may include a volume changing unit that can change the volume of the liquid chamber.
  • a pulsating flow can be applied by changing the volume.
  • the pulsating flow generation unit may include a bubble generation unit for generating bubbles in the liquid chamber. According to this form, a pulsating flow can be imparted by the generation of bubbles.
  • the present invention can be realized in various forms.
  • the present invention can be realized in the form of a liquid ejecting apparatus including a liquid supply mechanism and a control device, an endoscope apparatus including a liquid ejecting unit, and a medical device using these.
  • FIG. 6 is a configuration diagram of a liquid ejecting unit (second embodiment). Sectional drawing of the internal structure of a pulsating flow generation unit (Embodiment 2).
  • FIG. 1 is a configuration diagram of an endoscope apparatus 10.
  • the endoscope apparatus 10 is configured by combining a liquid ejecting apparatus 20 with an endoscope 100.
  • the endoscope apparatus 10 is used as a medical device.
  • the endoscope apparatus 10 excises an affected part by providing a surgeon with an image of the inside of a patient's body and ejecting the liquid to the affected part in a pulsed manner from an injection tube 55 disposed in the distal end part 120. It has the function to do.
  • the patient is a human.
  • the pulsating flow generation unit 30 is disposed outside the endoscope 100 in a state where the liquid ejecting apparatus 20 is combined with the endoscope 100.
  • FIG. 2 shows the liquid ejecting apparatus 20.
  • the liquid ejecting apparatus 20 includes a pulsating flow generation unit 30, a liquid supply mechanism 50, a flow path 51, a liquid supply flow path 52, a connection flow path 53, a liquid container 59, a control device 70, and a signal line 71. And a signal line 72 and a foot switch 75.
  • the pulsating flow generation unit 30, the liquid supply flow path 52, the connection flow path 53, and the ejection pipe 55 constitute the liquid ejection unit 21.
  • the liquid ejection unit 21 is a module that is replaced for each operation. For this replacement, the liquid supply channel 52 is detachably connected to the liquid supply mechanism 50, and the signal line 72 is detachably connected to the pulsating flow generation unit 30.
  • the liquid supply mechanism 50 sucks the liquid stored in the liquid container 59 through the flow path 51 and supplies the liquid to the pulsating flow generation unit 30 through the liquid supply flow path 52.
  • This liquid is physiological saline.
  • the liquid supply channel 52 is made of polypropylene and has flexibility.
  • the pulsating flow generation unit 30 generates a pulsating flow in the supplied liquid.
  • the liquid in which the pulsating flow is generated is ejected from the ejection pipe 55 through the connection channel 53.
  • the control device 70 controls operations of the pulsating flow generation unit 30 and the liquid supply mechanism 50.
  • the control device 70 always transmits a signal for supplying the liquid to the liquid supply mechanism 50 via the signal line 71 during activation.
  • the control device 70 transmits a signal for generating a pulsating flow to the pulsating flow generating unit 30 via the signal line 72 while the foot switch 75 is being depressed.
  • connection flow path 53 is formed of PEEK (registered trademark) resin.
  • the PEEK resin is an insulator and has a high Young's modulus while having flexibility.
  • the injection pipe 55 is made of stainless steel and is a nozzle provided at the tip of the connection channel 53.
  • the pulse-like injection in the present application means that the injection is performed in a state where the flow rate or the flow velocity is fluctuated, and is not limited to repeating the injection and the stop of the liquid. That is, it includes various injection forms such as a form in which the injection is completely interrupted between injections and a form in which a low-pressure flow exists between the injections.
  • connection flow path 53 is designed so as not to attenuate the pulsating flow as much as possible in order to realize the above-described pulsed injection. In order to reduce the attenuation of the pulsating flow, it is preferable that the deformation of the connection flow path 53 due to the pulsating flow is small.
  • the change in the cross-sectional area of the flow path will be examined as a representative value regarding the deformation of the connection flow path 53.
  • ⁇ S ⁇ ⁇ (r in + ur MAX ) 2 ⁇ (r in + ur min ) 2 ⁇ (1)
  • r in is the inner radius when the internal pressure is zero
  • ur MAX is the increase amount of the inner radius when the maximum internal pressure P MAX is
  • ur MIN is the increase amount of the inner radius when the minimum internal pressure P MIN is Show.
  • the increase amount of the inner radius is an increment based on the case where the internal pressure is zero.
  • formula (2) is obtained.
  • ⁇ S ⁇ ⁇ 2r in ( ur MAX ⁇ ur min MIN ) + ur r MAX 2 ⁇ ur rMIN 2 ⁇ (2)
  • Equation (3) E is the Young's modulus
  • r out is the outer radius when the internal pressure is zero
  • ⁇ is the Poisson's ratio. From the equations (2) and (3), it can be said that the increase amount ⁇ S of the cross-sectional area depends on the Young's modulus E, the inner radius r in , the outer radius r out, and the Poisson's ratio ⁇ . Since the inner radius r in is (outer radius r out ⁇ wall thickness), it can be said that the increase amount ⁇ S of the cross-sectional area depends on the Young's modulus E, the outer radius r out , the wall thickness, and the Poisson's ratio ⁇ . .
  • the increase amount ⁇ S of the cross-sectional area of the liquid supply channel 52 under the same pressure condition can also be calculated.
  • Young's modulus E 1.5 GPa
  • inner radius r in 2 mm
  • outer radius r out 3 mm
  • Poisson's ratio ⁇ 0.4. Therefore, while the Young's modulus E, the inner radius r in and the outer radius r out are different from each other with respect to the connection channel 53, the wall thickness (1 mm) and the Poisson's ratio ⁇ are the same.
  • the cross-sectional area increase amount ⁇ S is calculated as 5.03 ⁇ 10 ⁇ 2 mm 2 . Therefore, the volume increase amount of the flow path per 1 m in the flow direction is 50.3 mm 3 .
  • Equation (2) In the equation (2), and ignoring the second order term of u r, becomes the following equation (4).
  • ⁇ S 2 ⁇ r in ( ur MAX -urmin ) (4)
  • u r so small value in comparison with r in, even using Equation (4), substantially the same value as the case of using Equation (2) is calculated.
  • Equation (3) Substituting equation (3) into equation (4) yields the following equation (5).
  • ⁇ P included in Expression (5) is the maximum internal pressure P MAX -the minimum internal pressure P MIN .
  • connection channel 53 has a smaller outer radius r out compared to the liquid supply channel 52, the increase in cross-sectional area ⁇ S is small under the same pressure condition because the inner radius r in is small and the Young's modulus E is large. It has become.
  • connection channel 53 of the present embodiment adopts the above values as a result of being designed in consideration of these balances.
  • the length of the connection channel 53 is a length L1.
  • the total length of the connection channel 53 and the injection pipe 55 is the length L1a. As shown in FIG. 2, these lengths are such that the connection flow path 53 and the injection pipe 55 are inserted into the endoscope 100 and the injection pipe 55 is disposed near the distal end portion 120. Is a value designed to protrude from the endoscope 100.
  • FIG. 3 is a cross-sectional view of the pulsating flow generation unit 30, the connection flow path 53, and an injection pipe 55 including an opening 56 for injecting a liquid.
  • the pulsating flow generation unit 30 includes a pulsating flow generation unit 31 and a liquid chamber 42.
  • the pulsating flow generation unit 31 includes a diaphragm 32 and a piezoelectric element 33 as a volume changing unit.
  • the pulsating flow generation unit 30 is disposed outside the endoscope 100 in a state where the liquid ejecting apparatus 20 is combined with the endoscope 100. Therefore, the liquid chamber 42 included in the pulsating flow generation unit 30 is also disposed outside the endoscope 100 in a state where the liquid ejecting apparatus 20 is combined with the endoscope 100.
  • the liquid chamber 42 is a space between the first case 34 and the diaphragm 32, and forms a flow path between the liquid supply flow path 52 and the connection flow path 53.
  • the diaphragm 32 is a disk-shaped thin metal plate, and an outer peripheral portion thereof is sandwiched and fixed between the first case 34 and the second case 36.
  • the first case 34, the second case 36, and the third case 38 described later are made of stainless steel.
  • an outlet channel 45 leading to the liquid chamber 42 is provided so as to protrude from the first case 34.
  • the outlet channel 45 and the connection channel 53 are connected by a connection ring 57a.
  • the connection flow path 53 and the injection pipe 55 are connected by a connection ring 57b.
  • the connection rings 57a and 57b are made of stainless steel and are ring-shaped members.
  • the connection ring 57a is fixed to each of the outlet channel 45 and the connection channel 53 with an adhesive.
  • the connection ring 57b is fixed to each of the connection flow path 53 and the injection pipe 55 with an adhesive.
  • the inner diameters of the outlet channel 45, the connection channel 53, and the injection pipe 55 are equal.
  • the inner diameter of the injection pipe 55 referred to here is an inner diameter at a connection portion of the connection flow path 53 and the injection pipe 55.
  • the piezoelectric element 33 is an actuator that operates by a drive voltage applied from the control device 70.
  • the piezoelectric element 33 varies the pressure of the liquid in the liquid chamber 42 by varying the volume of the liquid chamber 42 formed between the diaphragm 32 and the first case 34.
  • the piezoelectric element 33 is a multilayer piezoelectric element, and one end is fixed to the diaphragm 32 and the other end is fixed to the third case 38.
  • the piezoelectric element 33 expands, and the diaphragm 32 is pushed by the piezoelectric element 33 to bend toward the liquid chamber 42 side.
  • the diaphragm 32 bends toward the liquid chamber 42, the volume of the liquid chamber 42 decreases, and the liquid in the liquid chamber 42 is pushed out from the liquid chamber 42 to the connection channel 53.
  • the drive voltage applied to the piezoelectric element 33 from the control device 70 is repeatedly turned on (maximum voltage) and turned off (0 V) at a predetermined frequency (for example, 400 Hz), so that the expansion and reduction of the volume of the liquid chamber 42 are repeated. A pulsating flow is generated in the liquid.
  • FIG. 4 shows an example of the waveform of the drive voltage applied to the piezoelectric element 33.
  • the horizontal axis indicates time
  • the vertical axis indicates drive voltage.
  • One cycle of the waveform of the drive voltage includes a rising period (b) in which the voltage increases, a time (c) at which the voltage becomes maximum, a falling period (d) in which the voltage decreases, and a pause period in which no voltage is applied ( a) and (e).
  • the waveform of the rising period of the drive voltage is a waveform corresponding to 1 ⁇ 2 period of the sin waveform offset in the positive voltage direction and shifted in phase by ⁇ 90 degrees.
  • the waveform of the falling period of the drive voltage is a waveform corresponding to 1 ⁇ 2 period of the sin waveform offset in the positive voltage direction and shifted in phase by +90 degrees.
  • the period of the sin waveform in the falling period is larger than the period of the sin waveform in the rising period.
  • the maximum value of the waveform shown in FIG. 4 is changed.
  • the frequency of the drive voltage is changed, the waveforms of the rising period and the falling period are not changed, and the length of the pause period is changed.
  • FIG. 5 shows the correspondence between the waveform of the drive voltage and the state of deformation of the diaphragm 32.
  • a reinforcing member 39 is provided between the piezoelectric element 33 and the diaphragm 32.
  • the rest period (a) since the drive voltage is not applied, the piezoelectric element 33 is not expanded and the diaphragm 32 is not bent.
  • the rising period (b) since the driving voltage increases, the piezoelectric element 33 expands, the diaphragm 32 bends toward the liquid chamber 42, and the volume of the liquid chamber 42 decreases.
  • FIG. 6 is a perspective view of the endoscope 100.
  • the endoscope 100 is a known flexible endoscope.
  • FIG. 6 shows a state combined with the liquid ejecting apparatus 20, specifically, a state where the connection flow path 53 and the ejection tube 55 are inserted into the endoscope 100.
  • the endoscope 100 includes a tubular portion 110, a connection channel insertion port 130, a grip portion 140, an operation portion 150, and a connection portion 160.
  • the tubular part 110 is a part to be inserted into a patient's body, and includes a flexible part 113, a bending part 115, and a distal end part 120.
  • the soft part 113 shown in FIG. 6 is a long part formed of a material that bends flexibly, and the connection flow path 53 and the injection pipe 55 are inserted therein.
  • the bending direction of the bending portion 115 changes depending on the operation of the operation portion 150.
  • the connection channel insertion port 130 is an opening for inserting the connection channel 53 and the injection pipe 55 into the tubular portion 110.
  • the length of the tubular part 110 is length L2, and the length from the connection flow path insertion port 130 to the tip part 120 is length L2a.
  • the length L2 is shorter than the length L2a.
  • the length L2a is shorter than the length L1a and shorter than the length L1. Therefore, the length L ⁇ b> 1 of the connection channel 53 is longer than the length L ⁇ b> 2 of the tubular portion 110.
  • the connection flow channel 53 and the injection tube 55 are inserted into the endoscope 100, and the injection tube 55 is disposed in the vicinity of the distal end portion 120. In the state, the connection channel 53 protrudes from the connection channel insertion port 130, and the connection channel 53 is easily gripped.
  • FIG. 7 is an enlarged view of the tip 120.
  • the tip 120 is provided with a light 121, an objective lens 122, an air / water inlet 123, an intake water inlet 124, and an opening 125.
  • the objective lens 122 is provided for observing the vicinity of the distal end portion 120, and is connected to an optical fiber (not shown) passing through the flexible portion 113.
  • the light 121 emits light for this observation.
  • the air / water supply port 123 is an opening for discharging a liquid such as air or physiological saline.
  • the intake water inlet 124 is an opening for sucking in ambient air and liquid.
  • the opening 125 is provided to expose the injection pipe 55.
  • FIG. 7 shows the inserted injection tube 55 and the opening 56 of the injection tube 55.
  • the grasping portion 140 is a portion that is connected to the tubular portion 110 and is grasped by the operator.
  • An operation unit 150 is provided above the grip unit 140.
  • the operation unit 150 is provided with a knob for operating the direction of the bending portion 115 and buttons for operating air supply / water supply and intake water absorption.
  • the connection unit 160 is connected to the above-described illumination by the light 121, a control device for realizing air supply / water supply, intake water absorption, a display for displaying an image photographed by the objective lens 122, and the like.
  • the surgeon inserts the tubular part 110 into the patient's body and observes an image near the affected part, and the ejection tube inserted into the tubular part 110.
  • the affected part can be excised by ejecting a pulse flow from the opening 56 of 55.
  • connection channel 53 The length L1 of the connection channel 53 is longer than the length L2 from the connection channel insertion port 130 to the tip 120. Therefore, the surgeon can grasp the connection channel 53 in a state where the connection channel 53 is inserted into the tubular portion 110 and the ejection tube 55 is disposed in the vicinity of the distal end portion 120.
  • connection flow path 53 is designed so that the flow path cross-sectional area does not easily change even if the internal pressure changes. Therefore, the pulsating flow generated by the pulsating flow generation unit 30 propagates to the injection pipe 55 without being greatly attenuated. As a result, high excision ability is exhibited.
  • the liquid supply flow path 52 does not require a design for suppressing attenuation of the pulsating flow. Therefore, a material having a low Young's modulus may be used, the inner radius r in may be increased, or the outer radius r out may be decreased. If the Young's modulus may be low, an inexpensive material such as polypropylene can be selected as in this embodiment. If the inner radius r in is large, the channel resistance can be reduced. If the outer radius r out is small, the wall thickness is reduced, so that weight reduction and cost reduction are realized, and flexibility is improved, so that usability is improved.
  • FIG. 8 is a configuration diagram of the endoscope apparatus 10a.
  • the endoscope apparatus 10a is configured by combining the endoscope 100 with a liquid ejecting apparatus 20a.
  • the endoscope 100 is the same as that described in the first embodiment.
  • the endoscope apparatus 10a has the same function as the endoscope apparatus 10 of the first embodiment.
  • FIG. 9 shows the liquid ejecting apparatus 20a.
  • the liquid ejecting apparatus 20 a includes a liquid ejecting unit 21 a instead of the liquid ejecting unit 21.
  • the liquid ejecting unit 21 a includes a pulsating flow generation unit 300 instead of the pulsating flow generation unit 30.
  • Other components are the same as those in the first embodiment unless otherwise specified.
  • FIG. 10 is a cross-sectional view of the liquid supply channel 52, the connection channel 53, and the pulsating flow generation unit 300.
  • the pulsating flow generation unit 300 includes a pipe 310, an optical fiber 320, and an optical maser source 500.
  • a liquid chamber 420 is formed inside the stainless steel pipe 310. The liquid chamber 420 is connected to the liquid supply channel 52 and the connection channel 53.
  • the optical fiber 320 connects the inside of the liquid chamber 420 and the optical maser source 500.
  • the optical maser source 500 outputs an optical maser when a driving voltage is applied from the control device 70 via the signal line 72.
  • the wavelength of the optical maser in this embodiment is 2.1 ⁇ m.
  • the output optical maser is guided into the liquid chamber 420 by the optical fiber 320.
  • the liquid near the tip of the optical fiber 320 absorbs the energy of the optical maser and vaporizes.
  • this vaporization also occurs intermittently.
  • bubbles are intermittently generated near the tip of the optical fiber 320. Due to the intermittent generation of the bubbles, the pressure in the liquid chamber 420 varies. Due to this pressure fluctuation, a pulsating flow is generated in the connection flow path 53. By this pulsating flow, similarly to the liquid ejecting apparatus 20 of the first embodiment, the affected part can be excised.
  • the optical maser source 500 functions as a pulsating flow generation unit and a bubble generation unit as described above. Further, the liquid chamber 420 only needs to exist as a place for generating a pulsating flow, and may be a part of the liquid supply flow path 52 or the connection flow path 53, and the shape and material are not limited thereto.
  • the pulsating flow generation unit 300 including the liquid chamber 420 is disposed outside the endoscope 100 in a state in which the liquid ejecting apparatus 20a is combined with the endoscope 100.
  • the effect described as (A) can be obtained.
  • the present invention is not limited to the embodiments, examples, and modifications of the present specification, and can be realized with various configurations without departing from the spirit of the present invention.
  • the technical features in the embodiments, examples, and modifications corresponding to the technical features in the embodiments described in the summary section of the invention are to solve some or all of the above-described problems, or In order to achieve part or all of the effects described above, replacement or combination can be performed as appropriate. If the technical feature is not described as essential in this specification, it can be deleted as appropriate. For example, the following are exemplified.
  • It may be configured such that either a mode in which a large flow rate is injected in a short time or a mode in which a low flow rate is injected over a long time can be selected.
  • the operator when used as a medical device, the operator may select a mode according to the case.
  • the materials of the ejection pipe, the connection flow path, the liquid supply flow path, and the like may be changed as appropriate. For example, you may select from a metal, resin, etc.
  • the endoscope may not be the above-described flexible type but may be a rigid type.
  • the liquid to be ejected may be pure water or a chemical solution.
  • the heating means used for the bubble generating unit may not be an optical maser but may be a resistor heater, a ceramic heater, a microwave, or the like.
  • connection channel and the liquid supply channel may be different in at least one of Young's modulus, outer diameter, wall thickness, and Poisson's ratio, or all of them may be the same.
  • the pulsating flow generation unit including the liquid chamber may be hung near the endoscope or may be hung on the endoscope.
  • Such an arrangement is also included in the present application in an arrangement outside the endoscope. According to such an arrangement, the connection flow path can be designed to be short, so that attenuation can be further suppressed.
  • the liquid ejecting unit according to the second embodiment may be replaced entirely for each operation, or only a part may be replaced.
  • the optical maser source and the optical fiber need not be exchanged. That is, when exchanging the pipe, the connection flow path, and the liquid supply flow path, the optical fiber may be changed from a used pipe to a new pipe. In this way, the replacement frequency of the expensive optical maser source can be lowered.
  • the purpose of use of the liquid ejecting unit may not be human treatment.
  • animals other than humans may be treated, or human tissue may be excised for research or education.
  • the liquid ejecting unit may be used in a cleaning device that removes dirt by the ejected liquid, or may be used in a drawing device that draws a line or the like by the ejected liquid.
  • liquid container 70 control device 71 ... signal line 72 ... signal line 75 ... foot switch 100 ... endoscope 110 ... tubular part 113 ... flexible part 115 ... Curved part 120 ... Tip part 121 ... Light 122 ... Objective lens 123 ... Air / water inlet 1 4 ... intake water inlet 125 ... opening 130 ... connection channel insertion port 140 ... grip part 150 ... operation unit 160 ... connector 300 ... pulsating flow generation unit 310 ... pipe 320 ... optical fiber 420 ... liquid chamber 500 ... optical maser sources.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgical Instruments (AREA)
  • Endoscopes (AREA)

Abstract

液体噴射ユニット(21)は脈流発生ユニット(30)を有する。脈流発生ユニット(30)は生理食塩水で満たされた液体室(42)を有する。ダイアフラム(32)がたわめられると、液体室(42)の容積が縮小する。すると、食塩水が液体室(42)から可撓性の接続流路(53)へ押し出され、噴射管(55)の開口部(56)から噴出する。このように発生される食塩水のパルス流が患部を切除する。接続流路(53)及び噴射管(55)は軟性内視鏡(100)の管状部(110)に挿入される。接続流路(53)は管状部(110)より長いので、脈流発生ユニット(30)は内視鏡(100)の外部にある。術者は、内視鏡(100)で患者の体内を観察しながら、パルス流を患部に噴射することができる。

Description

液体噴射ユニット、液体噴射装置、内視鏡装置、医療機器
　本発明は、液体の噴射に関する。
　脈流を噴射する液体噴射ユニットにおいて、脈流を生成するための液体室を、噴射管の開口部付近に設ける構成が知られている（例えば特許文献１，２，３）。
特開２０１２－２２３２６６号公報 特開２０１２－１８７２９１号公報 特開２００９－１３６５１９号公報
　本願発明は、上記先行技術に鑑み、内視鏡と組み合わせる用途に使用する場合に、液体室を内視鏡に挿入する必要があることを解決課題とする。上記先行技術のように、液体室が噴射管の開口部付近に設けられていると、内視鏡と組み合わせる用途における液体噴射ユニットの使い勝手が悪くなったり、液体室の設計が制約されたりするという問題を引き起こす。
　本願発明は、上記課題を解決するためのものであり、以下の形態として実現できる。
　（１）本発明の一形態によれば、体内に挿入するための長尺状の管状部と、前記管状部に接続された把持部とを備える内視鏡に組み合わせて用いられる液体噴射ユニットが提供される。この液体噴射ユニットは；前記液体噴射ユニットが前記内視鏡に組み合わせられた場合に、前記内視鏡の外部に配置される液体室と；前記液体室で脈流を発生させる脈流発生部と；液体を噴射するための開口部と；可撓性を有し、前記液体室と前記開口部とを接続する接続流路とを備える。この形態によれば、内視鏡と組み合わせる用途に使用する場合に、液体室が内視鏡に挿入されない。この結果、液体噴射ユニットの使い勝手が良くなると共に、液体室の設計の自由度が向上する。
　（２）本発明の別の形態によれば、体内に挿入するための長尺状の管状部と、前記管状部に接続された把持部とを備える内視鏡に組み合わせて用いられる液体噴射ユニットが提供される。この液体噴射ユニットは；液体室で脈流を発生させる脈流発生部と；液体を噴射するための開口部と；可撓性を有し、前記液体室と前記開口部とを接続する接続流路とを備え；前記接続流路の長さは、前記管状部の長さよりも長い。この形態によれば、内視鏡と組み合わせる用途に使用する場合に、使い勝手が良くなる。この形態の場合、接続流路が管状部よりも長いので、接続流路を管状部に挿入しても、接続流路が管状部からはみ出す。よって、はみ出した部位を把持して操作したり、開口部を管状部から突き出させたりすることができ、ひいては上記効果を得ることができる。
　（３）本発明の別の形態によれば、液体噴射ユニットが提供される。この液体噴射ユニットは；液体室で脈流を発生させる脈流発生部と；液体を噴射するための開口部と；可撓性を有し、前記液体室と前記開口部とを接続する接続流路と前記液体室に液体を供給するための流路として、前記液体室に通じる液体供給流路とを備え；前記接続流路および前記液体供給流路は、ヤング率と、外径と、壁厚と、ポアソン比との少なくとも何れか１つが異なる。この形態によれば、接続流路および液体供給流路の特徴を適切なものにできる。液体供給流路を流れる液体には、脈流発生部によっては脈流が付与されないのに対し、接続流路を流れる液体には脈流発生部によって脈流が付与される。つまり、この形態の場合、脈流発生部による脈流の有無が異なる流路同士について、ヤング率と、外径と、壁厚と、ポアソン比との少なくとも何れか１つが異なる。この結果、流路の特徴を、脈流発生部による脈流の有無に応じたものにできるので、上記効果を得ることができる。
　（４）上記形態において、前記接続流路に所定の内圧が負荷されたことによる流路断面積の増大量は、前記液体供給流路に前記所定の内圧の負荷がされたことによる流路断面積の増大量よりも小さくてもよい。この形態によれば、接続流路および液体供給流路の特徴を更に適切なものにできる。接続流路は、脈流発生部によって発生した脈流を減衰させずに噴射管まで伝播させるために、内圧の変動に伴う断面積の変動が小さいのが好ましい。一方、液体供給流路には、脈流を伝播させることが求められる訳ではないので、内圧の変動に伴う断面積の増大量を小さくすることよりも、流路抵抗の低減や低コスト化等を優先して製造されるのが好ましい。この形態によれば、これらの特徴を実現しやすくなる。
　（５）上記形態において、前記液体室は、容積が変更可能であり；前記脈流発生部は、前記液体室の容積を変更可能な容積変更部を備えてもよい。この形態によれば、容積変更によって脈流が付与できる。
　（６）上記形態において、前記脈流発生部は、前記液体室内で気泡を発生するための気泡発生部を備えてもよい。この形態によれば、気泡の発生によって脈流が付与できる。
　本発明は、種々の形態でも実現できる。例えば、液体供給機構と制御装置とを備えた液体噴射装置、液体噴射ユニットを含む内視鏡装置、これらを利用した医療機器の形態などで実現できる。
内視鏡装置の構成図。 液体噴射ユニットの構成図。 脈流発生ユニットの内部構成の断面図。 圧電素子に印加される駆動電圧の波形を示す図。 駆動電圧の波形とダイアフラムの変形の様子との対応関係を示す図。 内視鏡の斜視図。 内視鏡の先端部の拡大図。 内視鏡装置の構成図（実施形態２）。 液体噴射ユニットの構成図（実施形態２）。 脈流発生ユニットの内部構成の断面図（実施形態２）。
　実施形態１を説明する。図１は、内視鏡装置１０の構成図である。内視鏡装置１０は、内視鏡１００に液体噴射装置２０が組み合わせられて構成される。内視鏡装置１０は、医療機器として使用される。内視鏡装置１０は、患者の体内の画像を術者に提供する機能と、先端部１２０内に配置された噴射管５５から患部に対して液体をパルス状に噴射することによって、患部を切除する機能とを有する。本実施形態では、患者は人間である。
　図１に示すように、脈流発生ユニット３０は、液体噴射装置２０が内視鏡１００に組み合わせられた状態において、内視鏡１００の外部に配置される。
　図２は、液体噴射装置２０を示す。液体噴射装置２０は、脈流発生ユニット３０と、液体供給機構５０と、流路５１と、液体供給流路５２と、接続流路５３と、液体容器５９と、制御装置７０と、信号線７１と、信号線７２と、フットスイッチ７５とを備える。脈流発生ユニット３０、液体供給流路５２、接続流路５３及び噴射管５５は、液体噴射ユニット２１を構成する。液体噴射ユニット２１は、手術ごとに交換されるモジュールである。この交換のために、液体供給流路５２は液体供給機構５０に対して脱着可能に接続されており、信号線７２は脈流発生ユニット３０に対して脱着可能に接続されている。
　液体供給機構５０は、液体容器５９に貯留された液体を、流路５１を介して吸入し、脈流発生ユニット３０に、液体供給流路５２を介して供給する。この液体は、生理食塩水である。液体供給流路５２は、ポリプロピレン製であり、可撓性を有する。脈流発生ユニット３０は、供給された液体に脈流を発生させる。脈流が発生した液体は、接続流路５３を介して噴射管５５から噴射される。
　制御装置７０は、脈流発生ユニット３０と、液体供給機構５０との動作を制御する。制御装置７０は、液体を供給させるための信号を、起動中は常に、信号線７１を介して液体供給機構５０に送信する。制御装置７０は、脈流を発生させるための信号を、フットスイッチ７５が踏まれている間、信号線７２を介して脈流発生ユニット３０に送信する。
　接続流路５３は、ＰＥＥＫ（登録商標）樹脂で形成される。ＰＥＥＫ樹脂は、絶縁体であり、可撓性を有する一方でヤング率が高い。噴射管５５は、ステンレス製であり、接続流路５３の先端に設けられたノズルである。
　噴射管５５に供給された液体には脈流が発生しているので、先述したように、液体はパルス状に噴射される。なお、本願におけるパルス状の噴射とは、流量または流速が変動を伴った状態で噴射されることを意味し、液体の噴射と停止とを繰り返すことに限られない。つまり、噴射と噴射との間に噴射が完全に途切れる形態や、噴射間にも圧力の低い流れが存在する形態など、多様な噴射形態を含む。
　接続流路５３は、上記のパルス状の噴射を実現するために、できるだけ脈流を減衰させないように設計されていることが好ましい。脈流の減衰を低減するためには、脈流による接続流路５３の変形が小さいことが好ましい。以下、接続流路５３の変形に関する代表値として、流路の断面積の変化を検討する。
　脈流による断面積の増大量ΔＳは、下記式（１）で表される。
　　　　ΔＳ＝π{（ｒin＋ｕrMAX）２－（ｒin＋ｕrMIN）２}…（１）
　式（１）において、ｒinは内圧がゼロの場合の内半径、ｕrMAXは最大内圧ＰMAXの場合における内半径の増大量、ｕrMINは最小内圧ＰMINの場合における内半径の増大量を示す。内半径の増大量とは、内圧がゼロの場合を基準とした増分のことである。式（１）を整理すると式（２）になる。
　　　　ΔＳ＝π{２ｒin（ｕrMAX－ｕrMIN）＋ｕrMAX ２－ｕrMIN ２}…（２）
　内径の増大量ｕrは、内圧がＰinの場合において、厚肉円筒に関する式である下記式（３）で表される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　式（３）におけるＥはヤング率、ｒoutは内圧がゼロの場合の外半径、νはポアソン比を示す。式（２）と式（３）とから、断面積の増大量ΔＳは、ヤング率Ｅと、内半径ｒinと、外半径ｒoutと、ポアソン比νとに依存するといえる。内半径ｒinは（外半径ｒout－壁厚）であるので、断面積の増大量ΔＳは、ヤング率Ｅと、外半径ｒoutと、壁厚と、ポアソン比νとに依存するともいえる。
　以下、具体的数値による断面積の増大量ΔＳの算出例を示す。接続流路５３について、ヤング率Ｅ＝３．６ＧＰａ，内半径ｒin＝１ｍｍ，外半径ｒout＝２ｍｍ，ポアソン比ν＝０．４とする。最大内圧ＰMAX＝１ＭＰａ、最小内圧ＰMIN＝０ＭＰａとする。この場合、断面積の増大量ΔＳは、式（２）及び式（３）から３．６×１０－３ｍｍ２と算出される。よって、流れ方向１ｍ当たりの流路の体積増大量は、３．６ｍｍ３となる。
　同じ算出方法によって、同じ圧力条件による液体供給流路５２の断面積の増大量ΔＳも算出できる。液体供給流路５２について、ヤング率Ｅ＝１．５ＧＰａ，内半径ｒin＝２ｍｍ，外半径ｒout＝３ｍｍ，ポアソン比ν＝０．４とする。よって、接続流路５３に対して、ヤング率Ｅ、内半径ｒin及び外半径ｒoutが異なる一方、壁厚（１ｍｍ）及びポアソン比νは同じである。この場合、断面積の増大量ΔＳは、５．０３×１０－２ｍｍ２と算出される。よって、流れ方向１ｍ当たりの流路の体積増大量は、５０．３ｍｍ３となる。
　なお、式（２）において、ｕrの２次の項を無視すると、次の式（４）になる。
　　　　ΔＳ＝２πｒin（ｕrMAX－ｕrMIN）…（４）
通常、ｕrはｒinに比べて微小な値なので、式（４）を用いても、式（２）を用いる場合と略同じ値が算出される。式（４）に式（３）を代入すると、次の式（５）になる。式（５）に含まれるΔＰは、最大内圧ＰMAX－最小内圧ＰMINのことである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　式（５）から、内半径ｒin及びポアソン比νを小さくすること、並びに外半径ｒout及びヤング率Ｅを大きくすることは、断面積の増大量ΔＳを小さくすることに寄与するといえる。接続流路５３は、液体供給流路５２と比べて、外半径ｒoutが小さいものの、内半径ｒinが小さく且つヤング率Ｅが大きいことによって、同じ圧力条件において断面積の増大量ΔＳが小さくなっている。
　なお、内半径ｒinが小さ過ぎると、流路抵抗が大きくなってしまう。外半径ｒoutが大き過ぎると、内視鏡１００に挿入しにくくなる。ヤング率Ｅが大き過ぎると、可撓性が悪化する。本実施形態の接続流路５３は、これらのバランスに配慮して設計された結果として、上記の値が採用されている。
　図２に示すように、接続流路５３の長さは、長さＬ１である。接続流路５３と噴射管５５とを合わせた長さは、長さＬ１ａである。これらの長さは、図２に示すように、接続流路５３と噴射管５５とを内視鏡１００に挿入し、先端部１２０付近に噴射管５５が配置された状態において、接続流路５３が内視鏡１００からはみ出すように設計された値である。
　図３は、脈流発生ユニット３０と、接続流路５３と、液体を噴射するための開口部５６を備える噴射管５５との断面図である。脈流発生ユニット３０は、脈流発生部３１と、液体室４２とを備える。脈流発生部３１は、容積変更部として、ダイアフラム３２と、圧電素子３３とを備える。
　先述したように、脈流発生ユニット３０は、液体噴射装置２０が内視鏡１００に組み合わせられた状態において、内視鏡１００の外部に配置される。よって、脈流発生ユニット３０に含まれる液体室４２も、液体噴射装置２０が内視鏡１００に組み合わせられた状態において、内視鏡１００の外部に配置される。
　液体室４２は、第１ケース３４とダイアフラム３２との間の空間であり、液体供給流路５２と接続流路５３との間の流路を形成する。ダイアフラム３２は、円盤状の金属薄板であり、その外周部分が第１ケース３４と第２ケース３６との間に挟まれて固定されている。第１ケース３４，第２ケース３６及び後述する第３ケース３８は、ステンレス製である。
　図３に示すように、液体室４２に通じる出口流路４５が、第１ケース３４から突き出るように設けられている。出口流路４５及び接続流路５３は、接続リング５７ａによって接続される。接続流路５３及び噴射管５５は、接続リング５７ｂによって接続される。接続リング５７ａ，５７ｂは、ステンレス製で、リング形状の部材である。接続リング５７ａは、出口流路４５と接続流路５３とのそれぞれに、接着剤で固定される。接続リング５７ｂは、接続流路５３と噴射管５５とのそれぞれに、接着剤で固定される。
　図３に示すように、出口流路４５、接続流路５３及び噴射管５５の内径は等しい。但し、ここでいう噴射管５５の内径は、接続流路５３及び噴射管５５の接続部位における内径のことである。これによって、出口流路４５から噴射管５５の接続部位までにおいて流路に段差がなくなるので、脈流の減衰が抑制される。
　圧電素子３３は、制御装置７０から印加される駆動電圧によって動作するアクチュエーターである。圧電素子３３は、ダイアフラム３２と第１ケース３４との間に形成された液体室４２の容積を変動させることによって、液体室４２内の液体の圧力を変動させる。圧電素子３３は、積層型圧電素子であり、一端がダイアフラム３２に固定され、他端が第３ケース３８に固定されている。
　圧電素子３３に印加される駆動電圧が大きくなると、圧電素子３３が伸長し、ダイアフラム３２が圧電素子３３に押されて液体室４２側に撓む。ダイアフラム３２が液体室４２側に撓むと、液体室４２の容積が小さくなり、液体室４２内の液体は液体室４２から、接続流路５３へ押し出される。
　一方、圧電素子３３に印加される駆動電圧が小さくなると、圧電素子３３が縮小して液体室４２の容積が大きくなり、液体供給流路５２から液体室４２内に液体が流入する。
　制御装置７０から圧電素子３３に印加される駆動電圧は、所定の周波数（例えば４００Ｈｚ）でオン（最大電圧）とオフ（０Ｖ）とを繰り返すので、液体室４２の容積の拡大と縮小が繰り返され、液体に脈流が発生する。
　図４は、圧電素子３３に印加される駆動電圧の波形の一例を示す。図４において、横軸は時間を示しており、縦軸は駆動電圧を示している。駆動電圧の波形の１周期は、電圧が大きくなる立ち上がり期間（ｂ）と、電圧が最大になる時刻（ｃ）と、電圧が小さくなる立ち下がり期間（ｄ）と、電圧が印加されない休止期間（ａ），（ｅ）とによって構成されている。
　駆動電圧の立ち上がり期間の波形は、正の電圧方向にオフセットされ、位相が－９０度ずれたｓｉｎ波形の１／２周期分の波形である。駆動電圧の立ち下がり期間の波形は、正の電圧方向にオフセットされ、位相が＋９０度ずれたｓｉｎ波形の１／２周期分の波形である。そして、立ち下がり期間におけるｓｉｎ波形の周期は、立ち上がり期間のｓｉｎ波形の周期よりも大きくなっている。
　駆動電圧の大きさが変更された場合には、図４に示す波形の最大値が変更される。また、駆動電圧の周波数が変更された場合には、立ち上がり期間及び立ち下がり期間の波形は変更されず、休止期間の長さが変更される。
　図５は、駆動電圧の波形と、ダイアフラム３２の変形の様子との対応関係を示す。なお、図５では、圧電素子３３とダイアフラム３２との間に、補強部材３９が設けられている。休止期間（ａ）では、駆動電圧が印加されていないので、圧電素子３３は伸長しておらず、ダイアフラム３２は撓んでいない。立ち上がり期間（ｂ）では、駆動電圧が大きくなるため、圧電素子３３が伸長し、ダイアフラム３２が液体室４２側に撓み、液体室４２の容積が小さくなる。
　時刻（ｃ）では、駆動電圧が最大となるため、圧電素子３３の長さも最大となり、液体室４２の容積が最小となる。立ち下がり期間（ｄ）では、駆動電圧が小さくなるので、圧電素子３３が元の大きさに戻り始め、液体室４２の容積が元の大きさに戻り始める。休止期間（ｅ）では、駆動電圧が印加されていないので、圧電素子３３が元の大きさに戻り、液体室４２の容積が元の大きさに戻る。この（ａ）から（ｅ）に示す一連の動作が繰り返されることによって、液体室４２内の液体に脈流が発生する。
　図６は、内視鏡１００の斜視図である。内視鏡１００は、公知の軟性内視鏡である。図６は、液体噴射装置２０と組み合わせられた状態、具体的には、接続流路５３と噴射管５５とが内視鏡１００に挿入された状態を示す。
　内視鏡１００は、管状部１１０と、接続流路挿入口１３０と、把持部１４０と、操作部１５０と、接続部１６０とを備える。管状部１１０は、患者の体内に挿入される部位であり、軟性部１１３と、湾曲部１１５と、先端部１２０とを備える。
　図６に示した軟性部１１３は、柔軟に曲がる素材で形成された長尺状の部位であり、内部に接続流路５３と噴射管５５が挿入される。湾曲部１１５は、操作部１５０の操作によって湾曲する向きが変わる。接続流路挿入口１３０は、接続流路５３及び噴射管５５を、管状部１１０内に挿入するための開口部である。
　図６に示すように、管状部１１０の長さは長さＬ２であり、接続流路挿入口１３０から先端部１２０までの長さは、長さＬ２ａである。長さＬ２は、長さＬ２ａよりも短い。長さＬ２ａは、長さＬ１ａよりも短く、且つ長さＬ１よりも短い。よって、接続流路５３の長さＬ１は、管状部１１０の長さＬ２よりも長い。また、長さＬ２ａが長さＬ１ａよりも短いことによって、先述したように、接続流路５３と噴射管５５とを内視鏡１００に挿入し、先端部１２０付近に噴射管５５が配置された状態において、接続流路５３が接続流路挿入口１３０からはみ出し、接続流路５３が把持しやすい配置になる。
　図７は、先端部１２０の拡大図である。先端部１２０には、ライト１２１と、対物レンズ１２２と、送気送水口１２３と、吸気吸水口１２４と、開口部１２５とが設けられている。対物レンズ１２２は、先端部１２０付近を観察するために設けられており、軟性部１１３内を通る光ファイバー（図示しない）に接続される。ライト１２１は、この観察のために光を発する。
　送気送水口１２３は、空気や生理食塩水などの液体を放出するための開口部である。吸気吸水口１２４は、周囲の空気や液体を吸い込むための開口部である。開口部１２５は、噴射管５５を露出させるために設けられている。図７には挿入された噴射管５５と、噴射管５５の開口部５６とが示されている。
　図６に示すように、把持部１４０は、管状部１１０に接続され、術者が把持するための部位である。把持部１４０の上部には、操作部１５０が設けられる。操作部１５０は、湾曲部１１５の向きを操作するためのノブと、送気送水や吸気吸水を操作するためのボタンとが設けられている。接続部１６０は、先述したライト１２１による照明や、送気送水、吸気吸水などを実現するための制御機器、対物レンズ１２２で撮影された画像を表示するディスプレイ等に接続される。
　上記の液体噴射装置２０と内視鏡１００とを組み合わせることで、術者は、管状部１１０を患者の体内に挿入して患部付近の画像を観察しながら、管状部１１０内に挿入した噴射管５５の開口部５６からパルス流を噴射することで患部を切除できる。
　以上に説明した実施形態１によれば、少なくとも以下の効果を得ることができる。
　（Ａ）液体噴射装置２０が内視鏡１００に組み合わせられた状態で、液体室４２を含む脈流発生ユニット３０が内視鏡１００の外部に配置されることによって、少なくとも以下の３つの効果を奏する。
　（Ａ－１）術者が噴射管５５の位置を調節するために接続流路５３を操作しても、液体室４２は移動しない。よって、術者は、接続流路５３を容易に操作できる。
　（Ａ－２）液体室４２を含む脈流発生ユニット３０の重量が内視鏡１００に負荷されないので、内視鏡１００を容易に把持できる。
　（Ａ－３）液体室４２を含む脈流発生ユニット３０は、内視鏡装置１０の使用中に移動させたり、管状部１１０に挿入したりする必要は無いので、小型化する必要がない。
　（Ｂ）接続流路挿入口１３０から先端部１２０までの長さＬ２よりも、接続流路５３の長さＬ１の方が長い。よって、術者は、接続流路５３を管状部１１０内に挿入し、噴射管５５を先端部１２０付近に配置した状態で、接続流路５３を把持できる。
　（Ｃ）接続流路５３は、内圧が変動しても、流路断面積が変動しにくいように設計されている。よって、脈流発生ユニット３０で発生した脈流は、大きく減衰することなく、噴射管５５まで伝播する。この結果、高い切除能力が発揮される。
　（Ｄ）液体供給流路５２は、脈流の減衰を抑制するための設計を必要としない。よって、ヤング率が低い材質でもよいし、内半径ｒinを大きくしてもよいし、外半径ｒoutを小さくしてもよい。ヤング率が低くてもよければ、本実施形態のようにポリプロピレン等の安価な材質を選択できる。内半径ｒinが大きければ、流路抵抗を低減できる。外半径ｒoutが小さければ、壁厚が薄くなるので、軽量化と低コスト化とが実現されると共に、可撓性が向上するので使い勝手が良くなる。
　実施形態２を説明する。図８は、内視鏡装置１０ａの構成図である。内視鏡装置１０ａは、内視鏡１００に液体噴射装置２０ａが組み合わせられて構成される。内視鏡１００は、実施形態１で説明したものと同じである。内視鏡装置１０ａは、実施形態１の内視鏡装置１０と同様な機能を有する。
　図９は、液体噴射装置２０ａを示す。液体噴射装置２０ａは、液体噴射ユニット２１の代わりに液体噴射ユニット２１ａを備える。液体噴射ユニット２１ａは、脈流発生ユニット３０の代わりに、脈流発生ユニット３００を備える。他の構成要素は、特に説明しない限り、実施形態１と同じである。
　図１０は、液体供給流路５２と、接続流路５３と、脈流発生ユニット３００との断面図である。脈流発生ユニット３００は、パイプ３１０と、光ファイバー３２０と、光メーザー源５００とを備える。ステンレスのパイプ３１０の内部には、液体室４２０が形成される。液体室４２０は、液体供給流路５２及び接続流路５３に接続されている。
　光ファイバー３２０は、液体室４２０内と、光メーザー源５００とを接続する。光メーザー源５００は、制御装置７０から信号線７２を介して駆動電圧が印加されると、光メーザーを出力する。本実施形態における光メーザーの波長は、２．１μｍである。出力された光メーザーは、光ファイバー３２０によって液体室４２０内に導かれる。
　光メーザーが液体室４２０内に放出されると、光ファイバー３２０の先端付近の液体が、光メーザーのエネルギーを吸収して気化する。本実施形態においては光メーザーの出力が間欠的に実施されるので、この気化も間欠的に発生する。これによって、光ファイバー３２０の先端付近に、気泡が間欠的に生成される。この気泡の間欠的な生成によって、液体室４２０の圧力が変動する。この圧力変動によって、接続流路５３に脈流が発生する。この脈流によって、実施形態１の液体噴射装置２０と同様に、患部の切除ができる。なお、光メーザー源５００は、上記の通り、脈流発生部および気泡発生部として機能する。また、液体室４２０は、脈流を発生させる場所として存在すればよく、液体供給流路５２又は接続流路５３の一部でもよく、形状や材質などはこれに限らない。
　実施形態２においても、液体噴射装置２０ａが内視鏡１００に組み合わせられた状態で、液体室４２０を含む脈流発生ユニット３００が内視鏡１００の外部に配置されることによって、実施形態１で（Ａ）として説明した効果を得ることができる。
　実施形態２においても、液体供給流路５２及び接続流路５３は実施形態１と同じように設計されているので、実施形態１で（Ｂ）、（Ｃ）、（Ｄ）として説明した効果を得ることができる。
　本発明は、本明細書の実施形態や実施例、変形例に限られるものではなく、その趣旨を逸脱しない範囲において種々の構成で実現できる。例えば、発明の概要の欄に記載した各形態中の技術的特徴に対応する実施形態、実施例、変形例中の技術的特徴は、先述の課題の一部又は全部を解決するために、あるいは、先述の効果の一部又は全部を達成するために、適宜、差し替えや、組み合わせを行うことができる。その技術的特徴が本明細書中に必須なものとして説明されていなければ、適宜、削除できる。例えば、以下のものが例示される。
　短時間に大きな流量で噴射するモードと、長時間にわたり小さな流量で噴射するモードとの何れかが選択できるように構成されてもよい。この構成において、医療機器として使用する場合、症例に応じて、術者がモードを選択してもよい。
　噴射管、接続流路、液体供給流路などの材質は、適宜、変更してもよい。例えば、金属や樹脂などから選択してもよい。
　内視鏡は、先述した軟性タイプでなくても、硬性タイプでもよい。
　噴射される液体は、純水や薬液などでもよい。
　気泡発生部に用いる加熱手段は、光メーザーでなくても、抵抗体ヒーター、セラミックヒーター、マイクロ波などでもよい。
　接続流路および液体供給流路は、ヤング率と、外径と、壁厚と、ポアソン比との少なくとも何れか１つが異なっていてもよいし、これらが全て同じでもよい。
　液体室を含む脈流発生部は、内視鏡の付近にぶら下げて配置してもよいし、内視鏡にぶら下げてもよい。このような配置も、本願では内視鏡の外部に配置することに含まれる。このような配置によれば、接続流路を短く設計できるので、減衰をより抑制できる。
　実施形態２の液体噴射ユニットは、実施形態１と同様に手術ごとに全部を交換してもよいし、一部のみを交換してもよい。例えば、光メーザー源および光ファイバーは、交換しなくてもよい。つまり、パイプ、接続流路、液体供給流路を交換する際に、光ファイバーを、使用済みのパイプから新しいパイプに付け替えてもよい。このようにすれば、高価な光メーザー源の交換頻度を下げることができる。
　液体噴射ユニットの使用目的は、人間の治療でなくてもよい。
　例えば、人間を除く動物を治療してもよいし、研究や教育のために人体組織を切除してもよい。
　或いは、液体噴射ユニットは、噴射した液体によって汚れを除去する洗浄装置に利用されてもよいし、噴射した液体によって線などを描く描画装置に利用されてもよい。
　１０…内視鏡装置　１０ａ…内視鏡装置　２０…液体噴射装置　２０ａ…液体噴射装置　２１…液体噴射ユニット　２１ａ…液体噴射ユニット　３０…脈流発生ユニット　３１…脈流発生部　３２…ダイアフラム　３３…圧電素子　３４…第１ケース　３６…第２ケース　３８…第３ケース　３９…補強部材　４２…液体室　４５…出口流路　５０…液体供給機構　５１…流路　５２…液体供給流路　５３…接続流路　５５…噴射管　５６…開口部　５７ａ…接続リング　５７ｂ…接続リング　５９…液体容器　７０…制御装置　７１…信号線　７２…信号線　７５…フットスイッチ　１００…内視鏡　１１０…管状部　１１３…軟性部　１１５…湾曲部　１２０…先端部　１２１…ライト　１２２…対物レンズ　１２３…送気送水口　１２４…吸気吸水口　１２５…開口部　１３０…接続流路挿入口　１４０…把持部　１５０…操作部　１６０…接続部　３００…脈流発生ユニット　３１０…パイプ　３２０…光ファイバー　４２０…液体室　５００…光メーザー源。

Claims (9)

  1. 　体内に挿入するための長尺状の管状部と、前記管状部に接続された把持部とを備える内視鏡に組み合わせて用いられる液体噴射ユニットであって、
    　前記液体噴射ユニットが前記内視鏡に組み合わせられた場合に、前記内視鏡の外部に配置される液体室と、
    　前記液体室で脈流を発生させる脈流発生部と、
    　液体を噴射するための開口部と、
    　可撓性を有し、前記液体室と前記開口部とを接続する接続流路と
    　を備える液体噴射ユニット。
  2. 　体内に挿入するための長尺状の管状部と、前記管状部に接続された把持部とを備える内視鏡に組み合わせて用いられる液体噴射ユニットであって、
    　液体室で脈流を発生させる脈流発生部と、
    　液体を噴射するための開口部と、
    　可撓性を有し、前記液体室と前記開口部とを接続する接続流路と
    　を備え、
    　前記接続流路の長さは、前記管状部の長さよりも長い
    　液体噴射ユニット。
  3. 　液体室で脈流を発生させる脈流発生部と、
    　液体を噴射するための開口部と、
    　可撓性を有し、前記液体室と前記開口部とを接続する接続流路と
    　前記液体室に液体を供給するための流路として、前記液体室に通じる液体供給流路と
    　を備え、
    　前記接続流路および前記液体供給流路は、ヤング率と、外径と、壁厚と、ポアソン比との少なくとも何れか１つが異なる
    　液体噴射ユニット。
  4. 　前記接続流路に所定の内圧が負荷されたことによる流路断面積の増大量は、前記液体供給流路に前記所定の内圧の負荷がされたことによる流路断面積の増大量よりも小さい
    　請求項３に記載の液体噴射ユニット。
  5. 　前記液体室は、容積が変更可能であり、
    　前記脈流発生部は、前記液体室の容積を変更可能な容積変更部を備える
    　請求項１から請求項４までの何れか一項に記載の液体噴射ユニット。
  6. 　前記脈流発生部は、前記液体室内で気泡を発生するための気泡発生部を備える
    　請求項１から請求項４までの何れか一項に記載の液体噴射ユニット。
  7. 　請求項１から請求項６までの何れか一項に記載の液体噴射ユニットと、
    　前記液体室に液体を供給する液体供給機構と、
    　前記液体供給機構と前記脈流発生部とを制御する制御装置と
    　を備える液体噴射装置。
  8. 　請求項１から請求項６までの何れか一項に記載の液体噴射ユニット、又は請求項７に記載の液体噴射装置と、
    　内視鏡と
    　を備える内視鏡装置。
  9. 　請求項１から請求６までの何れか一項に記載の液体噴射ユニット、請求項７に記載の液体噴射装置、又は請求項８に記載の内視鏡装置を用いた医療機器。
PCT/JP2015/003140 2014-07-10 2015-06-23 液体噴射ユニット、液体噴射装置、内視鏡装置、医療機器 WO2016006179A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US15/325,217 US20170196441A1 (en) 2014-07-10 2015-06-23 Liquid Ejecting Unit, Liquid Ejecting Device, Endoscopic Device, and Medical Device
CN201580035846.1A CN106488749A (zh) 2014-07-10 2015-06-23 液体喷射单元、液体喷射装置、内窥镜装置、医疗设备

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2014142038A JP2016016208A (ja) 2014-07-10 2014-07-10 液体噴射ユニット、液体噴射装置、内視鏡装置、医療機器
JP2014-142038 2014-07-10

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2016006179A1 true WO2016006179A1 (ja) 2016-01-14

Family

ID=55063836

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2015/003140 WO2016006179A1 (ja) 2014-07-10 2015-06-23 液体噴射ユニット、液体噴射装置、内視鏡装置、医療機器

Country Status (4)

Country Link
US (1) US20170196441A1 (ja)
JP (1) JP2016016208A (ja)
CN (1) CN106488749A (ja)
WO (1) WO2016006179A1 (ja)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP7443845B2 (ja) 2020-03-16 2024-03-06 セイコーエプソン株式会社 液体噴射装置

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004105367A (ja) * 2002-09-17 2004-04-08 Tech Res & Dev Inst Of Japan Def Agency ウォータージェットメス
JP2011038479A (ja) * 2009-08-12 2011-02-24 Seiko Epson Corp 流体噴射装置、流体噴射装置の制御方法
JP2012161506A (ja) * 2011-02-08 2012-08-30 Seiko Epson Corp 流体噴射装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004105367A (ja) * 2002-09-17 2004-04-08 Tech Res & Dev Inst Of Japan Def Agency ウォータージェットメス
JP2011038479A (ja) * 2009-08-12 2011-02-24 Seiko Epson Corp 流体噴射装置、流体噴射装置の制御方法
JP2012161506A (ja) * 2011-02-08 2012-08-30 Seiko Epson Corp 流体噴射装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN106488749A (zh) 2017-03-08
US20170196441A1 (en) 2017-07-13
JP2016016208A (ja) 2016-02-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5860410B2 (ja) 結腸洗浄装置
ES2813953T3 (es) Un dispositivo para realizar anestesia regional
JP2015058234A (ja) 医療用液体噴射装置
JP6186798B2 (ja) 流体噴射装置、及び、医療機器
JP2018531750A (ja) 灌注のための方法および装置
JP6229286B2 (ja) 液体噴射装置、医療機器
JP2014188240A (ja) 流体噴射装置および医療機器
JP2014188243A (ja) 液体噴射装置、および医療機器
JP2015058233A (ja) 医療用液体噴射装置
WO2016006179A1 (ja) 液体噴射ユニット、液体噴射装置、内視鏡装置、医療機器
US20170135745A1 (en) Liquid Ejection Device and Medical Apparatus
JP2015156919A (ja) 流体噴射装置および医療機器
US20140296891A1 (en) Fluid ejection device and medical apparatus
JP2015054028A (ja) 医療機器
US20160303855A1 (en) Operation section and liquid ejection device
JP2016214341A (ja) 支持具、操作部および液体噴出装置
JP2009045166A (ja) 流体噴射装置
US20140296893A1 (en) Liquid ejection device and medical apparatus
JP2016016207A (ja) 頭蓋内組織の切除方法、治療方法
JP6252238B2 (ja) 手術機器
KR101459262B1 (ko) 수술용 유체제트장치
US20150238217A1 (en) Operation instrument
JP2016067594A (ja) 操作部および液体噴出装置
JP2012130604A (ja) 流体噴射装置、および医療機器
JP2016067593A (ja) 操作部および液体噴出装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 15818761

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 15325217

Country of ref document: US

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 15818761

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1