JP2016016208A - 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

Abstract

【課題】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。【解決手段】液体噴射ユニットは、体内に挿入するための長尺状の管状部と、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。液体室は、液体噴射ユニットが内視鏡に組み合わせられた場合に、内視鏡の外部に配置される。【選択図】図１

Description

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{（ｒ_in＋ｕ_rMAX）^２−（ｒ_in＋ｕ_rMIN）^２}…（１）
式（１）において、ｒ_inは内圧がゼロの場合の内半径、ｕ_rMAXは最大内圧Ｐ_MAXの場合における内半径の増大量、ｕ_rMINは最小内圧Ｐ_MIN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{２ｒ_in（ｕ_rMAX−ｕ_rMIN）＋ｕ_rMAX ^２−ｕ_rMIN ^２}…（２）

内径の増大量ｕ_rは、内圧がＰ_in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。

式（３）におけるＥはヤング率、ｒ_out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ｒ_inと、外半径ｒ_outと、ポアソン比νとに依存するといえる。内半径ｒ_inは（外半径ｒ_out−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ｒ_out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ｒ_in＝１ｍｍ，外半径ｒ_out＝２ｍｍ，ポアソン比ν＝０．４とする。最大内圧Ｐ_MAX＝１ＭＰａ、最小内圧Ｐ_MIN＝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^−３ｍｍ^２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、３．６ｍｍ^３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ｒ_in＝２ｍｍ，外半径ｒ_out＝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ｒ_in及び外半径ｒ_out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^−２ｍｍ^２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、５０．３ｍｍ^３となる。

なお、式（２）において、ｕ_rの２次の項を無視すると、次の式（４）になる。
ΔＳ＝２πｒ_in（ｕ_rMAX−ｕ_rMIN）…（４）
通常、ｕ_rはｒ_in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Ｐ_MAX−最小内圧Ｐ_MINのことである。

式（５）から、内半径ｒ_in及びポアソン比νを小さくすること、並びに外半径ｒ_out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ｒ_outが小さいものの、内半径ｒ_in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ｒ_inが小さ過ぎると、流路抵抗が大きくなってしまう。外半径ｒ_out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ｒ_inを大きくしてもよいし、外半径ｒ_out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ｒ_inが大きければ、流路抵抗を低減できる。外半径ｒ_out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。

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