本發明涉及液體的噴射。

背景技術：

在噴射脈動流(pulsating flow)的液體噴射單元中，已知將用于生成脈動流的液體室設置在噴射管的開口部附近的構成(例如專利文獻1、2、3)。

現有技術文獻

專利文獻

專利文獻1：特開2012-223266號公報

專利文獻2：特開2012-187291號公報

專利文獻3：特開2009-136519號公報

技術實現要素：

發明要解決的技術問題

本發明鑒于上述現有技術，將在用于與內窺鏡組合的用途的情況下，需要將液體室插入內窺鏡作為要解決的技術問題。如上述現有技術那樣，若將液體室設置在噴射管的開口部附近，則會引起與內窺鏡組合的用途中液體噴射單元的操作性變差、限制液體室的設計這樣的問題。

用于解決技術問題的方案

本發明用于解決上述技術問題，并可作為以下方式來實現。

(1)根據本發明的一方式，提供一種與內窺鏡組合使用的液體噴射單元，所述內窺鏡具備用于插入體內的長條狀(elongated)的管狀部和連接于所述管狀部的把持部。該液體噴射單元具備：液體室，在所述液體噴射單元與所述內窺鏡組合了的情況下，所述液體室配置于所述內窺鏡的外部；脈動流產生部，使脈動流在所述液體室產生；開口部，用于噴射液體；以及連接流路，具有可撓性，并連接所述液體室和所述開口部。根據該方式，在與內窺鏡組合的用途中使用的情況下，液體室沒有插入內窺鏡。其結果，液體噴射單元的操作性良好，并提高液體室的設計自由度。

(2)根據本發明的其它方式，提供一種與內窺鏡組合使用的液體噴射單元，所述內窺鏡具備用于插入體內的長條狀的管狀部和連接于所述管狀部的把持部。該液體噴射單元具備：脈動流產生部，使脈動流在液體室產生；開口部，用于噴射液體；以及連接流路，具有可撓性，并連接所述液體室和所述開口部，所述連接流路的長度長于所述管狀部的長度。根據該方式，在用于與內窺鏡組合的用途中的情況下，操作性良好。在這種方式的情況下，由于連接流路長于管狀部，因此，即便將連接流路插入管狀部，連接流路也會從管狀部伸出。因此，能夠把持伸出的部位進行操作、或者使開口部從管狀部突出，進而能夠得到上述效果。

(3)根據本發明的其它方式，提供一種液體噴射單元。該液體噴射單元具備：脈動流產生部，使脈動流在液體室產生；開口部，用于噴射液體；連接流路，具有可撓性，并連接所述液體室和所述開口部；以及液體供給流路，作為用于向所述液體室供給液體的流路而通至所述液體室，所述連接流路和所述液體供給流路的楊氏模量、外徑、壁厚和泊松比中至少任一是不同的。根據該方式，能夠使連接流路及液體供給流路的特征得當。不通過脈動流產生部對在液體供給流路流動的液體賦予脈動流，而通過脈動流產生部對在連接流路流動的液體賦予脈動流。即，這種方式的情況下，關于通過脈動流產生部產生的脈動流的有無不同的流路彼此，楊氏模量、外徑、壁厚和泊松比中至少任一并不相同。其結果，能夠使流路的特征對應于通過脈動流產生部產生的脈動流的有無，因此，能夠得到上述效果。

(4)在上述方式中，也可以是，因規定的內壓負載于所述連接流路而引起的流路截面積的增大量比因所述規定的內壓負載于所述液體供給流路而引起的流路截面積的增大量小。根據該方式，能夠使連接流路及液體供給流路的特征更為得當。為使通過脈動流產生部產生的脈動流沒有衰減地傳播到噴射管，優選連接流路伴隨內壓變動的截面積的變動小。另一方面，并不要求液體供給流路傳播脈動流，因此，相比于減小伴隨內壓變動的截面積的增大量，優選優先流路阻力的降低、低成本化等來制造。根據該方式，易于實現這些特征。

(5)上述方式中，也可以是，所述液體室的容積能夠改變，并且，所述脈動流產生部具備能改變所述液體室的容積的容積變更部。根據該方式，能夠通過容積變更來賦予脈動流。

(6)在上述方式中，也可以是，所述脈動流產生部具備用于在所述液體室內產生氣泡的氣泡產生部。根據該方式，能夠通過氣泡的產生賦予脈動流。

本發明能夠以各種方式實現。例如，能夠以具備液體供給機構和控制裝置的液體噴射裝置、包括液體噴射單元的內窺鏡裝置、利用它們的醫療設備的方式等實現。

附圖說明

圖1是內窺鏡裝置的構成圖。

圖2是液體噴射單元的構成圖。

圖3是脈動流產生單元的內部構成的截面圖。

圖4是示出施加于壓電元件的驅動電壓的波形的圖。

圖5是示出驅動電壓的波形與隔膜的變形情況之間的對應關系的圖。

圖6是內窺鏡的立體圖。

圖7是內窺鏡的前端部的放大圖。

圖8是內窺鏡裝置的構成圖(實施方式二)。

圖9是液體噴射單元的構成圖(實施方式二)。

圖10是脈動流產生單元的內部構成的截面圖(實施方式二)。

具體實施方式

對實施方式一進行說明。圖1是內窺鏡裝置10的構成圖。內窺鏡裝置10使液體噴射裝置20與內窺鏡100相組合而構成。內窺鏡裝置10作為醫療設備使用。內窺鏡裝置10具有如下功能：即、向做手術的人提供患者體內的圖像的功能、以及通過從配置于前端部120內的噴射管55對患部脈沖狀地噴射液體來切除患部的功能。在本實施方式中，患者是人。

如圖1所示，脈動流產生單元30在液體噴射裝置20與內窺鏡100組合了的狀態下，配置于內窺鏡100的外部。

圖2示出液體噴射裝置20。液體噴射裝置20具備脈動流產生單元30、液體供給機構50、流路51、液體供給流路52、連接流路53、液體容器59、控制裝置70、信號線71、信號線72和腳踏開關75。脈動流產生單元30、液體供給流路52、連接流路53及噴射管55構成液體噴射單元21。液體噴射單元21是每個手術均進行更換的模塊。為了進行該更換，液體供給流路52可裝卸地連接于液體供給機構50，信號線72可裝卸地連接于脈動流產生單元30。

液體供給機構50經由流路51吸入液體容器59中儲存的液體，并經由液體供給流路52向脈動流產生單元30供給。該液體為生理鹽水。液體供給流路52為聚丙烯制，具有可撓性。脈動流產生單元30使被供給的液體產生脈動流(pulsating flow)。產生了脈動流的液體經由連接流路53而從噴射管55噴射。

控制裝置70控制脈動流產生單元30和液體供給機構50的動作。控制裝置70在啟動過程中總是經由信號線71向液體供給機構50發送用于供給液體的信號。控制裝置70在踩下腳踏開關75的期間，經由信號線72向脈動流產生單元30發送用于產生脈動流的信號。

連接流路53由PEEK(注冊商標)樹脂形成。PEEK樹脂為絕緣體，具有可撓性且楊氏模量高。噴射管55為不銹鋼制，是設置在連接流路53的前端的噴嘴。

由于在供給至噴射管55的液體中產生有脈動流，因此，如前所述，液體以脈沖狀噴射。需要注意的是，本申請的脈沖狀噴射是指，在伴隨有流量或流速變動的狀態下噴射，不限于反復進行液體的噴射和停止。換言之，包括在噴射和噴射之間噴射完全中止的方式、在噴射之間還存在低壓力的流動的方式等各種噴射方式。

為實現上述脈沖狀的噴射，連接流路53優選設計成盡可能地不使脈動流衰減。為減少脈動流的衰減，優選因脈動流引起的連接流路53的變形小。作為關于連接流路53的變形的代表值，下文將討論流路的截面積的變化。

因脈動流引起的截面積的增大量ΔS以下述式(1)表示。

ΔS＝π{(r_in+U_rMAX)²-(r_in+U_rMIN)²}…(1)

式(1)中，r_in表示內壓為零時的內半徑，u_rMAX表示最大內壓P_MAX時的內半徑的增大量，u_rMIN表示最小內壓P_MIN時的內半徑的增大量。內半徑的增大量是指以內壓為零時為標準的增量。整理式(1)，得到式(2)。

ΔS＝π{2r_in(u_rMAX-u_rMIN)+u_rMAX²-u_rMIN²}…(2)

在內壓為P_in的情況下，內徑的增大量u_r以關于厚圓筒的式子、即下述式(3)表示。

[數學式1]

式(3)中的E表示楊氏模量，r_out表示內壓為零時的外半徑，ν表示泊松比。根據式(2)和式(3)，可以說截面積的增大量ΔS取決于楊氏模量E、內半徑r_in、外半徑r_out和泊松比ν。由于內半徑r_in為(外半徑r_out-壁厚)，因此，截面積的增大量ΔS也可以說取決于楊氏模量E、外半徑r_out、壁厚和泊松比ν。

下文示出基于具體的數值的截面積的增大量ΔS的計算例。關于連接流路53，設楊氏模量E＝3.6GPa、內半徑r_in＝1mm、外半徑r_out＝2mm、泊松比ν＝0.4。設最大內壓P_MAX＝1MPa、最小內壓P_MIN＝0MPa。這種情況下，截面積的增大量ΔS根據式(2)及式(3)算出為3.6×10^-3mm²。因此，流動方向每1m的流路的體積增大量為3.6mm³。

通過相同的計算方法，也能夠算出相同壓力條件下液體供給流路52的截面積的增大量ΔS。關于液體供給流路52，設楊氏模量E＝1.5GPa、內半徑r_in＝2mm、外半徑r_out＝3mm、泊松比ν＝0.4。因此，相對于連接流路53，楊氏模量E、內半徑r_in及外半徑r_out不同，而壁厚(1mm)及泊松比ν相同。這種情況下，截面積的增大量ΔS算出為5.03×10^-2mm²。因此，流動方向每1m的流路的體積增大量為50.3mm³。

需要注意的是，式(2)中，若忽視u_r的2次項，則得到下面的式(4)。

ΔS＝2πr_in(u_rMAX-u_rMIN)…(4)

一般，由于與r_in相比u_r為很小的值，因此，即便使用式(4)，也和使用式(2)時算出大致相同的值。將式(3)代入式(4)，得到下式(5)。式(5)中包含的ΔP是最大內壓P_MAX－最小內壓P_MIN。

[數學式2]

根據式(5)，可以說，減小內半徑r_in和泊松比ν、以及增大外半徑r_out和楊氏模量E將有助于減小截面積的增大量ΔS。連接流路53與液體供給流路52相比，外半徑r_out更小，但由于內半徑r_in小、且楊氏模量E大，因此在相同壓力條件下截面積的增大量ΔS變小。

需要注意的是，若內半徑r_in過小，則流路阻力增大。若外半徑r_out過大，則難以插入內窺鏡100。若楊氏模量E過大，則可撓性差。作為考慮這些平衡而進行設計的結果，本實施方式的連接流路53采用上述值。

如圖2所示，連接流路53的長度為長度L1。連接流路53和噴射管55合起來的長度為長度L1a。如圖2所示，這些長度是設計成使得在將連接流路53和噴射管55插入內窺鏡100并將噴射管55配置于前端部120附近的狀態下連接流路53從內窺鏡100伸出的值。

圖3是脈動流產生單元30、連接流路53和具備用于噴射液體的開口部56的噴射管55的截面圖。脈動流產生單元30具備脈動流產生部31和液體室42。脈動流產生部31具備隔膜32和壓電元件33作為容積變更部。

如上所述，在液體噴射裝置20與內窺鏡100組合了的狀態下，脈動流產生單元30配置于內窺鏡100的外部。因此，脈動流產生單元30包括的液體室42在液體噴射裝置20與內窺鏡100組合了的狀態下也配置于內窺鏡100的外部。

液體室42是第一殼體34與隔膜32之間的空間，形成液體供給流路52與連接流路53之間的流路。隔膜32為圓盤狀的金屬薄板，其外周部分夾在第一殼體34和第二殼體36之間而被固定。第一殼體34、第二殼體36及后述的第三殼體38為不銹鋼制。

如圖3所示，通至液體室42的出口流路45設置為從第一殼體34伸出。出口流路45及連接流路53通過連接環57a連接。連接流路53及噴射管55通過連接環57b連接。連接環57a、57b是不銹鋼制的環形狀的部件。連接環57a通過粘接劑固定于出口流路45和連接流路53各自上。連接環57b通過粘接劑固定于連接流路53和噴射管55各自上。

如圖3所示，出口流路45、連接流路53及噴射管55的內徑相等。但是，此處所說的噴射管55的內徑是連接流路53和噴射管55的連接部位處的內徑。由此，從出口流路45到噴射管55的連接部位，流路沒有階梯差，因此，抑制脈動流的衰減。

壓電元件33是通過自控制裝置70施加的驅動電壓而動作的致動器。壓電元件33通過使在隔膜32和第一殼體34之間形成的液體室42的容積變動而使液體室42內的液體的壓力發生變動。壓電元件33為層疊型壓電元件，其一端固定于隔膜32，另一端固定于第三殼體38。

當施加于壓電元件33的驅動電壓增大時，壓電元件33伸長，隔膜32被壓電元件33推壓而向液體室42側撓曲。當隔膜32向液體室42側撓曲時，液體室42的容積變小，從液體室42向連接流路53壓出液體室42內的液體。

另一方面，當施加于壓電元件33的驅動電壓變小時，壓電元件33縮小，液體室42的容積增大，液體從液體供給流路52流入液體室42內。

由于從控制裝置70施加于壓電元件33的驅動電壓以規定的頻率(例如400Hz)反復接通(最大電壓)和切斷(0V)，因此，液體室42的容積也反復進行擴大和縮小，從而在液體中產生脈動流。

圖4示出對壓電元件33施加的驅動電壓的波形的一個例子。在圖4中，橫軸表示時間，縱軸表示驅動電壓。驅動電壓的波形的一周期由電壓增大的上升沿期間(b)、電壓最大的時刻(c)、電壓減小的下降沿期間(d)、以及不施加電壓的休止期間(a)、(e)構成。

驅動電壓的上升沿期間的波形是在正電壓方向上偏移且相位錯開-90度的sin波形的1/2周期的波形。驅動電壓的下降沿期間的波形是在正電壓方向上偏移且相位錯開+90度的sin波形的1/2周期的波形。而且，下降沿期間的sin波形的周期比上升沿期間的sin波形的周期更大。

當驅動電壓的大小改變時，圖4所示的波形的最大值也會改變。而且，當驅動電壓的頻率改變時，上升沿期間和下降沿期間的波形不變，而休止期間的長度會改變。

圖5示出驅動電壓的波形與隔膜32的變形情況之間的對應關系。另外，圖5中，在壓電元件33與隔膜32之間設置有加強部件39。在休止期間(a)中，由于未施加驅動電壓，從而壓電元件33不會伸長，隔膜32不會撓曲。在上升沿期間(b)中，由于驅動電壓增大，從而壓電元件33伸長，隔膜32向液體室42側撓曲，液體室42的容積減小。

在時刻(c)，驅動電壓為最大，因此，壓電元件33的長度也變成最大，液體室42的容積變成最小。在下降沿期間(d)中，由于驅動電壓減小，從而壓電元件33開始恢復成原有大小，液體室42的容積也開始恢復成原有大小。在休止期間(e)，由于未施加驅動電壓，從而壓電元件33恢復至原有大小，液體室42的容積也恢復至原有大小。通過重復進行該(a)至(e)所示的一系列動作，液體室42中的液體產生脈動流。

圖6是內窺鏡100的立體圖。內窺鏡100是公知的軟性內窺鏡。圖6示出的是與液體噴射裝置20組合后的狀態、具體而言、連接流路53和噴射管55插入內窺鏡100后的狀態。

內窺鏡100具備管狀部110、連接流路插入口130、把持部140、操作部150和連接部160。管狀部110是插入患者體內的部位，其具備軟性部113、彎曲部115和前端部120。

圖6所示的軟性部113是以柔軟彎曲的原材料形成的長條(尺寸長)狀的部位，連接流路53和噴射管55插入其內部。彎曲部115隨著操作部150的操作而改變彎曲方向。連接流路插入口130是用于讓連接流路53及噴射管55插入管狀部110內的開口部。

如圖6所示，管狀部110的長度為長度L2，從連接流路插入口130到前端部120的長度為長度L2a。長度L2比長度L2a短。長度L2a比長度L1a短、且比長度L1短。因此，連接流路53的長度L1比管狀部110的長度L2長。另外，由于長度L2a比長度L1a短，從而如上所述，在將連接流路53和噴射管55插入內窺鏡100并將噴射管55配置在前端部120附近的狀態下，連接流路53從連接流路插入口130伸出，成為易于把持連接流路53的配置。

圖7是前端部120的放大圖。在前端部120設有燈121、物鏡122、送氣送水口123、吸氣吸水口124和開口部125。物鏡122是為了觀察前端部120附近而設置的，與通過軟性部113內的光纖(未圖示)連接。燈121發出用于該觀察的光。

送氣送水口123是用于排出空氣、生理鹽水等液體的開口部。吸氣吸水口124是用于吸入周圍的空氣、液體的開口部。開口部125是為了使噴射管55露出而設置的。圖7中示出插入的噴射管55和噴射管55的開口部56。

如圖6所示，把持部140連接于管狀部110，是用于做手術的人把持的部位。在把持部140的上部設置有操作部150。操作部150設置有用于操作彎曲部115的朝向的旋鈕、和用于操作送氣送水、吸氣吸水的按鈕。連接部160與用于實現上述燈121的照明、送氣送水、吸氣吸水等的控制設備、顯示通過物鏡122拍攝到的圖像的顯示器等連接。

通過組合上述液體噴射裝置20和內窺鏡100，從而做手術的人能夠邊將管狀部110插入患者的體內而觀察患部附近的圖像的同時，邊從插入管狀部110內的噴射管55的開口部56噴射脈沖流(パルス流)而切除患部。

根據以上說明的實施方式一，至少能夠獲得以下效果。

(A)通過在液體噴射裝置20與內窺鏡100組合了的狀態下，使包括液體室42的脈動流產生單元30配置于內窺鏡100的外部，從而至少實現以下三個效果。

(A-1)即便做手術的人為了調節噴射管55的位置而操作連接流路53，液體室42不會移動。因此，做手術的人能夠容易地操作連接流路53。

(A-2)由于包括液體室42的脈動流產生單元30的重量沒有負載于內窺鏡100，從而能夠容易地把持內窺鏡100。

(A-3)包括液體室42的脈動流產生單元30由于無需在內窺鏡裝置10的使用中移動、或者插入管狀部110，因此，無需小型化。

(B)相比于從連接流路插入口130到前端部120的長度L2，連接流路53的長度L1更長。因此，做手術的人在將連接流路53插入管狀部110內而將噴射管55配置于了前端部120附近的狀態下，能夠把持連接流路53。

(C)連接流路53設計為即便內壓變化，流路截面積也不易變化。因此，通過脈動流產生單元30產生的脈動流不會大的衰減地傳播到噴射管55。其結果，發揮高的切除能力。

(D)液體供給流路52無需設計成抑制脈動流的衰減。因此，既可以為楊氏模量低的材質，也可以增大內半徑r_in，還可以減小外半徑r_out。如果楊氏模量低也行，則能夠如本實施方式這樣選擇聚丙烯等廉價的材質。如果內半徑r_in大，能夠降低流路阻力。如果外半徑r_out小，則由于壁厚變薄，因而實現輕便化和低成本化的同時，提高可撓性，使操作性變優。

對實施方式二進行說明。圖8是內窺鏡裝置10a的構成圖。內窺鏡裝置10a通過使液體噴射裝置20a組合于內窺鏡100而構成。內窺鏡100和實施方式一中說明的相同。內窺鏡裝置10a具有和實施方式一的內窺鏡裝置10同樣的功能。

圖9示出液體噴射裝置20a。液體噴射裝置20a具備液體噴射單元21a以代替液體噴射單元21。液體噴射單元21a具備脈動流產生單元300以代替脈動流產生單元30。其它構成成分沒有特別說明的話，和實施方式一相同。

圖10是液體供給流路52、連接流路53和脈動流產生單元300的截面圖。脈動流產生單元300具備管310、光纖320和光脈澤源500。在不銹鋼的管310的內部形成液體室420。液體室420連接于液體供給流路52及連接流路53。

光纖320連接液體室420內和光脈澤源500。當從控制裝置70經由信號線72向光脈澤源500施加驅動電壓時，光脈澤源500輸出光脈澤。本實施方式的光脈澤的波長為2.1μm。輸出的光脈澤通過光纖320而導入液體室420內。

若向液體室420內發出光脈澤，則光纖320的前端附近的液體吸收光脈澤的能量而汽化(氣化)。在本實施方式中，由于間歇性地實施光脈澤的輸出，因此，也間歇性地發生該汽化。由此，在光纖320的前端附近間歇性地生成氣泡。通過該間歇性地生成氣泡，液體室420的壓力變動。通過該壓力變動，在連接流路53中產生脈動流。通過該脈動流，與實施方式一的液體噴射裝置20同樣地能夠切除患部。需要說明的是，如上所述，光脈澤源500作為脈動流產生部及氣泡產生部發揮功能。另外，液體室420作為使脈動流產生的場所存在即可，也可以是液體供給流路52或連接流路53的一部分，形狀、材質等不限于此。

在實施方式二中同樣，通過在液體噴射裝置20a與內窺鏡100組合了的狀態下將包括液體室420的脈動流產生單元300配置于內窺鏡100的外部，從而能夠得到在實施方式一中作為(A)說明的效果。

在實施方式二中同樣，由于液體供給流路52及連接流路53與實施方式一相同地設計，因此，能夠得到在實施方式一中作為(B)、(C)、(D)說明的效果。

本發明并不限于本說明書的實施方式、實施例、變形例，在不脫離其宗旨的范圍內，可用各種構成實現。例如，為了解決上述技術問題的一部分或全部、或者為了達到上述效果的一部分或全部，可對記載于發明內容部分的各方式中的技術特征所對應的實施方式、實施例、變形例中的技術特征適當進行替換、組合。如果該技術特征在本說明書中不是作為必須特征被說明，則可將其適當刪除。例如，例示以下內容。

也可以構成為能夠選擇短時間內以大流量噴射的模式和長時間地以小流量噴射的模式中任一模式。在這種構成時，當作為醫療設備使用的情況下，做手術的人也可以根據癥狀選擇模式。

噴射管、連接流路、液體供給流路等的材質也可以適當變更。例如，也可以從金屬、樹脂等中選擇。

內窺鏡可以不是上述的軟性型，也可以為硬性型。

噴射的液體也可以為純水、藥液等。

用于氣泡產生部的加熱單元也可以不是光脈澤器，也可以是電阻加熱器、陶瓷加熱器、微波等。

連接流路和液體供給流路的楊氏模量、外徑、壁厚、泊松比中至少任一可以不同，也可以它們全部相同。

包括液體室的脈動流產生部既可以懸掛配置于內窺鏡的附近，也可以懸掛于內窺鏡。這樣的配置也包含在本申請中配置于內窺鏡外部的方式之內。根據這樣的配置，能夠將連接流路設計得短，因此能夠更加抑制衰減。

實施方式二的液體噴射單元既可以與實施方式一同樣地每個手術均全部更換，也可以僅更換一部分。例如，可以不更換光脈澤源及光纖。即，也可以在更換管、連接流路、液體供給流路時，將光纖從已使用的管上另換到新的管上。這樣，能夠降低昂貴的光脈澤源的更換頻率。

液體噴射單元的使用目的也可以不是人的治療。

例如，既可以治療除人之外的動物，也可以用于研究、教育來切除人體組織。

或者，液體噴射單元既可以用于通過噴射的液體除去污漬的清洗裝置，也可以用于通過噴射的液體畫線等的描繪裝置。

附圖標記說明

10…內窺鏡裝置 10a…內窺鏡裝置 20…液體噴射裝置 20a…液體噴射裝置 21…液體噴射單元 21a…液體噴射單元 30…脈動流產生單元 31…脈動流產生部 32…隔膜 33…壓電元件 34…第一殼體 36…第二殼體 38…第三殼體 39…加強部件 42…液體室 45…出口流路 50…液體供給機構 51…流路 52…液體供給流路 53…連接流路 55…噴射管 56…開口部 57a…連接環 57b…連接環 59…液體容器 70…控制裝置 71…信號線 72…信號線 75…腳踏開關 100…內窺鏡 110…管狀部 113…軟性部 115…彎曲部 120…前端部 121…燈 122…物鏡 123…送氣送水口 124…吸氣吸水口 125…開口部 130…連接流路插入口 140…把持部 150…操作部 160…連接部 300…脈動流產生單元 310…管320…光纖 420…液體室 500…光脈澤源。