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本发明提供医疗设备。从设置于液体喷射管的前端的喷嘴呈脉冲状地喷射液体。此时，检测喷嘴的移动速度，当移动速度变快时提高压电元件的驱动频率，当移动速度变慢时降低压电元件的驱动频率。由此，能够使得每单位长度喷射液体的次数不会根据喷嘴的移动速度而改变，因此能够以稳定的切除深度切除生物组织。

权利要求书
1.  一种医疗设备，其从设置于液体喷射管的前端的喷嘴喷射液体，该医疗设备包含以下部分：
脉动产生部，其通过压电元件的移位来变更与所述液体喷射管连接的液体室的容积，使所述液体产生脉动；
液体供给部，其向所述液体室供给所述液体；
移动速度检测部，其检测所述喷嘴的移动速度；以及
脉动产生控制部，其进行如下控制：与所述喷嘴的移动速度是第1移动速度的情况相比，在所述喷嘴的移动速度是比该第1移动速度快的第2移动速度的情况下，提高所述压电元件的驱动频率来控制所述脉动。

2.  根据权利要求1所述的医疗设备，其中，
所述脉动产生控制部在所述喷嘴的移动速度变快时提高所述压电元件的驱动频率，或者在所述喷嘴的移动速度变慢时降低所述压电元件的驱动频率，由此控制所述脉动。

3.  根据权利要求1所述的医疗设备，其中，
所述脉动产生控制部具有：
对应关系存储部，其存储有所述喷嘴的移动速度与所述压电元件的驱动频率之间的多种对应关系；以及
对应关系选择部，其从多种所述对应关系中选择一种该对应关系，
通过参照所选择的所述对应关系，来决定与所述喷嘴的移动速度对应的所述驱动频率。

4.  根据权利要求1所述的医疗设备，其中，
所述脉动产生控制部根据所述驱动频率来变更所述液体供给部供给到所述液体室的所述液体的供给流量。

5.  根据权利要求4所述的医疗设备，其中，
所述驱动频率越高，所述脉动产生控制部越增加所述供给流量。

6.  根据权利要求5所述的医疗设备，其中，
在与所述喷嘴的移动速度对应的所述驱动频率超过预定的上限频率的情况下，所 述脉动产生控制部将该驱动频率保持为该上限频率。

7.  根据权利要求6所述的医疗设备，其中，
该医疗设备具有第1报知部，该第1报知部在所述驱动频率被保持为所述上限频率的情况下，报知已保持为所述上限频率。

8.  根据权利要求5所述的医疗设备，其中，
在所述供给流量达到了所述供给流量的上限值即上限供给流量的情况下，所述脉动产生控制部将所述驱动频率保持为达到该上限供给流量时的驱动频率。

9.  根据权利要求8所述的医疗设备，其中，
该医疗设备具有第2报知部，该第2报知部在所述供给流量达到了所述上限供给流量的情况下，报知保持了所述驱动频率。

10.  根据权利要求4所述的医疗设备，其中，
所述脉动产生控制部对所述液体供给部进行如下控制：使得所述供给流量成为比对所述脉动产生部引起的所述液体室的容积减小量乘以所述驱动频率而得到的流量大的流量。

11.  根据权利要求1所述的医疗设备，其中，该医疗设备具有：
液体喷射部，在该液体喷射部上直立地设置有所述液体喷射管，并且在该液体喷射部的内部形成有所述液体室；
摄影部，其安装于所述液体喷射部，按照预定的时间间隔拍摄被喷射所述液体的部位的图像即对象图像；以及
移动距离检测部，其对按照所述预定的时间间隔得到的所述对象图像进行比较，由此在所述对象图像上检测被喷射所述液体的部位的移动距离，
所述移动速度检测部根据所述移动距离检测所述喷嘴的移动速度。

12.  根据权利要求11所述的医疗设备，其中，
所述摄影部是从多个方向拍摄所述对象图像的摄影部，
所述移动速度检测部通过对从所述多个方向得到的所述对象图像进行分析来检测被喷射所述液体的部位与所述喷嘴之间的距离，还考虑了该距离来检测所述喷嘴的移动速度。

13.  根据权利要求11所述的医疗设备，其中，
所述摄影部被设置为可相对于所述液体喷射部进行拆装。

14.  根据权利要求1所述的医疗设备，其中，该医疗设备具有：
液体喷射部，在该液体喷射部上直立地设置有所述液体喷射管，并且在该液体喷射部的内部形成有所述液体室；
摄影部，其按照预定的时间间隔至少从两个方向拍摄所述液体喷射部；以及
记号部件，其安装于所述液体喷射部和所述液体喷射管中的至少一方的预定位置处，
所述移动速度检测部通过从所述摄影部拍摄的图像中检测所述记号部件的位置，来检测所述喷嘴的移动速度。

15.  根据权利要求14所述的医疗设备，其中，
所述记号部件安装于所述液体喷射部和所述液体喷射管中的至少一方的多个部位处，
所述移动速度检测部根据多个所述记号部件的位置来检测所述喷嘴的朝向，还考虑了该喷嘴的朝向来检测所述喷嘴的移动速度。

16.  根据权利要求14所述的医疗设备，其中，
所述记号部件是粘贴在所述液体喷射部和所述液体喷射管中的至少一方上的部件。

说明书医疗设备
本申请要求2012年5月15日申请的日本特愿2012-111570和2012年6月26日申请的日本特愿2012-142742以及2012年6月26日申请的日本特愿2012-142743的优先权，这里以引证的方式将这些申请的内容结合到本申请中。
技术领域
本发明涉及医疗设备。
背景技术
公知有喷射加压液体来切断生物组织的医疗设备。例如，在日本特开2008－82202号公报中公开了通过从喷嘴朝向生物组织呈脉冲状地喷射加压后的液体来切开或切除生物组织的医疗设备。此外，在日本特开2010－51896号公报中，公开了通过检测喷嘴的倾斜度来调整送液泵的流量的医疗设备。
但是，在上述任意一个专利文献所公开的医疗设备中，当喷嘴前端的运动速度（移动速度）不同时，生物组织的每单位长度的喷射次数发生变化，因此生物组织被切除的深度（切除深度）发生变化。因而存在难以以稳定的深度进行切除的问题。
发明内容
本发明是为了解决现有技术存在的上述课题中的至少一部分而完成的，其目的在于提供一种即使喷嘴前端的移动速度发生变化，也能够以稳定的深度切除生物组织的医疗设备。
本发明正是为了解决上述课题中的至少一部分而完成的，可作为以下方式来实现。根据本发明的一个方式，提供从设置于液体喷射管前端的喷嘴喷射液体的医疗设备。该医疗设备具有：脉动产生部，其通过压电元件的移位来变更与所述液体喷射管连接的液体室的容积，使所述液体产生脉动；液体供给部，其向所述液体室供给所述液体；移动速度检测部，其检测所述喷嘴的移动速度；以及脉动产生控制部，其进行 如下控制：与所述喷嘴的移动速度是第1移动速度的情况相比，在所述喷嘴的移动速度是比该第1移动速度快的第2移动速度的情况下，提高所述压电元件的驱动频率来控制所述脉动。
在与喷嘴的移动速度无关地以相同的驱动频率喷射液体时，每单位长度喷射液体的次数根据喷嘴的移动速度而改变，因此切除深度也发生变化。因此，与喷嘴的移动速度是第1移动速度的情况相比，在喷嘴的移动速度是比该第1移动速度快的第2移动速度的情况下，提高压电元件的驱动频率来控制所述脉动，由此，无论喷嘴的移动速度如何，都能够以稳定的切除深度切除生物组织。
在这样的医疗设备中，所述脉动产生控制部可以在所述喷嘴的移动速度变快时提高所述压电元件的驱动频率、或者在所述喷嘴的移动速度变慢时降低所述压电元件的驱动频率，由此进行所述脉动控制。
或者，在这样的医疗设备中，还可以具有：液体喷射部，在该液体喷射部上直立地设置有所述液体喷射管，在该液体喷射部的内部形成有所述液体室；摄影部，其被安装于所述液体喷射部，按照预定的时间间隔拍摄被喷射所述液体的部位的图像即对象图像；以及移动距离检测部，其对按照所述预定的时间间隔得到的所述对象图像进行比较，由此在所述对象图像上检测被喷射所述液体的部位的移动距离。所述移动速度检测部根据所述移动距离检测所述喷嘴的移动速度。
在这样的医疗设备中，还可以具有：液体喷射部，在该液体喷射部上直立地设置有所述液体喷射管，并在该液体喷射部的内部形成有所述液体室；摄影部，其按照预定的时间间隔至少从两个方向拍摄所述液体喷射部；以及记号部件，其被安装于所述液体喷射部或所述液体喷射管的预定位置处。该移动速度检测部通过从所述摄影部拍摄的图像中检测所述记号部件的位置，来检测所述喷嘴的移动速度。
或者，在这样的医疗设备中，还可以是：所述记号部件被安装于所述液体喷射部或所述液体喷射管的多个部位，所述移动速度检测部根据多个所述记号部件的位置检测所述喷嘴的朝向，还考虑了该喷嘴的朝向来检测所述喷嘴的移动速度。
上述本发明的各方式具有的多个结构要素不是全部必需的，为了解决上述课题的一部分或全部，或者为了实现本说明书记载的效果的一部分或全部，可以针对所述多个结构要素的一部分结构要素，适当地进行变更、删除、替换为其他新的结构要素、或删除限定内容的一部分。此外，为了解决上述课题的一部分或全部、或者为了实现 本说明书记载的效果的一部分或全部，可以将上述本发明的一个方式中包含的技术特征的一部分或全部与上述本发明的其他方式中包含的技术特征的一部分或全部相组合，来形成本发明的独立的一个方式。
附图说明
图1是示出第1实施方式中的医疗设备的大致结构的说明图。
图2A和图2B是示出第1实施方式中的喷头（applicator）的详细结构的说明图。
图3是示出第1实施方式中的控制部的大致结构的说明图。
图4是在第1实施方式中由控制部执行的运转控制处理的流程图。
图5A和图5B是概念性地示出在第1实施方式中与喷嘴的移动速度对应地存储有驱动频率的表的说明图。
图6A和图6B是概念性地示出在第1实施方式中存储有与驱动频率对应的供给流量的表的说明图。
图7A和图7B是示出在第1实施方式中无论喷嘴的移动速度如何都以相同的驱动频率进行驱动时的说明图。
图8是在第1实施方式中可选择多种表的第1变形例的说明图。
图9是在第1实施方式中对供给流量设定了裕量的第2变形例的说明图。
图10是在第1实施方式中利用激光来喷射液体的第3变形例的说明图。
图11是在第1实施方式中利用加热器来喷射液体的第4变形例的说明图。
图12是示出第2实施方式中的医疗设备的大致结构的说明图。
图13A和图13B是示出第2实施方式中的喷头的详细结构的说明图。
图14A和图14B是示出在第2实施方式中生物组织的切除深度根据喷嘴的移动速度而变化的机理的说明图。
图15是示出在第2实施方式中控制部控制压电元件的驱动的方法的框图。
图16是概念性地示出在第2实施方式中与喷嘴的移动速度对应地存储有驱动频率的表的说明图。
图17是示出第2实施方式中的第1变形例的喷头的大致结构的说明图。
图18是示出第2实施方式中的第2变形例的喷头的大致结构的说明图。
图19是在第2实施方式中利用激光来喷射液体的第3变形例的说明图。
图20是在第2实施方式中利用加热器来喷射液体的第4变形例的说明图。
图21是示出第3实施方式中的医疗设备的大致结构的说明图。
图22A和图22B是示出第3实施方式中的喷头的详细结构的说明图。
图23是示出第3实施方式中的喷头的外观的说明图。
图24A和图24B是示出在第3实施方式中生物组织的切除深度根据喷嘴的移动速度而变化的机理的说明图。
图25是在第3实施方式中控制部为了控制压电元件的驱动而进行的驱动控制处理的流程图的前半部分。
图26是在第3实施方式中控制部为了控制压电元件的驱动而进行的驱动控制处理的流程图的后半部分。
图27是概念性地示出在第3实施方式中与喷嘴的移动速度对应地存储有驱动频率的表的说明图。
图28是在第3实施方式中利用激光来喷射液体的第1变形例的说明图。
图29是在第3实施方式中利用加热器来喷射液体的第2变形例的说明图。
标号说明
1010、2010、3010：医疗设备
1100、2100、3100：喷头
1101、2101、3101：底板
1102、2102、3102：第1外壳
1102c、2102c、3102c：凹部
1102h、2102h、3102h：贯通孔
1104、2104、3104：第2外壳
1104c、2104c、3104c：凹部
1104i、2104i、3104i：供给通路
1104o、2104o、3104o：喷射通路
1106、2106、3106：液体喷射管
1108、2108、3108：喷嘴
1110、2110、3110：液体室
1112、2112、3112：压电元件
1114、2114、3114：隔膜
1116、2116、3116：垫片（shim）
1120、2120、3120：加强板
1130：加速度传感器
1140、2140、3140：激光振荡器
1140f、2140f、3140f：光纤电缆
1150：加热器
1200、2200、3200：控制部
1202：CPU
1204：ROM
1206：RAM
1208：操作部
1210：输入输出部
1212：蜂鸣器
1300、2300、3300：液体供给部
1302、2302、3302：第1连接管
1304、2304、3304：第2连接管
1306、2306、3306：液体容器
2130：照相机
2132：安装部
2134：圆环部件
2136：螺钉
2150：加热器
3012：手术台
3014：照明器
3130：标记
3150：照相机
3160：加热器
具体实施方式
A.第1实施方式：
A－1.装置结构：
图1是示出第1实施方式的医疗设备1010的大致结构的说明图。所图示的医疗设备1010用于通过朝向生物组织喷射水或生理食盐水等液体来切开或切除生物组织的手术方法。
如图所示，第1实施方式的医疗设备1010由以下部分构成：供操作者手持地进行操作来喷射液体的喷头1100；向喷头1100提供液体的液体供给部1300；收纳待喷射的液体的液体容器1306；以及对喷头1100和液体供给部1300的动作进行控制的控制部1200等。
喷头1100由以下部分构成：第1外壳1102、安装于第1外壳1102的第2外壳1104、从第2外壳1104起朝与第1外壳1102相反的一侧突出设置的液体喷射管1106和设置于液体喷射管1106的前端的喷嘴1108等。在第1外壳1102与第2外壳1104的对接面处形成有液体室1110。此外，在第1外壳1102中收纳有层叠型的压电元件1112。在向压电元件1112施加电压使其拉伸时，液体室1110发生变形从而液体室1110的容积减小，当解除了施加给压电元件1112的电压时，液体室1110的变形复原而恢复到原来的容积。在以预定频率反复对压电元件1112进行电压的施加和解除（以下也称作接通/断开）时，与此相应地，液体室1110的容积反复地增减，液体室1110的内部压力产生脉动。第1实施方式的压电元件1112作为本发明中的“脉动产生部”发挥功能。
液体供给部1300经由第2连接管1304与液体室1110连接。液体供给部1300经由第1连接管1302与液体容器1306连接。在使液体供给部1300工作时，将液体容器1306内的液体供给到液体室1110。在一边使液体供给部1300工作来向液体室1110供给液体，一边向压电元件1112施加以预定频率接通/断开的驱动电压时，液体室1110的容积反复地增减，与液体室1110内的压力脉动相应地，产生来自于喷嘴1108的脉冲状的喷射。在施加驱动电压的期间，持续从喷嘴1108喷射脉冲状的液体。
在喷头1100中还设置有加速度传感器1130。加速度传感器1130的输出经由未图示的电缆而输入到控制部1200。控制部1200根据由加速度传感器1130检测到的喷头1100的加速度，检测喷嘴1108的移动速度。详情后述，控制部1200根据喷嘴 1108的移动速度，控制每单位时间对压电元件1112施加驱动电压的次数（驱动频率）、和液体供给部1300向液体室1110供给液体的流量（供给流量）。另外，第1实施方式的控制部1200对应于本发明中的“脉动产生控制部”。此外，第1实施方式的加速度传感器1130对应于本发明中的“移动速度检测部”。
图2A和图2B是示出喷头1100的详细结构的说明图。图2A示出了截取了喷头1100的截面的分解组装图，图2B示出了组装后的截面图。在第1外壳1102上，在与第2外壳1104对接的面的大致中央，形成有较大的圆形的浅凹部1102c，在凹部1102c的中央位置，贯通第1外壳1102而形成有圆形截面的贯通孔1102h。
在凹部1102c的底部，以封闭贯通孔1102h的状态设置有金属制的薄隔膜1114，隔膜1114的周缘部通过焊接或扩散接合等方法被气密地固定到凹部1102c的底部。从隔膜1114的上方，将呈圆环形状的金属制的加强板1120缓慢嵌入到凹部1102c中。在被隔膜1114封闭的贯通孔1102h中收纳有压电元件1112，在压电元件1112的后侧，通过圆板形状的金属制的底板1101将贯通孔1102h封闭。在压电元件1112与隔膜1114之间设置有金属制的圆板形状的垫片1116。
在第2外壳1104上，在与第1外壳1102对接一侧的面上，形成有圆形的浅凹部1104c。该凹部1104c的内径被设定为与嵌入到第1外壳1102上的加强板1120的内径大致相同的大小。在将第1外壳1102组装到第2外壳1104上时，由设置于第1外壳1102侧的隔膜1114和加强板1120的内周面、以及设置于第2外壳1104上的凹部1104c形成了大致圆板形状的液体室1110。在第2外壳1104中，设置有用于从第2外壳1104的侧方对液体室1110供给液体的供给通路1104i。在凹部1104c的中央位置处，贯通有供液体室1110中加压后的液体通过的喷射通路1104o。液体喷射管1106通过内径部分插在该喷射通路1104o开口的部分处，在液体喷射管1106的前端形成有喷嘴1108。
此外，在第1实施方式的喷头1100中，设置有检测喷头1100的加速度的加速度传感器1130。加速度传感器1130的输出经由未图示的电缆输入到控制部1200。另外，虽然在图2A和图2B所示的例子中，设置了第2外壳1104的加速度传感器1130，但也可以在第1外壳1102中设置加速度传感器1130。
图3是示出控制部1200的大致结构的说明图。控制部1200是经由总线以可交换数据的方式连接了CPU1202、ROM1204和RAM1206等的微型计算机。在控制部 1200中，还设置有供医疗设备1010的操作者操作的操作部1208、输入输出部1210和蜂鸣器1212等。由输入输出部1210读入加速度传感器1130的输出并存储到RAM1206中。从输入输出部1210输出施加给压电元件1112的驱动电压、和控制液体供给部1300的动作的控制信号。
A－2．医疗设备的运转控制处理：
图4是第1实施方式的控制部1200为了控制医疗设备1010的动作而执行的运转控制处理的流程图。当医疗设备1010的操作者对设置于操作部1208的未图示的操作开关进行了操作时，在预定的初始化动作后执行该处理。
控制部1200在开始运转控制处理后，首先根据喷头1100上搭载的加速度传感器1130的输出，检测喷嘴1108的移动速度（步骤S1100）。即，喷嘴1108的移动速度由喷头1100进行摆头运动的分量、和喷头1100整体的平移运动的分量构成。此外，在喷头1100上，搭载有检测相互垂直的三个轴的平移方向和旋转方向（合计六个方向）的加速度的加速度传感器1130。如果对这些加速度进行积分，则能够得到喷头1100在三轴方向上移动的速度和三轴的旋转速度。因此，根据这些速度来检测喷嘴1108的移动速度。
接着，根据检测到的喷嘴1108的移动速度，决定压电元件1112的驱动频率（每单位时间对压电元件1112施加驱动电压的次数）（步骤S1102）。通过参照预先存储在ROM1204中的表来决定与喷嘴1108的移动速度对应的驱动频率。
图5A和图5B是概念性地示出存储有与喷嘴1108的移动速度对应的驱动频率的表的说明图。图5A示出了表中设定的数据，图5B用折线图来表示表的内容。如图所示，在喷嘴1108的移动速度达到上限速度之前的范围内，驱动频率被设定为与喷嘴1108的移动速度成比例的值。因此，喷嘴1108的每单位长度的脉冲数（液体的喷射次数）与喷嘴1108的移动速度无关而保持恒定。而在喷嘴1108的移动速度达到上限速度后，驱动频率保持在上限频率。另外，在图5A和图5B中，说明了在喷嘴1108的移动速度达到上限速度之前，移动速度与驱动频率完全成比例的例子，但移动速度与驱动频率只要大致成比例就足够了，为了能够得到更理想的结果，还可以从与移动速度成比例的值起，略微地增减驱动频率。在图4所示的运转控制处理的步骤S1102中，通过对表中设定的数据进行插值来计算与在步骤S1100中得到的喷嘴1108的移动速度对应的驱动频率。另外，喷嘴的移动速度与驱动频率只要保持一一对应的关系 即可，即使是二次函数等N次函数的关系、对数关系、通过折线表示的关系等正比例以外的关系，也没有问题。在其他实施方式和它们的变形例中也同样如此。在这种情况下，可能产生每单位长度的脉冲数未必固定的情况。
接着，控制部1200根据驱动频率来决定从液体供给部1300供给到喷头1100的液体的供给流量（步骤S1104）。通过参照预先存储在ROM1204中的表来决定与驱动频率对应的供给流量。
图6A和图6B是概念性地示出存储有与驱动频率对应的供给流量的表的说明图。图6A示出了表中设定的数据，图6B用折线图来表示表的内容。如图所示，供给流量被设定为与驱动频率大致成比例的值，但当驱动频率小于预定频率（这里为200Hz）时，保持在下限供给流量，当驱动频率大于预定频率（这里为1000Hz）时，保持在上限供给流量。在图4所示的运转控制处理的步骤S1104中，通过对表中设定的数据进行插值来计算与在步骤S1102中得到的驱动频率对应的供给流量。
然后，控制部1200判断驱动频率是否达到了上限频率（步骤S1106），如果达到了上限频率（步骤S1106：是），则从蜂鸣器1212输出警报声（步骤S1110）。与此相对，在驱动频率没有达到上限频率的情况下（步骤S1106：否），判断供给流量是否达到了上限供给流量（步骤S1108），在达到了上限供给流量的情况下（步骤S1108：是），从蜂鸣器1212输出警报声（步骤S1110）。另外，在驱动频率达到了上限频率时（步骤S1106：是）和供给流量达到了上限供给流量时（步骤S1108：是），可以使蜂鸣器1212输出的警报声不同。此外，虽然这里是从蜂鸣器1212输出警报声，但是不限于此，也可以点亮警报灯、显示警告画面、或者使喷头1100振动。第1实施方式的蜂鸣器1212对应于本发明中的“第1报知部”以及“第2报知部”。另外，只要能够通过表唯一地设定频率与供给流量的对应关系，则也可以是根据上限频率或上限供给流量中的任意一方进行判定的控制处理。
另一方面，在驱动频率没有达到上限频率（步骤S1106：否）、且供给流量没有达到上限供给流量的情况下（步骤S1108：否），向液体供给部1300输出控制信号，使得以决定的驱动频率对压电元件1112施加驱动电压，并且以决定的供给流量向喷头1100供给液体（步骤S1112）。然后，判断医疗设备1010的运转是否停止，即，判断操作者是否对控制部1200的操作部1208进行了操作而指示了医疗设备1010的运转停止（步骤S1114）。其结果，在判断为不停止运转的情况下（步骤S1114：否）， 再次返回步骤S1100，重复上述一系列的处理。与此相对，在判断为停止运转的情况下（步骤S1114：是），结束图4的运转控制处理。在第1实施方式的医疗设备1010中，如上所述，与喷嘴1108的移动速度对应地改变驱动频率，因此能够以稳定的切除深度切除生物组织。关于这一点进行补充说明。
图7A和图7B是示出无论喷嘴1108的移动速度如何都以相同的驱动频率对压电元件1112进行驱动时的说明图。图7A例示了喷嘴1108的移动速度慢的情况，图7B例示了移动速度快的情况。如果驱动频率相同，则每单位时间从喷嘴1108呈脉冲状地喷射液体的次数相同。因此，例如图7B所示，当喷嘴1108的移动速度变快时，稀疏地喷射液体（每单位长度喷射液体的次数变少）。其结果，与图7A相比，在图7B中生物组织的切除深度变浅。对此，在本实施方式中，当喷嘴1108的移动速度变快时，提高驱动频率，因此能够将切除深度保持为相同的深度。在喷嘴1108的移动速度变慢的情况下也同样成立。即，在喷嘴1108的移动速度变慢的情况下，如果保持原样，则会密集地喷射液体（每单位长度喷射液体的次数变多），因此生物组织的切除深度变深。对此，在本实施方式中，当喷嘴1108的移动速度变慢时，降低驱动频率，能够保持切除深度。
此外，喷头1100从喷嘴1108喷射的液体由液体供给部1300提供。因此，为了能够从喷嘴1108喷射液体，需要从液体供给部1300供给所需流量的液体，但液体供给部1300的供给流量存在上限值（上限供给流量）。在第1实施方式的医疗设备1010中，对驱动频率设置上限频率，并且当驱动频率达到上限频率、或供给流量达到上限供给流量时输出警报声（图4、步骤S1110）。因此，医疗设备1010的操作者能够容易地识别到该情况，能够以不让喷头1100的移动速度超过上限速度的方式进行操作。因此不会产生过度地提高喷嘴1108的移动速度，从而从喷嘴1108喷射的每单位时间的喷射量超过液体供给部1300的上限供给流量的状况。在要以超过液体供给部1300的上限供给量的喷射量进行喷射时，认为无法以正常的状态从喷嘴1108喷射液体，无法保证稳定的切除深度，但根据本实施方式，能够确切地避免这种问题。
B.第1实施方式中的变形例：
对于上述第1实施方式的医疗设备1010考虑了几个变形例。以下对这些变形例进行简单说明。
B－1.第1实施方式中的第1变形例：
在上述第1实施方式中，说明了与喷嘴1108的移动速度对应地唯一地决定驱动频率的例子。但是，也可以是：医疗设备1010的操作者通过对控制部1200的操作部1208进行操作，来适当地选择与喷嘴1108的移动速度对应的驱动频率。例如，如图8所例示的那样，在控制部1200的ROM1204中预先存储有多种与喷嘴1108的移动速度对应地设定有驱动频率的表。并且，医疗设备1010的操作者可以通过对操作部1208进行操作来指定表。由此，无论喷嘴1108的移动速度如何，都能够以与所选择的表对应的切除深度切开生物组织。另外，与喷嘴1108的移动速度对应地设定有驱动频率的表对应于本发明中的“对应关系”，存储有多种表的ROM1204对应于本发明中的“对应关系存储部”。此外，操作者为了选择ROM1204中存储的表而进行操作的操作部1208对应于本发明中的“对应关系选择部”。
B－2.第1实施方式中的第2变形例：
在上述第1实施方式中，说明了从液体供给部1300供给到喷头1100的液体的供给流量与驱动频率大致成比例的例子。但是，也可以将供给流量设定为，向喷头1100供给始终比与驱动频率成比例的供给流量多的液体。图9示出了这样地设定供给流量的方法。在图示的例子中，以如下方式设定与驱动频率对应的液体供给部1300的供给流量。首先，在将喷头1100的喷射体积（对压电元件1112进行1次驱动而喷射的液体的体积）与驱动频率相乘后的流量上，加上预定的裕量（富余的流量）。并且，在相加值达到了液体供给部1300的上限供给流量的情况下，可以设定为保持在上限供给流量。
由此，即使在喷嘴1108的移动速度急剧增加的情况下，也能够避免液体供给不足的情况。虽然喷嘴1108的移动速度可能急剧变化，但认为从液体供给部1300供给到喷头1100的液体流量无法像喷嘴1108的移动速度那样急剧变化。在这样的情况下，即在来自液体供给部1300的液体的供给量赶上根据喷嘴1108的移动速度计算出的必要供给量以前的时间内，由于预先较大地设定了供给流量，因此不会出现供给量不足的情况。
B－3.第1实施方式中的第3变形例：
在上述第1实施方式中，说明了对压电元件1112施加驱动电压来减小液体室1110的容积，由此从喷嘴1108呈脉冲状地喷射液体的例子。但是，也可以通过脉冲状地照射激光，由此从喷嘴1108脉冲状地喷射液体。
在图10所示的例子中，在控制部1200内搭载有激光振荡器1140，利用光纤电缆1140f将来自激光振荡器1140的激光引导至液体室1110a。在图10及其他变形例中，对作为变形例的对象的实施方式（这里为图1所示的第1实施方式）相同的部件标注相同标号并省略说明。在该变形例的喷头1100a中，第1外壳1102a和第2外壳1104a内部的液体室1110a的形状与第1实施方式的形状不同，在液体室1110a的内部配置有光纤电缆1140f的终端。在这种第3变形例的医疗设备1010a中，从激光振荡器1140发射脉冲状的激光，利用从光纤电缆1140f的终端照射的激光使得液体室1110a内的液体瞬间沸腾。其结果，能够对液体室1110a内的液体进行加压，从喷嘴1108呈脉冲状地喷射液体。
B－4.第1实施方式中的第4变形例：
图11示出了第1实施方式的第4变形例的结构。在第4变形例的医疗设备1010b中，如图所示，在其喷头1100b的液体室1110b中设置有加热器1150。喷头1100b的第1外壳1102b和第2外壳1104b被设为可内置加热器1150的形状。加热器1150在被通电时进行发热，具有在短时间内（大致瞬间）达到使与加热器1150接触的液体沸腾的温度的能力。
在图11所示的例子中，将加热器1150组装到液体室1110b中，能够从控制部1200呈脉冲状地供给电流。如果在加热器1150中脉冲状地流过电流，则能够使得液体室1110b内与加热器1150接触的部分的液体瞬间沸腾，因此能够对液体室1110b内的液体进行加压。其结果，能够从喷嘴1108呈脉冲状地喷射液体。
C.第2实施方式：
C－1.装置结构：
接着，对本发明的第2实施方式进行说明。图12是示出第2实施方式的医疗设备2010的大致结构的说明图。所图示的医疗设备2010用于通过朝向生物组织喷射水或生理食盐水等液体来切开或切除生物组织的手术方法。
如图所示，第2实施方式的医疗设备2010由以下部分构成：供操作者手持地进行操作来喷射液体的喷头2100；向喷头2100提供液体的液体供给部2300；收纳待喷射的液体的液体容器2306；以及对喷头2100和液体供给部2300的动作进行控制的控制部2200等。
喷头2100由以下部分构成：第1外壳2102、安装于第1外壳2102的第2外壳 2104、从第2外壳2104起朝与第1外壳2102相反的一侧突出设置的液体喷射管2106和设置于液体喷射管2106的前端的喷嘴2108等。在第1外壳2102与第2外壳2104的对接面处形成有液体室2110。液体供给部2300经由第2连接管2304与液体室2110连接。液体供给部2300经由第1连接管2302与液体容器2306连接。在使液体供给部2300工作时，将液体容器2306内的液体供给到液体室2110。另外，第2实施方式的第1外壳2102和第2外壳2104对应于本发明中的“液体喷射部”。
此外，在第1外壳2102中收纳有层叠型的压电元件2112。详情后述，在从控制部2200向压电元件2112施加电压时，从喷嘴2108呈脉冲状地喷射液体室2110内的液体。另外，第2实施方式的压电元件2112对应于本发明中的“脉动产生部”。
此外，在喷头2100上设置有照相机2130。照相机2130每隔预定的时间间隔拍摄喷嘴2108的前端附近的图像。由照相机2130拍摄的图像被输入到控制部2200。详情后述，控制部2200根据所拍摄的图像的分析结果检测喷嘴2108的移动速度。并且，根据喷嘴2108的移动速度，控制每单位时间对压电元件2112施加驱动电压的次数（驱动频率）。另外，第2实施方式的照相机2130对应于本发明中的“摄影部”，第2实施方式的控制部2200对应于本发明中的“脉动产生控制部”。
图13A和图13B是示出喷头2100的详细结构的说明图。图13A示出了截取了喷头2100的截面的分解组装图，图13B示出了组装后的截面图。在第1外壳2102上，在与第2外壳2104对接的面的大致中央，形成有较大的圆形的浅凹部2102c，在凹部2102c的中央位置，贯通第1外壳2102而形成有圆形截面的贯通孔2102h。
在凹部2102c的底部，以封闭贯通孔2102h的状态设置有金属制的薄隔膜2114，隔膜2114的周缘部通过焊接或扩散接合等方法被气密地固定到凹部2102c的底部。从隔膜2114的上方，将圆环形状的金属制的加强板2120缓慢嵌入到凹部2102c中。在被隔膜2114封闭的贯通孔2102h中收纳有压电元件2112，在压电元件2112的后侧，利用圆板形状的金属制的底板2101将贯通孔2102h封闭。在压电元件2112与隔膜2114之间设置有金属制的圆板形状的垫片2116。
在第2外壳2104上，在与第1外壳2102对接一侧的面上，形成有圆形的浅凹部2104c。该凹部2104c的内径被设定为与嵌入到第1外壳2102上的加强板2120的内径大致相同的大小。在将第1外壳2102组装到第2外壳2104上后，由设置于第1外壳2102侧的隔膜2114和加强板2120的内周面、以及设置于第2外壳2104上的凹 部2104c形成大致圆板形状的液体室2110。在第2外壳2104中，设置有用于从第2外壳2104的侧方对液体室2110供给液体的供给通路2104i。在凹部2104c的中央位置，贯通有供液体室2110中加压后的液体通过的喷射通路2104o。液体喷射管2106通过内径部分插在该喷射通路2104o开口的部分处，在液体喷射管2106的前端形成有喷嘴2108。
此外，在第2实施方式的喷头2100上设置有拍摄喷嘴2108的前端附近的图像的照相机2130。照相机2130的输出（即摄影图像）经由未图示的电缆输入到控制部2200。另外，虽然在图13A和图13B所示的例子中，在第2外壳2104中设置了照相机2130，但也可以在第1外壳2102中设置照相机2130。
在这种结构的喷头2100中，在向压电元件2112施加电压使其拉伸时，隔膜2114发生变形从而液体室2110的容积减小，当解除了施加给压电元件2112的电压时，隔膜2114的变形复原从而液体室2110恢复到原来的容积。因此，在一边向液体室2110供给液体一边对压电元件2112施加驱动电压来减小液体室2110的容积时，液体室2110内的液体被加压并从喷嘴2108呈脉冲状地喷射。此外，当解除了施加给压电元件2112的电压而使液体室2110恢复到原来的容积时，将与喷射量相应的液体供给到液体室2110内。并且，从该状态起再次对压电元件2112施加驱动电压时，液体室2110的容积减小而从喷嘴2108呈脉冲状地喷射液体室2110内的液体。因此，通过以预定的驱动频率对压电元件2112施加驱动电压，使得液体室2110内的液体产生脉动，从喷嘴2108以固定周期喷射脉冲状的液体。需要说明的是，呈脉冲状地喷射液体是指所喷射的液体的流量或移动速度周期性地或不定期地变动的液体喷射。作为脉冲状喷射的一个例子，可举出反复着液体的喷射和非喷射的间歇喷射，不过，只要喷射的液体的流量或移动速度周期性地或不定期地变动即可，未必是间歇喷射。
此处，在一边以固定周期喷射脉冲状的液体一边切开或切除生物组织的情况下，根据操作者移动喷嘴2108的位置的速度，生物组织被切除的深度（切除深度）发生变化。这源于以下原因。
图14A和图14B是示出生物组织的切除深度根据喷嘴2108的移动速度而变化的机理的说明图。图14A例示了喷嘴2108的移动速度慢的情况，图14B例示了移动速度快的情况。如果向压电元件2112施加驱动电压的驱动频率相同，则每单位时间从喷嘴2108呈脉冲状地喷射液体的次数相同。因此，例如图14B所示，当喷嘴2108 的移动速度变快时，稀疏地喷射液体（每单位长度喷射液体的次数变少）。其结果，与图14A相比，在图14B中生物组织的切除深度变浅。在喷嘴2108的移动速度变慢的情况下也同样成立。即，在喷嘴2108的移动速度变慢的情况下密集地喷射液体（每单位长度喷射液体的次数变多），因此生物组织的切除深度变深。
由此，在生物组织的切除深度根据喷嘴2108的移动速度而变化时，难以以稳定的深度进行切除。此外，在操作者忘记已经改变了喷嘴2108的移动速度的情况下，会误解为好像医疗设备2010的锋利度发生了变化，因此不理想。所以，在第2实施方式的医疗设备2010中，通过如下那样地控制压电元件2112的驱动，避免了生物组织的切除深度根据喷嘴2108的移动速度而变化的情况。
图15是示出第2实施方式的控制部2200控制压电元件2112的驱动的方法的框图。如图所示，在第2实施方式的喷头2100上设置有照相机2130。在操作喷头2100来切开或切除生物组织的期间，利用照相机2130按照预定的时间间隔拍摄喷嘴2108的前端附近的图像（液体的冲击部位附近的图像）。在所拍摄的图像被输入到控制部2200后，控制部2200对所输入的图像进行分析，根据分析结果计算喷嘴2108的移动速度。
以如下方式来计算喷嘴2108的移动速度。首先读出此次拍摄的图像之前拍摄的前一个图像。照相机2130按照预定的时间间隔拍摄喷嘴2108的前端附近的图像，将所拍摄的图像存储到控制部2200的RAM（未图示）中。因此，从控制部2200的RAM读出上次拍摄的图像。
在读出上次拍摄的图像后，根据图像相关度，从此次拍摄的图像中检测与上次拍摄的图像中的预定的图像图案相似的图像图案。照相机2130拍摄图像的时间间隔被设定得足够短，因此能够从此次的图像中可靠地检测到与上次的图像中的预定的图像图案相似的图像图案。
在从此次的图像中检测到与预定的图像图案相似的图像图案后，检测图像图案的移动距离。由于在图像上可以获知图像图案移动了几个像素，因此通过将所移动的像素数转换为实际的距离来检测图像图案的移动距离。这样检测到的图像图案的移动距离相当于喷嘴2108的移动距离（准确地说，是液体的冲击部位的移动距离）。因此，通过用移动距离除以照相机2130的摄影时间间隔，来计算喷嘴2108的移动速度。
另外，第2实施方式的控制部2200通过对按照预定的时间间隔得到的图像进行 比较来在图像上检测液体的冲击部位的移动距离，并根据该移动距离计算出喷嘴的移动速度。因此，第2实施方式的控制部2200对应于本发明的“移动距离检测部”以及“移动速度检测部”。
在计算出喷嘴2108的移动速度后，根据移动速度决定压电元件2112的驱动频率。通过参照预先存储在控制部2200的ROM（未图示）中的以下的表来决定与喷嘴2108的移动速度对应的驱动频率。
图16是概念性地示出存储有与喷嘴2108的移动速度对应的驱动频率的表的说明图。如图所示，在喷嘴2108的移动速度达到上限速度之前的范围内，驱动频率被设定为与喷嘴2108的移动速度成比例的值。因此，喷嘴2108的每单位长度的脉冲数（液体的喷射次数）与喷嘴2108的移动速度无关而保持恒定。此外，在喷嘴2108的移动速度达到上限速度后，驱动频率保持在上限频率。因此，避免了由于驱动频率的值变得过大，从而对液体室2110的液体供给来不及，结果无法从喷嘴2108喷射液体的状况。另外，在图16中，说明了在喷嘴2108的移动速度达到上限速度之前，移动速度与驱动频率完全成比例的例子，但移动速度与驱动频率只要大致成比例就足够了，为了能够得到更理想的结果，还可以从与移动速度成比例的值起，略微地增减驱动频率。
在参照以上这样的表决定了压电元件2112的驱动频率后，如图15所示，以决定的驱动频率对压电元件2112进行驱动。由此，第2实施方式的控制部2200每当从照相机2130输入了图像时，根据所输入的图像计算喷嘴2108的移动速度，以与该移动速度对应的驱动频率对压电元件2112进行驱动。
通过进行这种控制，在第2实施方式的医疗设备2010中，能够在喷嘴2108的移动速度变快时提高压电元件2112的驱动频率，在喷嘴2108的移动速度变慢时降低驱动频率。其结果，即使喷嘴2108的移动速度发生变化，也能够使得喷嘴2108的每单位长度的液体喷射次数恒定，因此能够以稳定的切除深度切除生物组织。
D.第2实施方式的变形例：
对于上述第2实施方式的医疗设备2010考虑了几个变形例。以下对这些变形例进行简单说明。另外，在以下说明的变形例中，对于与上述第2实施方式相同的结构部分，标注与第2实施方式相同的标号并省略其详细说明。
D－1.第2实施方式中的第1变形例：
在上述第2实施方式中，说明了在喷头2100上预先设置有一个照相机2130，通 过对该照相机2130拍摄的图像进行分析来计算喷嘴2108的移动速度的例子。与此相对，也可以在喷头2100上预先设置多个照相机2130，通过对多个照相机2130从多个方向拍摄的图像进行分析来计算喷嘴的移动速度。
图17是示出第1变形例的喷头2100的大致结构的说明图。在第1变形例的喷头2100上，在第2外壳2104的多个部位（在图17所示的例子中为两处）设置有照相机2130。在具有这样的喷头2100的第1变形例的医疗设备2010中，利用两个照相机2130拍摄喷嘴2108的前端附近的图像。可通过检测这样拍摄的两个图像的偏差量（视差量），检测从喷嘴2108的前端到液体的冲击部位的距离。
如果知道从喷嘴2108的前端到液体的冲击部位的距离，则可以考虑该距离，将图像上的喷嘴2108的移动距离转换为实际的移动距离。因此，能够高精度地检测喷嘴2108的移动距离，能够提高喷嘴2108的移动速度的检测精度。其结果，通过以与喷嘴2108的移动速度对应的驱动频率对压电元件2112进行驱动，能够以更稳定的切除深度切除生物组织。
D－2.第2实施方式中的第2变形例：
在上述第2实施方式和第1变形例中，说明了照相机2130被固定于喷头2100的例子。但是，照相机2130也可以设置为可相对于喷头2100进行拆装。
图18是示出第2变形例的喷头2100a的大致结构的说明图。对于图示的第2变形例的喷头2100a，通过安装部2132将照相机2130安装到喷头2100a上。安装部2132由与第2外壳2104的外径相同的内径的圆环部件2134、和设置于圆环部件2134上的螺钉2136构成。并且照相机2130通过粘接或螺纹紧固等手段被固定于圆环部件2134的外周面。在将安装部2132的圆环部件2134嵌入到第2外壳2104中并拧紧了螺钉2136后，将照相机2130安装到喷头2100a上。
有时考虑到卫生方面的因素而废弃已用过的喷头2100a。即使在这种情况下，如果构成为可以相对于喷头2100a拆装照相机2130，则能够从废弃的喷头2100a上拆下昂贵的照相机2130并安装到新的喷头2100a上（再次利用）。其结果，能够抑制医疗设备的运营成本。
D－3.第2实施方式中的第3变形例：
在上述第2实施方式中，说明了对压电元件2112施加驱动电压来减小液体室2110的容积，由此从喷嘴2108呈脉冲状地喷射液体的例子。但是，也可以通过脉冲状地 照射激光，由此从喷嘴2108脉冲状地喷射液体。
在图19所示的例子中，在控制部2200内搭载有激光振荡器2140，利用光纤电缆2140f将来自激光振荡器2140的激光引导至液体室2110b。在该变形例的喷头2100b中，第1外壳2102b和第2外壳2104b内部的液体室2110b的形状与第2实施方式的形状不同，在液体室2110b的内部配置有光纤电缆2140f的终端。在这种第3变形例的医疗设备2010b中，从激光振荡器2140发射脉冲状的激光，使得液体室2110b内被照射激光的液体瞬间沸腾。其结果，能够对液体室2110b内的液体进行加压，从喷嘴2108呈脉冲状地喷射液体。
D－4.第2实施方式中的第4变形例：
图20示出了第2实施方式的第4变形例的结构。在第4变形例的医疗设备2010d中，如图所示，在其喷头2100d的液体室2110d中设置有加热器2150。喷头2100d的第1外壳2102d和第2外壳2104d被设为可内置加热器2150的形状。加热器2150在被通电时进行发热，具有在短时间内（大致瞬间）达到使与加热器2150接触的液体沸腾的温度的能力。
在图20所示的例子中，将加热器2150组装到液体室2110d的一部分中，能够从控制部2200呈脉冲状地供给电流。由此能够使得液体室2110d内与加热器2150接触部分的液体瞬间沸腾，因此能够对液体室2110d内的液体进行加压。其结果，能够从喷嘴2108呈脉冲状地喷射液体。
E.第3实施方式：
E－1.装置结构：
接着，对本发明的第3实施方式进行说明。图21是示出本实施方式的医疗设备3010的大致结构的说明图。所图示的医疗设备3010用于通过朝向生物组织喷射水或生理食盐水等液体来切开或切除生物组织的手术方法。
如图所示，本实施方式的医疗设备3010由以下部分构成：供操作者手持地进行操作来喷射液体的喷头3100；向喷头3100提供液体的液体供给部3300；收纳待喷射的液体的液体容器3306；拍摄对喷头3100进行操作的情形的照相机3150；以及对喷头3100和液体供给部3300的动作进行控制的控制部3200等。
喷头3100由以下部分构成：第1外壳3102、安装于第1外壳3102的第2外壳3104、从第2外壳3104起朝与第1外壳3102相反的一侧突出设置的液体喷射管3106 和设置于液体喷射管3106的前端的喷嘴3108等。在第1外壳3102与第2外壳3104的对接面处形成有液体室3110。液体供给部3300经由第2连接管3304与液体室3110连接。液体供给部3300经由第1连接管3302与液体容器3306连接。在使液体供给部3300工作时，将液体容器3306内的液体供给到液体室3110。另外，本实施方式的第1外壳3102和第2外壳3104对应于本发明中的“液体喷射部”。
此外，在第1外壳3102中收纳有层叠型的压电元件3112。详情后述，在从控制部3200向压电元件3112施加驱动电压时，从喷嘴3108呈脉冲状地喷射液体室3110内的液体。另外，本实施方式的压电元件3112对应于本发明中的“脉动产生部”。
此外，在从上方照亮手术台3012的照明器3014上设置有照相机3150。照相机3150设置于照明器3014的多个部位（在本实施方式中为两处），各个照相机3150每隔预定的时间间隔对进行喷头3100的操作的手术部分附近的情形进行拍摄。由照相机3150拍摄的图像被输入到控制部3200。详情后述，控制部3200根据所拍摄的图像的分析结果检测喷头3100的喷嘴3108的移动速度。并且，根据喷嘴3108的移动速度，控制每单位时间对压电元件3112施加驱动电压的次数（驱动频率）。另外，本实施方式的照相机3150对应于本发明中的“摄影部”，本实施方式的控制部3200对应于本发明中的“脉动产生控制部”以及“移动速度检测部”。
图22A和图22B是示出喷头3100的详细结构的说明图。图22A示出了截取了喷头3100的截面的分解组装图，图22B示出了组装后的截面图。在第1外壳3102上，在与第2外壳3104对接的面的大致中央，形成有较大的圆形的浅凹部3102c，在凹部3102c的中央位置，贯通第1外壳3102而形成有圆形截面的贯通孔3102h。
在凹部3102c的底部，以封闭贯通孔3102h的状态设置有金属制的薄隔膜3114，隔膜3114的周缘部通过焊接或扩散接合等方法被气密地固定到凹部3102c的底部。从隔膜3114的上方，将呈圆环形状的金属制的加强板3120缓慢嵌入到凹部3102c中。在被隔膜3114封闭的贯通孔3102h中收纳有压电元件3112，在压电元件3112的后侧，利用圆板形状的金属制的底板3101将贯通孔3102h封闭。在压电元件3112与隔膜3114之间设置有金属制的圆板形状的垫片3116。
在第2外壳3104上，在与第1外壳3102对接一侧的面上，形成有圆形的浅凹部3104c。该凹部3104c的内径被设定为与嵌入到第1外壳3102上的加强板3120的内径大致相同的大小。在将第1外壳3102组装到第2外壳3104上后，由设置于第1 外壳3102侧的隔膜3114和加强板3120的内周面、以及设置于第2外壳3104的凹部3104c形成大致圆板形状的液体室3110。在第2外壳3104中，设置有用于从第2外壳3104的侧方对液体室3110供给液体的供给通路3104i。在凹部3104c的中央位置，贯通有供液体室3110中加压后的液体通过的喷射通路3104o。液体喷射管3106通过内径部分插在该喷射通路3104o开口的部分处，在液体喷射管3106的前端形成有喷嘴3108。
在这种结构的喷头3100中，在向压电元件3112施加电压使其拉伸时，隔膜3114发生变形从而液体室3110的容积减小，当解除了施加给压电元件3112的电压时，隔膜3114的变形复原从而液体室3110恢复到原来的容积。因此，在一边向液体室3110供给液体一边对压电元件3112施加驱动电压来减小液体室3110的容积时，液体室3110内的液体被加压而从喷嘴3108呈脉冲状地喷射。此外，当解除了施加给压电元件3112的电压而使液体室3110恢复到原来的容积时，将与喷射量相应的液体供给到液体室3110内。并且，从该状态起再次对压电元件3112施加驱动电压时，液体室3110的容积减小而从喷嘴3108呈脉冲状地喷射液体室3110内的液体。因此，通过以预定的驱动频率对压电元件3112施加驱动电压，使得液体室3110内的液体产生脉动，从喷嘴3108以固定周期喷射脉冲状的液体。另外，呈脉冲状地喷射液体是指所喷射的液体的流量或移动速度周期性地或不定期地变动的液体喷射。作为脉冲状喷射的一个例子，可举出反复着液体的喷射和非喷射的间歇喷射，不过，只要喷射的液体的流量或移动速度周期性地或不定期地变动即可，未必是间歇喷射。
图23是示出喷头3100的外观的立体图。如图所示，在本实施方式的喷头3100中，在表面的多个部位（在本实施方式中为两处）粘贴有标记3130（记号部件）。另外，在本实施方式的喷头3100中，标记3130a、3130b被粘贴于第1外壳3102的附图上方的端部。但是，标记3130a、3130b的粘贴位置不限于这些位置，可以设置在喷头3100的表面的任何位置处。
在以上这种结构的医疗设备3010中，一边以固定周期从喷头3100的喷嘴3108喷射脉冲状的液体一边移动喷嘴3108的位置，由此切开或切除生物组织。此处，在使用这种医疗设备3010切开或切除生物组织的情况下，根据操作者移动喷嘴3108的位置的速度，生物组织被切除的深度（切除深度）发生变化。这源于以下原因。
图24A和图24B是示出生物组织的切除深度根据喷嘴3108的移动速度而变化的 机理的说明图。图24A例示了喷嘴3108的移动速度慢的情况，图24B例示了移动速度快的情况。如果向压电元件3112施加驱动电压的驱动频率相同，则每单位时间从喷嘴3108呈脉冲状地喷射液体的次数相同。因此，例如图24B所示，当喷嘴3108的移动速度变快时，稀疏地喷射液体（每单位长度喷射液体的次数变少）。其结果，与图24A相比，在图24B中生物组织的切除深度变浅。对此，在本实施方式中，当喷嘴3108的移动速度变快时，提高驱动频率，因此能够将切除深度保持为相同的深度。在喷嘴3108的移动速度变慢的情况下也同样成立。即，在喷嘴3108的移动速度变慢的情况下密集地喷射液体（每单位长度喷射液体的次数变多），因此生物组织的切除深度变深。对此，在本实施方式中，当喷嘴3108的移动速度变慢时，降低驱动频率，能够保持切除深度。
由此，当生物组织的切除深度根据喷嘴3108的移动速度而变化时，难以以稳定的深度进行切除。此外，在操作者忘记已经改变了喷嘴3108的移动速度的情况下，会误解为好像医疗设备3010的锋利度发生了变化，从而不理想。因此，在本实施方式的医疗设备3010中，通过如下那样地控制压电元件3112的驱动，避免了生物组织的切除深度根据喷嘴3108的移动速度而变化的情况。
E－2.第3实施方式的驱动控制处理：
图25和图26是本实施方式的控制部3200为了控制压电元件3112的驱动而进行的驱动控制处理的流程图。另外，图25示出了本实施方式的驱动控制处理的流程图的前半部分，图26示出了本实施方式的驱动控制处理的流程图的后半部分。如上所述，在本实施方式的医疗设备3010中设置有两台照相机3150（参照图21）。并且，利用这些照相机3150每隔预定的时间间隔拍摄图像，并将该图像输入到控制部3200。在控制部3200中，每当从照相机3150输入了图像时，进行以下处理。另外，在以下说明中，将两台照相机3150中的一个照相机3150称作照相机1、将另一个照相机3150称作照相机2。
如图25所示，在开始驱动控制处理后，首先对所输入的图像进行分析（步骤S3100）。接着，判断分析的结果是否为成功从照相机1的图像中提取出喷头3100的标记3130（参照图23）（步骤S3102）。如果从照相机1的图像中提取出标记3130（步骤S3102：是），则判断是否从该图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3104）。如果从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3104：是），则针对 照相机2也进行同样的判断。即，判断是否成功从照相机2的图像中提取出喷头3100的标记3130（步骤S3106），如果从照相机2的图像中提取出标记3130（步骤S3106：是），则判断是否从该图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3108）。并且，如果从照相机2的图像中也提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3108：是），则计算两个标记3130a、3130b的三维移动速度（图26的步骤S3110）。
在从照相机1和照相机2各自的图像中提取出两个标记3130a、3130b的情况下（步骤S3102～步骤S3108：是），标记3130a和标记3130b都被2台照相机拍摄到。因此，取得标记3130a和标记3130b各自的三维位置。此外，照相机1和照相机2每隔极短的时间间隔拍摄图像，因此如果通过此次的摄影取得了标记3130a和标记3130b的三维位置，则通过上次的摄影也取得了标记3130a和标记3130b的三维位置。并且，上次摄影时取得的标记3130a和标记3130b的三维位置被存储到控制部3200的RAM中。因此，计算上次取得的标记3130a、3130b的位置与此次取得的标记3130a、3130b的位置之间的距离，并将该距离除以摄影的时间间隔，由此计算出标记3130a、3130b的三维移动速度（步骤S3110）。
在计算出标记3130a、3130b的三维移动速度后（步骤S3110），通过进行以下的一系列处理来计算喷嘴3108的移动速度。首先，计算两个标记3130a、3130b的三维移动速度的平均值（平均移动速度）（步骤S3112）。接着，根据两个标记3130a、3130b的三维移动速度，计算喷头3100相对于轴向离心转动的运动（以下称作摆头动作）的角速度（步骤S3114）。而且，对计算出的摆头动作的角速度乘以喷头3100的跨距（从操作者握持喷头3100的位置到喷嘴3108前端的长度），由此计算摆头动作中的喷嘴3108的移动速度（步骤S3116）。然后，对标记3130的平均移动速度加上摆头动作中的喷嘴3108的移动速度，由此计算喷嘴3108的合成移动速度（步骤S3118）。
在计算出喷嘴3108的合成移动速度后（步骤S3118），根据合成移动速度计算喷嘴3108的水平方向的移动速度（步骤S3120）。然后，根据计算出的移动速度，决定压电元件3112的驱动频率（步骤S3122）。通过参照预先存储在控制部3200的ROM中的表来决定与喷嘴3108的移动速度对应的驱动频率。
图27是概念性地示出存储有与喷嘴3108的移动速度对应的驱动频率的表的说明图。如图所示，在喷嘴3108的移动速度达到上限速度之前的范围内，驱动频率被设定为与喷嘴3108的移动速度成比例的值。因此，喷嘴3108的每单位长度的脉冲数（液 体的喷射次数）与喷嘴3108的移动速度无关而保持恒定。此外，在喷嘴3108的移动速度达到上限速度后，驱动频率保持在上限频率。因此，避免了由于驱动频率的值变得过大从而来不及进行液体供给部3300对液体室3110的液体供给，结果无法从喷嘴3108喷射液体的状况。另外，在图27中，说明了在喷嘴3108的移动速度达到上限速度之前，移动速度与驱动频率完全成比例的例子，但移动速度与驱动频率只要大致成比例就足够了，为了能够得到更理想的结果，还可以从与移动速度成比例的值起，略微地增减驱动频率。
在本实施方式的驱动控制处理中，通过参照这样的表来决定压电元件3112的驱动频率（图26的步骤S3122）。并且，通过以决定的驱动频率施加驱动电压来驱动压电元件3112（步骤S3124）。
以上说明了从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b，并且从照相机2的图像中也提取出两个标记3130a、3130b的情况（图25的步骤S3102～步骤S3108：是）。与此相对，有时从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3102：是、步骤S3104：是），而从照相机2的图像中仅提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3106：是、步骤S3108：否）。该情况下，对于从照相机1和照相机2双方的图像中提取出的标记3130，取得三维位置，对于仅从照相机1的图像中提取出的标记3130取得二维位置。
此处，如果仅取得了一个标记3130的三维位置，则无法计算喷头3100的摆头角速度，因此也无法计算摆头中的喷嘴的移动速度。在这种情况下（步骤S3108：否），在不考虑摆头中的喷嘴3108的移动速度的情况下计算喷嘴3108的移动速度。首先，根据标记3130a、3130b的二维位置，分别计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度（图26的步骤S3126）。此时，对于取得了三维位置的标记3130，使用表示三维位置的信息中的二维位置的分量来计算移动速度。接着，计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度的平均值（步骤S3128）。并且，将计算出的值（两个标记3130a、3130b的二维移动速度的平均值）当作喷嘴3108的水平方向的移动速度来决定与移动速度对应的驱动频率（步骤S3122），通过以决定的驱动频率施加驱动电压来驱动压电元件3112（步骤S3124）。
此外，有时从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3102：是、步骤S3104：是），而未从照相机2的图像中提取标记3130a、3130b（步骤S3106： 否）。该情况下，根据照相机1的图像取得标记3130a和标记3130b的二维位置。在这种情况下，根据标记3130a、3130b的二维位置，分别计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度（图26的步骤S3126）。之后与上述情况同样，计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度的平均值（步骤S3128），根据该平均值（相当于喷嘴3108的水平方向的移动速度）决定驱动频率（步骤S3122），以所决定的驱动频率来驱动压电元件3112（步骤S3124）。
此外，有时从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3102：是、步骤S3104：否），而从照相机2的图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3130：是、步骤S3132：是）。该情况下，与从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3102：是、步骤S3104：是）且从照相机2的图像中仅提取出两个标记3130a、3130b中的一个的情况（步骤S3106：是、步骤S3108：否）同样，取得一个标记3130的三维位置，取得另一个标记3130的二维位置。因此，之后同样地计算喷嘴3108的移动速度。即，根据标记3130a、3130b的二维位置计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度（图26的步骤S3126），并计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度的平均值（步骤S3128）。并且，以与该平均值（相当于喷嘴3108的水平方向的移动速度）对应的驱动频率来驱动压电元件3112（步骤S3122、步骤S3124）。
此外，有时从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3102：是、步骤S3104：否），从照相机2的图像中也提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3130：是、步骤S3132：否），并且照相机1的图像中的标记3130与照相机2的图像中的标记3130不同（步骤S3134：是）。该情况下，从照相机1和照相机2的图像中取得两个标记3130a、3130b的二维位置。在这种情况下，根据标记3130a、3130b的二维位置分别计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度（图26的步骤S3126），计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度的平均值（步骤S3128），以与平均值对应的驱动频率来驱动压电元件3112（步骤S3122、步骤S3124）。
此外，有时从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3102：是、步骤S3104：否），从照相机2的图像中也提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3130：是、步骤S3132：否），并且照相机1的图像中的标记3130与照相机2的图像中的标记3130相同（步骤S3134：否）。该情况下，取得一个标记 3130的三维位置。如上所述，仅取得一个标记3130的三维位置，无法计算喷嘴3108在摆头中的移动速度。因此，根据表示一个标记3130的三维位置的信息中的二维位置的分量，计算一个标记3130的二维移动速度（图26的步骤S3136）。并且，将计算出的值（一个标记3130的二维移动速度）当作喷嘴3108的水平方向的移动速度，根据移动速度决定驱动频率（步骤S3122），通过以决定的驱动频率施加驱动电压来驱动压电元件3112（步骤S3124）。
此外，有时从照相机1的图像中提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3102：是、步骤S3104：否），而未从照相机2的图像中提取出标记3130（步骤S3130：否）。该情况下，从照相机1的图像中取得一个标记3130的二维位置。在这种情况下，根据一个标记3130的二维位置计算一个标记3130的二维移动速度（图26的步骤S3136），以与该移动速度（相当于喷嘴3108的水平方向的移动速度）对应的驱动频率来驱动压电元件3112（步骤S3122、步骤S3124）。
此外，有时未从照相机1的图像中提取出标记3130a、3130b（步骤S3102：否），而从照相机2的图像中提取出两个标记3130a、3130b（步骤S3138：是、步骤S3140：是）。该情况下，从照相机2的图像中取得两个标记3130a、3130b的二维位置，因此根据标记3130a、3130b的二维位置，分别计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度（图26的步骤S3126）。之后与上述情况同样，计算两个标记3130a、3130b的二维移动速度的平均值（步骤S3128），以与平均值对应的驱动频率来驱动压电元件3112（步骤S3122、步骤S3124）。
此外，有时未从照相机1的图像中提取出标记3130a、3130b（步骤S3102：否），且从照相机2的图像中仅提取出两个标记3130a、3130b中的一个（步骤S3138：是、步骤S3140：否）。该情况下，从照相机2的图像中取得一个标记3130的二维位置，因此根据一个标记3130的二维位置计算一个标记3130的二维移动速度（图26的步骤S3136）。之后与上述情况同样，以与一个标记3130的二维移动速度对应的驱动频率来驱动压电元件3112（步骤S3122、步骤S3124）。
此外，有时未从照相机1的图像中提取出标记3130a、3130b（步骤S3102：否），也未从照相机2的图像中提取出标记3130a、3130b（步骤S3138：否）。该情况下，标记3130a、3130b的二维位置和三维位置均无法取得，因此无法计算喷嘴3108的移动速度（水平方向的移动速度）。在这种情况下（步骤S3138：否），设定标准的移动 速度作为喷嘴3108的水平方向的移动速度（步骤S3142）。并且，决定与所设定的标准移动速度对应的驱动频率（步骤S3122），以决定的驱动频率来驱动压电元件3112（步骤S3124）。
如上所述，在本实施方式的驱动控制处理中，每当从照相机3150输入了图像时，根据所输入的喷头3100的图像计算喷嘴3108的移动速度，以与该移动速度对应的驱动频率对压电元件3112进行驱动。
通过进行这种控制，在本实施方式的医疗设备3010中，能够在喷嘴3108的移动速度变快时提高压电元件3112的驱动频率，在喷嘴3108的移动速度变慢时降低驱动频率。其结果，即使喷嘴3108的移动速度发生变化，也能够使得喷嘴3108的每单位长度的液体喷射次数恒定，因此能够以稳定的切除深度切除生物组织。
此外，如上所述，在本实施方式的医疗设备3010中，分别计算设置于喷头3100的多个部位（在本实施方式中为两处）的标记3130的三维移动速度，由此，不仅考虑了喷头3100平移的动作，还考虑了摆头动作来计算喷嘴3108的移动速度（合成移动速度）。由此，能够更高精度地计算喷嘴310的移动速度。其结果，通过以与计算出的喷嘴3108的移动速度对应的驱动频率对压电元件3112进行驱动，能够更可靠地实现以稳定的切除深度切除生物组织的效果。
F.第3实施方式中的变形例：
对于上述第3实施方式的医疗设备3010考虑了几个变形例。以下对这些变形例进行简单说明。
F－1.第3实施方式中的第1变形例：
在上述第3实施方式中，说明了对压电元件3112施加驱动电压来减小液体室3110的容积，由此从喷嘴3108呈脉冲状地喷射液体的例子。但是，也可以通过脉冲状地照射激光，由此从喷嘴3108脉冲状地喷射液体。
在图28所示的例子中，在控制部3200内搭载有激光振荡器3140，利用光纤电缆3140f将来自激光振荡器3140的激光引导至液体室3110。在该变形例的喷头3100a中，第1外壳3102a和第2外壳3104a内部的液体室3110a的形状与第3实施方式的形状不同，在液体室3110a的内部配置有光纤电缆3140f的终端。在这种第1变形例的医疗设备3010a中，从激光振荡器3140发射脉冲状的激光，能够使得液体室3110a内被照射激光的液体瞬间沸腾。其结果，利用从光纤电缆3140f的终端照射的激光使 得液体室3110a内的液体瞬间沸腾。其结果，能够对液体进行加压，从喷嘴3108呈脉冲状地喷射液体。
F－2.第3实施方式中的第2变形例：
图29示出了第3实施方式的第2变形例的结构。在第2变形例的医疗设备3010b中，如图所示，在其喷头3100b的液体室3110b中设置有加热器3160。喷头3100b的第1外壳3102b和第2外壳3104b被设为可内置加热器3160的形状。加热器3160在被通电时进行发热，具有在短时间内（大致瞬间）达到使与加热器3160接触的液体沸腾的温度的能力。
在图29所示的例子中，将加热器3160组装到液体室3110b的一部分中，可以从控制部3200呈脉冲状地供给电流。由此，能够使得液体室3110b内与加热器3160接触的部分的液体瞬间沸腾，因此能够对液体室3110b内的液体进行加压。其结果，能够从喷嘴3108呈脉冲状地喷射液体。
以上，关于本发明，对第3实施方式及其变形例进行了说明，但本发明不限于上述实施方式和变形例，可以在不脱离其宗旨的范围内以各种方式进行实施。例如，在本实施方式的医疗设备3010中，说明了利用两台照相机3150来拍摄喷头3100的例子。但是，可以利用更多的照相机3150（3台以上的照相机）来拍摄喷头3100。由此，通过从多个方向（3个方向以上）拍摄喷头3100，能够高精度地检测标记3130的位置。其结果，能够高精度地检测喷嘴的移动速度，因此能够将压电元件3112的驱动频率设为与喷嘴3108的移动速度对应的恰当的驱动频率。
此外，在上述本实施方式的医疗设备3010中，说明了将照相机3150设置于照明器3014的例子。但是，照相机3150只要能够拍摄进行喷头3100的操作的手术部分附近即可，也可以通过其他方式设置。因此，例如可以在手术台3012的周围配置高度较高的台车，在台车的上部固定照相机3150，利用该照相机3150来拍摄喷头3100。
以上，对本发明的多个实施方式和多个变形例进行了说明，但本发明不受这些实施方式和变形例的任何限制。本发明的技术范围应依照权利要求书中记载的本发明的技术思想和精神进行解释。