專利名稱：脈沖超聲裝置和方法
背景技術(shù)：
本發(fā)明總的涉及超聲手術(shù)設(shè)備。本發(fā)明尤其涉及一種在超聲手術(shù)儀的作用于病人組織的超聲聲極末端處產(chǎn)生超聲頻率振動能量的包絡(luò)脈沖的改進的方法和裝置，超聲頻率振動能量的脈沖幅度和超聲頻率振動能量的脈沖持續(xù)時間之間存在特定的關(guān)系，使得可以使超聲聲極實現(xiàn)以前無法實現(xiàn)的振動幅度，并具有更加有利的手術(shù)效果。
超聲手術(shù)裝置通常工作在20kHz和60kHz的頻率之間，并且應(yīng)用于多種外科專業(yè)包括神經(jīng)外科、普通外科和眼外科。通常情況下，超聲手術(shù)裝置產(chǎn)生的超聲頻率振動能量作用于超聲聲極，聲極沿縱向方向振動，并與病人組織接觸。除了手術(shù)效果以外，超聲手術(shù)裝置在其他外科應(yīng)用中可以對所接觸的病人組織進行切開、斷開和/或凝結(jié)。
由于受限于機械加工的容限以及用于制造手術(shù)裝置的材料的固有的物理特性，超聲手術(shù)裝置產(chǎn)生超聲頻率振動能量的能力有限。例如，在制造用于接觸病人組織的超聲聲極時，通常采用鈦合金。鈦合金的固有疲勞強度和最大應(yīng)力是不能超過的，否則，超聲聲極就會斷裂。再比如，將所提供的電能轉(zhuǎn)換成超聲頻率振動能量的超聲電機可以采用壓電陶瓷來制造。壓電陶瓷在將電能有效轉(zhuǎn)換成振動能量的能力方面也存在與生具有的限制，包括對所施加的電壓的限制，因而陶瓷元件并不具有令人感到輕松的壓電特性。
但是，本發(fā)明中稱為“模式耦合”現(xiàn)象通常用來建立超聲手術(shù)裝置的工作上限(upper performance bound)。在超聲手術(shù)裝置的超聲聲極的振動幅度增加到在所希望的諧振頻率下超聲頻率振動能量與其它的振動模式(本文中稱為‘寄生模式’)相耦合這樣一個水平時，就會發(fā)生模式耦合。寄生振動模式視系統(tǒng)的設(shè)計不同，可以是低頻、近頻或高頻。寄生振動模式可以是縱向模或橫向模，也可以是更為復(fù)雜的耦合模式。當超聲電極是細長的探頭或長度大于特定超聲手術(shù)裝置的諧振頻率的一個波長時，模式耦合現(xiàn)象特別令人頭疼。當超聲聲極短于一個波長時，會出現(xiàn)模式耦合現(xiàn)象，當超聲電極的形狀不是細長探頭(比方說是扁平的凸出輻射面)時，也會出現(xiàn)模式耦合現(xiàn)象。
超聲手術(shù)裝置最常見的模式耦合類型是較低頻或鄰近率頻率橫模的激勵，使得超聲聲極同時以所希望的縱向振動模式和不希望的橫向振動模式進行振動。這種類型的耦合振動容易在超聲聲極材料中產(chǎn)生足以使超聲聲極斷裂的應(yīng)力。
在高振動幅度下工作的超聲手術(shù)裝置還會在超聲電極振動時，因內(nèi)部摩擦，主要在超聲電機中以及在超聲電極材料中產(chǎn)生所不希望的熱量和其它損耗。如果在通常的過程中超聲電機過熱，那么就需要對超聲電機進行冷卻(例如強制通風或水冷)，這樣就使得超聲手術(shù)手持件由于添加的補給線而變得價格昂貴而且笨重。如果超聲電極發(fā)燙，病人的組織就會被灼傷。
模式耦合以及產(chǎn)生的熱量是對超聲手術(shù)系統(tǒng)的使用的最根本的限制。本發(fā)明所發(fā)明或所要揭示的是一種產(chǎn)生超聲頻率振動能量包絡(luò)脈沖的超聲手術(shù)設(shè)備和方法，它能夠抑制或消除模式耦合，從而使超聲聲極工作在以往技術(shù)所無法實現(xiàn)的振動幅度下，因而大大方便了手術(shù)過程。另外，由于大大方便了手術(shù)過程，使得加到病人組織上的超聲頻率振動能量的有效劑量也為最小。再有，由于超聲聲極僅在很短的時間內(nèi)工作在高振動幅度下，這樣就減少了超聲聲極的內(nèi)部熱量，同時也減少了超聲電機所消耗的電能。
一些專利中揭示了開關(guān)式或脈沖式的振動工具的使用。授權(quán)給Harlt的美國專利4,614,178采用一種劑量儀和控制電路來切換超聲治療設(shè)備中的操作。檢測器電路用來監(jiān)視對治療頭的監(jiān)視，從而治療持續(xù)時間的測量可以在啟動狀態(tài)與中斷狀態(tài)之間切換。這種治療裝置而非手術(shù)裝置用來把熱量傳送到病人的組織，而操作狀態(tài)之間的切換用來確保將合適的熱劑量傳送到病人。
授權(quán)給Kuris的美國專利3,980,906具有在10Hz到1000Hz的范圍內(nèi)，以重復(fù)的聲波間隔，產(chǎn)生猝發(fā)的超聲頻率振蕩的驅(qū)動電路，重復(fù)聲波間隔的超聲頻率振蕩施加到超聲儀如牙刷和剃須刀上。該專利采用猝發(fā)的超聲能量來減小滑動摩擦以使剃須時的移動更光滑，從而使對使用者的操作具有滿意的觸覺。每一猝發(fā)的超聲機械振動持續(xù)1/2的聲波間隔，使得“開”與“關(guān)”具有相等的持續(xù)時間。
授權(quán)給Inoue的美國專利4,343,111具有一種超聲機械加工方法，其中，振動能量是間隙中斷的，用以產(chǎn)生一系列在時間上隔開的猝發(fā)的振動振蕩，并且在每一猝發(fā)期間，修改振動的頻率和幅度。該專利采用猝發(fā)的超聲能量，來減小加工金屬件的表面粗糙度，并將不規(guī)則的外形輪廓加工成金屬件。
授權(quán)給Britton的美國專利3,673,475具有一種驅(qū)動電路，用來產(chǎn)生施加到帶有往復(fù)電樞的齒沖擊工具的脈沖。該專利揭示了一種驅(qū)動電路，用以產(chǎn)生‘拉回’隨后又‘驅(qū)動’電樞的脈沖，這是一種不適用于超聲頻率可振工具的技術(shù)。
上述專利中沒有一個給出采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動能量用于病人組織的手術(shù)，沒有一個采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動能量來抑制或消除上述如模式耦合的現(xiàn)象，并且沒有一個采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動能量來使超聲聲極和超聲電機中的內(nèi)部熱生成為最小。這些專利沒有揭示任何由于超聲頻率振動能量的脈沖幅度與超聲頻率振動能量的脈沖的持續(xù)時間之間的關(guān)系所帶來的好處。
授權(quán)給Broadwin的美國專利4,827,911具有超聲手術(shù)手持件，超聲手術(shù)手持件具有用來在恒定的工作高幅度和恒定的等待低幅度之間自動重復(fù)切換超聲振動幅度的切換裝置，恒定的工作高幅度和恒定的等待低幅度與吸入和灌入組合在一起使用，用于增強斷開及改進手術(shù)控制。本發(fā)明工作時，使連續(xù)的振動操作中斷，具有通/斷占空比，其具有合適的第一、第二、第三和第四模式的“接通”時間分別為50毫秒、100毫秒、150毫秒和200毫秒。使連續(xù)的振動操作中斷而具有至少為30Hz的重復(fù)率，從而操作人員不會抱怨在低幅度下進行操作。
Broadwin的專利沒有給出或理解采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動能量來抑制或消除本文中所描述的模式耦合現(xiàn)象，它沒有給出采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動能量來減少超聲聲極和超聲電機中的熱生成，也沒有揭示任何由于脈沖超聲振動能量幅度與脈沖超聲頻率振動能量持續(xù)時間之間的關(guān)系所帶來的好處。
發(fā)明目的除了所要求的特性以外，本發(fā)明的總的目的是提供一種向超聲聲極傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時間內(nèi)和以特定的幅度作用于病人組織，從而可以使超聲聲極驅(qū)動至先前所無法實現(xiàn)的幅度并且更便利于進行外科手術(shù)。
本發(fā)明進一步的目的是提供一種向超聲聲極傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時間內(nèi)和以特定的幅度作用于病人組織，從而使本文中所描述的模式耦合現(xiàn)象得以減小、最小、抑制或消除。
本發(fā)明再進一步的目的是提供一種向超聲聲極傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時間內(nèi)和以特定的幅度作用于病人組織，從而更便利于進行外科手術(shù)，因而使作用于病人組織的超聲頻率振動能量的有效劑量為最小。
本發(fā)明更進一步的目的是提供一種向超聲聲極傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時間內(nèi)和以特定的幅度作用于病人組織，從而使超聲電機所消耗的電能為最小，而得到一種更加冷卻運行的超聲電機。
本發(fā)明最后的目的是提供一種向超聲聲極傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時間內(nèi)和以特定的幅度作用于病人組織，從而使超聲聲極的內(nèi)部產(chǎn)生的熱量為最小。
發(fā)明概述本發(fā)明所揭示的設(shè)備和方法是為了實現(xiàn)上述發(fā)明目的。通過實驗人們已經(jīng)知道，在恒定高振動幅度和恒定低振動幅度之間的切換會產(chǎn)生模式耦合和刺激寄生振動模式，從而大大限制了這些系統(tǒng)的有效運行。人們還發(fā)現(xiàn)，當最好把第一時間部分的脈沖超聲頻率振動能量進行包絡(luò)處理并保持在大約50毫秒的上限以下并且第一時間部分的的脈沖超聲頻率振動能量后的第二時間部分為第一時間部分持續(xù)時間的至少三倍而最大振動幅度至少是最小振動幅度的兩倍但不大于其20倍時，可以抑制或消除模式耦合現(xiàn)象，從而可以在以前無法進行的振動幅度下進行操作。因此，目前不是超聲頻率振動能量傳遞有多長，而是脈沖超聲頻率振動能量和脈沖超聲頻率振動能量的持續(xù)時間和波形的組合，消除了模式耦合、方便了手術(shù)過程、使作用于病人的超聲能量的有效劑量為最小，并且使超聲電機和超聲聲極中的產(chǎn)生的熱量為最小。
盡管人們還不知道包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的成功運行的原因是什么，但不容置疑的是，所得到的結(jié)果實現(xiàn)了本發(fā)明的目的。特別是，人們相信，采用本技術(shù)能使模式耦合得以抑制是因為最高的振動幅度沒有足夠的時間來建立振動和把振動能量與寄生振動模式相耦合。另外，人們還相信，以前無法獲得的最大振動幅度更有效地在病人的組織中產(chǎn)生手術(shù)效果，從而使得完成手術(shù)過程所需的超聲頻率振動能量的有效劑量為最小。如果脈沖超聲頻率振動能量的第一時間部分小于約一毫秒，那么模式耦合得以抑制，但手術(shù)效果很小。因此，一般而言，當縮短第一時間部分的脈沖超聲頻率振動能量時，就需要增大振動的最大幅度來保持有利的手術(shù)效果。現(xiàn)有專利的重復(fù)的占空系統(tǒng)無法理解或認識脈沖超聲頻率振動能量的幅度與持續(xù)時間之間的關(guān)系以獲得和保持有效、便利的手術(shù)效果同時消除由于模式耦合帶來的問題。
通常，傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的超聲手術(shù)設(shè)備包括一個要由使用者手持和操作的外殼、支承在外殼內(nèi)的超聲電機，以及與超聲電機相連并延伸到外殼外面的超聲聲極。最好采用壓電陶瓷如PZT-4或PZT-8用作超聲電機。超聲聲極可以呈任何一種形狀，包括(但不局限于)細長的固體探頭和細長的空心探頭、扁平的輻射片或凸起的輻射透鏡。超聲聲極有一個與病人組織嚙合的末端表面。在一種較佳實施例中，末端面的形狀使得能夠?qū)崿F(xiàn)所要求的手術(shù)效果，包括切開、斷開鉆孔和融合。超聲電機和超聲聲極的組合可以在一諧振頻率下振動。
電源控制電路與超聲電機電相連，用以向超聲電機提供電能，產(chǎn)生施加到超聲聲極的超聲頻率振動能量，從而產(chǎn)生超聲聲極的振動。振動監(jiān)視器電路與電源控制電路電相連，用以測量處于諧振頻率下并且與超聲聲極的振動幅度成正比的電振動信號，從而電源控制電路在該諧振頻率下向超聲電機提供電能。電振動信號可以與由電源控制電路提供給超聲電機的電源的電流或電壓成正比，或者可以由位于超聲電機內(nèi)或靠近超聲電機的振動傳感器來產(chǎn)生。
包絡(luò)發(fā)生器電路與電源控制電路電連接，以在第一時間部分內(nèi)產(chǎn)生具有第一包絡(luò)和最大幅度而在第二時間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度的包絡(luò)脈沖信號。第一時間部分通常是上升部分加上包絡(luò)脈沖信號最大幅度時的時間，而第二時間部分通常是下降部分加上包絡(luò)脈沖信號最小幅度時的時間。第一包絡(luò)的形狀是，從最小幅度上升到最大幅度時包絡(luò)脈沖信號的上升沿。第二包絡(luò)的形狀是，從最大幅度下降到最小幅度時包絡(luò)脈沖信號的下降沿。包絡(luò)脈沖信號與電振動信號組合在電源控制電路中用來調(diào)節(jié)對超聲電機提供的電能，以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動能量。
為了能夠很好地抑制本文中所述的模式耦合現(xiàn)象并實現(xiàn)最大振動性能，第一時間部分的持續(xù)時間應(yīng)當小于50毫秒，但不能小于1毫秒，以確保足夠的手術(shù)效果。第一時間部分的最好范圍是介于約5毫秒和約40毫秒之間。第二時間部分應(yīng)當?shù)扔诨虼笥诘淮笥诘谝粫r間部分持續(xù)時間的三倍。第二時間部分的最佳持續(xù)時間大約與第一時間部分的持續(xù)時間相同。最大幅度的范圍應(yīng)當在最小幅度的2倍和20倍之間，以實現(xiàn)有利的手術(shù)效果。最好的最大幅度范圍是介于最小幅度的4倍和10倍之間。
最好第一包絡(luò)的上升部分和第二包絡(luò)的下降部分分別呈單調(diào)上升和下降的形狀。單調(diào)上升指的是隨時間連續(xù)上升而沒有向下傾斜的形狀。單調(diào)下降指的是隨時間連續(xù)下降而沒有向上凸起的形狀。
最好帶有形狀像細長探頭、或者固體、空心的超聲聲極的超聲手術(shù)器件的諧振頻率范圍是介于20kHz和80kHz之間。最好帶有形狀如扁平片或凸輻射透鏡的超聲聲極的超聲手術(shù)器件的諧振頻率范圍是介于80kHz和200kHz之間。
包絡(luò)脈沖信號可以以任何一種時間序列產(chǎn)生，從而滿足上述限制。但是，人們已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，如果產(chǎn)生的包絡(luò)脈沖信號不大于每秒20次，那么模式耦合被很好地抑制了。為了使施加到病人組織上的超聲振動能量的有效劑量為最小，最好包絡(luò)脈沖信號的產(chǎn)生不那么經(jīng)常，比如是每秒10次。
第二時間部分的包絡(luò)脈沖信號可以是在連續(xù)的包絡(luò)脈沖信號之間變化的。其效果是進一步減少了模式耦合以及寄生振動模式的激勵。
超聲手術(shù)設(shè)備最好有一條穿過超聲電機和超聲聲極的軸。超聲電機和超聲聲極關(guān)于它們所在用于沿軸向傳遞超聲頻率振動能量的軸對稱。
本發(fā)明揭示了一種采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動能量來產(chǎn)生有利的手術(shù)效果并抑制或消除模式耦合的方法。該方法包括這樣一些步驟將某一媒介(如病人組織)與超聲手術(shù)設(shè)備的超聲聲極嚙合，并用包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量向超聲手術(shù)設(shè)備提供能量，包絡(luò)脈沖在第一時間部分內(nèi)具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度，第二時間部分等于或大于但不大于第一時間部分持續(xù)時間的三倍，最大幅度介于最小幅度的二倍與二十倍之間，而第一時間部分持續(xù)時間介于1毫秒和五十毫秒的之間。
附圖簡述本發(fā)明的新特征見權(quán)利要求書所述。讀者在參照附圖閱讀了本發(fā)明的詳細描述以后，將會很好地了解本發(fā)明。


圖1是傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的超聲手術(shù)設(shè)備和電路的功能方框圖和局部電路圖。
圖2是包絡(luò)脈沖信號和包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的分量波形圖。
圖3示出四種形式的超聲聲極。
發(fā)明的詳細描述參照附圖。圖1是傳遞包絡(luò)脈沖信號超聲頻率振動能量的超聲手術(shù)設(shè)備10和電路30的功能方框圖和局部電路圖。超聲手術(shù)設(shè)備10包括要由使用者手持和操作的外殼11、支承在外殼11內(nèi)的超聲電機12以及與超聲電機12相連并延伸到外殼11外面的超聲聲極13。圖1中，繪出的超聲聲極13是一個細長探頭。外殼11可以用金屬或塑料制成，材料最好是可蒸汽消毒的塑料如Delrin(乙醛均聚物，acetal homopolymer)或Radel(聚苯砜，polyphenylsulphone)。超聲電機12可以用壓電陶瓷或磁致伸縮金屬。最好材料是壓電陶瓷如PZT-4或PZT-8。超聲聲極13可以由金屬材料如鋁、不銹鋼或鈦制成。超聲聲極13的材料最好是鈦或鈦合金如Ti6A14V。超聲電機12和超聲聲極13組合在一起具有一種諧振頻率。超聲頻率是最佳縱向振動的頻率。超聲聲極13具有與病人組織嚙合的末端表面14。末端表面14的形狀可以用來實現(xiàn)所希望的手術(shù)效果。超聲電機12和超聲聲極13可以置于沿軸15上并且在軸15周圍是對稱的。
電源控制電路16與超聲電機12電相連，用來向超聲電機1提供電能，以產(chǎn)生施加到超聲聲極13的超聲頻率振動能量，以產(chǎn)生超聲聲極13中的振動。自動增益控制元件36從振動監(jiān)視器電路17接收電振動信號，從包絡(luò)發(fā)生器電路18接收包絡(luò)脈沖信號。自動增益控制元件36調(diào)整功率放大器37的輸入，從而在諧振頻率下通過輸出變壓器38向超聲電機12提供電能，以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量。較佳實施例的自動增益控制元件36的電路元件見“Analog Device 633，an integrated circuit multiplier，1992 AnalogDevice Special Linear Reference Manual，page 2-52，53”。在另一種實施例中，自動增益控制元件36可以由自動相位控制元件所取代，用來取代的自動控制元件包括保持電振動信號和參考信號之間所選擇的相位關(guān)系的鎖相環(huán)電路。
振動監(jiān)視器電路17與電源控制電路16電相連用來測量諧振頻率下并且與超聲聲極13的振動幅度成正比的電振動信號。最好電振動信號與電源控制電路16提供的電源的電流成正比。電流電阻器31可以位于輸出變壓器38的初級處。電流敏感電阻器31上跨接的電壓提供到信號放大器32上由之放大，并且信號放大器32的輸出作用于帶通濾波器33。帶通濾波器33的輸出是與電源控制電路16進行電信號交換的電振動信號。
包絡(luò)發(fā)生器電路18與產(chǎn)生包絡(luò)脈沖信號的電源控制電路16電相連。數(shù)字脈沖發(fā)生器34產(chǎn)生提供給低通濾波器35的脈沖信號。低通濾波器35形成由數(shù)字脈沖發(fā)生器34產(chǎn)生的脈沖信號的上升沿和下降沿的包絡(luò)。低通濾波器35的輸出是與電源控制電路16電信號交換的包絡(luò)脈沖信號。
圖2中示出了包絡(luò)脈沖信號和包絡(luò)脈沖數(shù)字脈沖的分量的詳細波形圖。圖2a示出數(shù)字脈沖發(fā)生器34的輸出，在第一時間部分21期間具有最大幅度20，而在第二時間部分23期間具有最小幅度22。為了能夠最好地抑制模式耦合，第一時間部分21應(yīng)當在1毫秒和50毫秒的范圍內(nèi)，而第二時間部分23應(yīng)當?shù)扔诨虼笥诘淮笥诘谝粫r間部分21的三倍。第一時間部分21的持續(xù)時間最好介于5毫秒和40毫秒之間。例如，如果第一時間部分21是10毫秒，那么第二時間部分23就必須至少是10毫秒，但持續(xù)時間不能大于30毫秒。最大幅度20應(yīng)當在最小幅度22的2到20倍的范圍內(nèi)。最大幅度的范圍最好是最小幅度22的4到10倍。比如，如果最小幅度22的值是2，那么最大幅度就必須在4到40之間，最好在8到20之間。
圖2b示出包絡(luò)脈沖信號，是將數(shù)字脈沖發(fā)生器34的輸出應(yīng)用于低通濾波器35的結(jié)果。包絡(luò)脈沖信號呈單調(diào)增大波形24，具有最大幅度20，單調(diào)減小波形25，具有最小幅度22。
圖2c示出包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量，它對應(yīng)于包絡(luò)脈沖信號與電振動信號一起作用于電源控制電路16。
包絡(luò)脈沖信號可以作為單個事件產(chǎn)生，也可以重復(fù)包絡(luò)脈沖信號。為了很好地抑制模式耦合并且使超聲電機和超聲聲極中的熱量為最小，重復(fù)率應(yīng)當小于每秒20次。重復(fù)率最好在每秒4到10次之間。
圖3示出四個超聲聲極的例子。超聲聲極可以是如圖3a中所示的細長固體探頭、如圖3b中所示的細長空心探頭、如圖3c中所示的扁平輻射片，也可以是如圖3d中所示的輻射凸透鏡。
超聲手術(shù)裝置通常工作在20kHz到80kHz的頻率之間，尤其是當超聲聲極的形狀是細長固體探頭或空心探頭的時候。當超聲聲極的形狀是扁平輻射片或者是輻射凸透鏡的時候，工作頻率可以更高，從80kHz到約200kHz。
權(quán)利要求
1.一種傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的超聲手術(shù)設(shè)備，所述超聲手術(shù)設(shè)備具有要由使用者手持和操作的外殼、支承在所述外殼內(nèi)的超聲電機、與所述超聲電機相連并延伸到所述外殼以外處的超聲聲極，所述超聲聲極具有與病人組織嚙合并且與所述超聲電機一起可在某一諧振頻率下振動的端面，其特征在于，所述超聲所述設(shè)備包含與所述超聲電機電相連用來向所述超聲電機提供電能以產(chǎn)生施加到所述產(chǎn)生聲極的產(chǎn)生頻率振動能的電源控制電路；與所述電源控制電路電相連用來測量在所述諧振頻率下并且與所述超聲聲極的振動幅度成正比的電振動信號從而電源控制電路在所述諧振頻率下向所述超聲電機提供電能的振動監(jiān)視器電路，以及與所述電源控制電路電相連用來產(chǎn)生包絡(luò)脈沖信號的包絡(luò)發(fā)生器電路，所述包絡(luò)脈沖信號在第一時間部分期間具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度，所述第二時間部分等于或大于但不超過所述第一時間部分持續(xù)時間的三倍，所述第一時間部分的持續(xù)時間介于1毫秒到50毫秒之間，而所述最大幅度介于所述最小幅度的2到20倍的范圍內(nèi)，從而與所述電振動信號一起，所述電源控制電路調(diào)整對所述超聲電機電能提供以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能。
2.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述諧振頻率介于20kHz到200kHz之間。
3.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述包絡(luò)脈沖信號的產(chǎn)生不超過每秒20次。
4.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述第二時間部分在連續(xù)的包絡(luò)脈沖信號之間變化。
5.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述超聲聲極是細長固體探頭。
6.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述超聲聲極是細長空心探頭。
7.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述超聲聲極是扁平輻射片，從而所述超聲頻率振動能分布在所述超聲聲極的端面上。
8.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述超聲聲極是輻射凸透鏡，從而所述超聲頻率振動能分布在所述超聲聲極的端面上，并且可以集中在一定深度的病人組織內(nèi)。
9.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述第一包絡(luò)的形狀呈單調(diào)增大。
10.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述第二包絡(luò)的形狀呈單調(diào)下降。
11.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述第一包絡(luò)呈單調(diào)增大形狀，并且具有最大幅度。
12.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述第二包絡(luò)呈單一地下降形狀，并且具有最小幅度。
13.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述超聲電機和所述超聲聲極沿一軸放置用于傳遞超聲頻率振動能并關(guān)于所述軸對稱。
14.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述電振動信號由位于所述超聲電機處或靠近所述超聲電機的振動檢測傳感器產(chǎn)生。
15.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述電振動信號正比于由所述電源控制電路提供給所述超聲電機的電源的電流。
16.如權(quán)利要求1所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述電信號正比于由所述電源控制電路提供給所述超聲電機的電源的電壓。
17.一種采用包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能來產(chǎn)生有利手術(shù)效果并抑制或消除模式耦合的方法，其特征在于，它包含下述步驟使病人組織與一超聲手術(shù)裝置的超聲聲極嚙合，并且向所述超聲手術(shù)設(shè)備饋送包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能，所述包絡(luò)脈沖在第一時間部分期間具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度，所述第二時間部分等于或大于但不超過所述第一時間部分的持續(xù)時間，所述最大幅度介于所述最小幅度的2到20倍，而所述第一時間部分的持續(xù)時間介于1毫秒到50毫秒之間。
18.一種傳遞包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能量的超聲手術(shù)設(shè)備，所述超聲手術(shù)設(shè)備具有要由使用者手持和操作的外殼、支承在所述外殼內(nèi)的超聲電機、與所述超聲電機相連并延伸到所述外殼以外處的超聲聲極，所述超聲聲極具有與病人組織嚙合并且與所述超聲電機一起可在某一諧振頻率下振動的端面，其特征在于，所述超聲所述設(shè)備包含與所述超聲電機電相連用來向所述超聲電機提供電能以產(chǎn)生施加到所述產(chǎn)生聲極的產(chǎn)生頻率振動能的電源控制電路；與所述電源控制電路電相連用來測量在所述諧振頻率下并且與所述超聲聲極的振動幅度成正比的電振動信號從而電源控制電路在所述諧振頻率下向所述超聲電機提供電能的振動監(jiān)視器電路；與所述電源控制電路電相連用來產(chǎn)生包絡(luò)脈沖信號的包絡(luò)發(fā)生器電路，所述包絡(luò)脈沖信號在第一時間部分期間具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度，從而與所述電振動信號一起，所述電源控制電路調(diào)整對所述超聲電機的電能提供以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能；所述第二時間部分等于或大于但不超過所述第一時間部分持續(xù)時間的三倍；所述第一時間部分的持續(xù)時間介于1毫秒到50毫秒之間；所述最大幅度在所述最小幅度的2倍到20倍的范圍內(nèi)，并且所述包絡(luò)脈沖信號的產(chǎn)生不超過每秒20次。
19.如權(quán)利要求18所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述諧振頻率在20kHz到200kHz之間。
20.如權(quán)利要求18所述的超聲手術(shù)設(shè)備，其特征在于，所述第二時間部分在連續(xù)的包絡(luò)脈沖信號之間變化。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種在作用于病人組織的超聲手術(shù)儀的端面產(chǎn)生包絡(luò)脈沖超聲頻率振動能的改進的方法和設(shè)備，它包括在第一時間部分期間提供具有第一包絡(luò)和最大幅度而在第二時間部分期間具有第二包絡(luò)和最小幅度的包絡(luò)脈沖信號，所述第二時間部分大于或等于第一時間部分的持續(xù)時間，所述第一時間部分的持續(xù)時間介于1毫秒到50毫秒之間，而最大幅度介于最小幅度的2到20倍的范圍內(nèi)。
文檔編號A61B17/00GK1620269SQ02828054
公開日2005年5月25日 申請日期2002年12月18日 優(yōu)先權(quán)日2001年12月21日
發(fā)明者W·W·西米諾 申請人:聲外科技術(shù)有限公司