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(dòng)能量的包絡(luò)脈沖的改進(jìn)的方法和裝置，超聲頻率振動(dòng)能量的脈沖幅度和超聲頻率振動(dòng)能量的脈沖持續(xù)時(shí)間之間存在特定的關(guān)系，使得可以使超聲聲極實(shí)現(xiàn)以前無法實(shí)現(xiàn)的振動(dòng)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(dòng)能量作用于超聲聲極，聲極沿縱向方向振動(dòng)，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(duì)所接觸的病人組織進(jìn)行切開、斷開和/或凝結(jié)。
由于受限于機(jī)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(dòng)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(shí)，通常采用鈦合金。鈦合金的固有疲勞強(qiáng)度和最大應(yīng)力是不能超過的，否則，超聲聲極就會(huì)斷裂。再比如，將所提供的電能轉(zhuǎn)換成超聲頻率振動(dòng)能量的超聲電機(jī)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(dòng)能量的能力方面也存在與生具有的限制，包括對(duì)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(dòng)幅度增加到在所希望的諧振頻率下超聲頻率振動(dòng)能量與其它的振動(dòng)模式(本文中稱為‘寄生模式’)相耦合這樣一個(gè)水平時(shí)，就會(huì)發(fā)生模式耦合。寄生振動(dòng)模式視系統(tǒng)的設(shè)計(jì)不同，可以是低頻、近頻或高頻。寄生振動(dòng)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(dāng)超聲電極是細(xì)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(gè)波長時(shí)，模式耦合現(xiàn)象特別令人頭疼。當(dāng)超聲聲極短于一個(gè)波長時(shí)，會(huì)出現(xiàn)模式耦合現(xiàn)象，當(dāng)超聲電極的形狀不是細(xì)長探頭(比方說是扁平的凸出輻射面)時(shí)，也會(huì)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(lì)，使得超聲聲極同時(shí)以所希望的縱向振動(dòng)模式和不希望的橫向振動(dòng)模式進(jìn)行振動(dòng)。這種類型的耦合振動(dòng)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(dòng)幅度下工作的超聲手術(shù)裝置還會(huì)在超聲電極振動(dòng)時(shí)，因內(nèi)部摩擦，主要在超聲電機(jī)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(jī)過熱，那么就需要對(duì)超聲電機(jī)進(jìn)行冷卻(例如強(qiáng)制通風(fēng)或水冷)，這樣就使得超聲手術(shù)手持件由于添加的補(bǔ)給線而變得價(jià)格昂貴而且笨重。如果超聲電極發(fā)燙，病人的組織就會(huì)被灼傷。
模式耦合以及產(chǎn)生的熱量是對(duì)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(dòng)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(shí)現(xiàn)的振動(dòng)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(dòng)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(shí)間內(nèi)工作在高振動(dòng)幅度下，這樣就減少了超聲聲極的內(nèi)部熱量，同時(shí)也減少了超聲電機(jī)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(dòng)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(cè)器電路用來監(jiān)視對(duì)治療頭的監(jiān)視，從而治療持續(xù)時(shí)間的測(cè)量可以在啟動(dòng)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(dòng)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(dòng)摩擦以使剃須時(shí)的移動(dòng)更光滑，從而使對(duì)使用者的操作具有滿意的觸覺。每一猝發(fā)的超聲機(jī)械振動(dòng)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(shí)間。
授權(quán)給Inoue的美國專利4,343,111具有一種超聲機(jī)械加工方法，其中，振動(dòng)能量是間隙中斷的，用以產(chǎn)生一系列在時(shí)間上隔開的猝發(fā)的振動(dòng)振蕩，并且在每一猝發(fā)期間，修改振動(dòng)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(dòng)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(dòng)電路，用以產(chǎn)生‘拉回’隨后又‘驅(qū)動(dòng)’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(gè)給出采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動(dòng)能量用于病人組織的手術(shù)，沒有一個(gè)采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動(dòng)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(gè)采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動(dòng)能量來使超聲聲極和超聲電機(jī)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(dòng)能量的脈沖幅度與超聲頻率振動(dòng)能量的脈沖的持續(xù)時(shí)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(dòng)重復(fù)切換超聲振動(dòng)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(qiáng)斷開及改進(jìn)手術(shù)控制。本發(fā)明工作時(shí)，使連續(xù)的振動(dòng)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(shí)間分別為50毫秒、100毫秒、150毫秒和200毫秒。使連續(xù)的振動(dòng)操作中斷而具有至少為30Hz的重復(fù)率，從而操作人員不會(huì)抱怨在低幅度下進(jìn)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(dòng)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(dòng)能量來減少超聲聲極和超聲電機(jī)中的熱生成，也沒有揭示任何由于脈沖超聲振動(dòng)能量幅度與脈沖超聲頻率振動(dòng)能量持續(xù)時(shí)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(dòng)能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時(shí)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(dòng)至先前所無法實(shí)現(xiàn)的幅度并且更便利于進(jìn)行外科手術(shù)。
本發(fā)明進(jìn)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(dòng)能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時(shí)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(jìn)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(dòng)能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時(shí)間內(nèi)和以特定的幅度作用于病人組織，從而更便利于進(jìn)行外科手術(shù)，因而使作用于病人組織的超聲頻率振動(dòng)能量的有效劑量為最小。
本發(fā)明更進(jìn)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(dòng)能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時(shí)間內(nèi)和以特定的幅度作用于病人組織，從而使超聲電機(jī)所消耗的電能為最小，而得到一種更加冷卻運(yùn)行的超聲電機(jī)。
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(dòng)能量的方法和設(shè)備，用于在特定的持續(xù)時(shí)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(shí)現(xiàn)上述發(fā)明目的。通過實(shí)驗(yàn)人們已經(jīng)知道，在恒定高振動(dòng)幅度和恒定低振動(dòng)幅度之間的切換會(huì)產(chǎn)生模式耦合和刺激寄生振動(dòng)模式，從而大大限制了這些系統(tǒng)的有效運(yùn)行。人們還發(fā)現(xiàn)，當(dāng)最好把第一時(shí)間部分的脈沖超聲頻率振動(dòng)能量進(jìn)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(shí)間部分的的脈沖超聲頻率振動(dòng)能量后的第二時(shí)間部分為第一時(shí)間部分持續(xù)時(shí)間的至少三倍而最大振動(dòng)幅度至少是最小振動(dòng)幅度的兩倍但不大于其20倍時(shí)，可以抑制或消除模式耦合現(xiàn)象，從而可以在以前無法進(jìn)行的振動(dòng)幅度下進(jìn)行操作。因此，目前不是超聲頻率振動(dòng)能量傳遞有多長，而是脈沖超聲頻率振動(dòng)能量和脈沖超聲頻率振動(dòng)能量的持續(xù)時(shí)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(jī)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(dòng)能量的成功運(yùn)行的原因是什么，但不容置疑的是，所得到的結(jié)果實(shí)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?yàn)樽罡叩恼駝?dòng)幅度沒有足夠的時(shí)間來建立振動(dòng)和把振動(dòng)能量與寄生振動(dòng)模式相耦合。另外，人們還相信，以前無法獲得的最大振動(dòng)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(dòng)能量的有效劑量為最小。如果脈沖超聲頻率振動(dòng)能量的第一時(shí)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(dāng)縮短第一時(shí)間部分的脈沖超聲頻率振動(dòng)能量時(shí)，就需要增大振動(dòng)的最大幅度來保持有利的手術(shù)效果?，F(xiàn)有專利的重復(fù)的占空系統(tǒng)無法理解或認(rèn)識(shí)脈沖超聲頻率振動(dòng)能量的幅度與持續(xù)時(shí)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(shí)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(dòng)能量的超聲手術(shù)設(shè)備包括一個(gè)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(jī)，以及與超聲電機(jī)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(jī)。超聲聲極可以呈任何一種形狀，包括(但不局限于)細(xì)長的固體探頭和細(xì)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(gè)與病人組織嚙合的末端表面。在一種較佳實(shí)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(jī)和超聲聲極的組合可以在一諧振頻率下振動(dòng)。
電源控制電路與超聲電機(jī)電相連，用以向超聲電機(jī)提供電能，產(chǎn)生施加到超聲聲極的超聲頻率振動(dòng)能量，從而產(chǎn)生超聲聲極的振動(dòng)。振動(dòng)監(jiān)視器電路與電源控制電路電相連，用以測(cè)量處于諧振頻率下并且與超聲聲極的振動(dòng)幅度成正比的電振動(dòng)信號(hào)，從而電源控制電路在該諧振頻率下向超聲電機(jī)提供電能。電振動(dòng)信號(hào)可以與由電源控制電路提供給超聲電機(jī)的電源的電流或電壓成正比，或者可以由位于超聲電機(jī)內(nèi)或靠近超聲電機(jī)的振動(dòng)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(shí)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(shí)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(hào)。第一時(shí)間部分通常是上升部分加上包絡(luò)脈沖信號(hào)最大幅度時(shí)的時(shí)間，而第二時(shí)間部分通常是下降部分加上包絡(luò)脈沖信號(hào)最小幅度時(shí)的時(shí)間。第一包絡(luò)的形狀是，從最小幅度上升到最大幅度時(shí)包絡(luò)脈沖信號(hào)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(shí)包絡(luò)脈沖信號(hào)的下降沿。包絡(luò)脈沖信號(hào)與電振動(dòng)信號(hào)組合在電源控制電路中用來調(diào)節(jié)對(duì)超聲電機(jī)提供的電能，以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動(dòng)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(shí)現(xiàn)最大振動(dòng)性能，第一時(shí)間部分的持續(xù)時(shí)間應(yīng)當(dāng)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(shí)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(shí)間部分應(yīng)當(dāng)?shù)扔诨虼笥诘淮笥诘谝粫r(shí)間部分持續(xù)時(shí)間的三倍。第二時(shí)間部分的最佳持續(xù)時(shí)間大約與第一時(shí)間部分的持續(xù)時(shí)間相同。最大幅度的范圍應(yīng)當(dāng)在最小幅度的2倍和20倍之間，以實(shí)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(shí)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(shí)間連續(xù)下降而沒有向上凸起的形狀。
最好帶有形狀像細(xì)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(hào)可以以任何一種時(shí)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(hào)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(dòng)能量的有效劑量為最小，最好包絡(luò)脈沖信號(hào)的產(chǎn)生不那么經(jīng)常，比如是每秒10次。
第二時(shí)間部分的包絡(luò)脈沖信號(hào)可以是在連續(xù)的包絡(luò)脈沖信號(hào)之間變化的。其效果是進(jìn)一步減少了模式耦合以及寄生振動(dòng)模式的激勵(lì)。
超聲手術(shù)設(shè)備最好有一條穿過超聲電機(jī)和超聲聲極的軸。超聲電機(jī)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(dòng)能量的軸對(duì)稱。
本發(fā)明揭示了一種采用包絡(luò)脈沖的超聲頻率振動(dòng)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(dòng)能量向超聲手術(shù)設(shè)備提供能量，包絡(luò)脈沖在第一時(shí)間部分內(nèi)具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時(shí)間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度，第二時(shí)間部分等于或大于但不大于第一時(shí)間部分持續(xù)時(shí)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(shí)間部分持續(xù)時(shí)間介于1毫秒和五十毫秒的之間。
附圖簡(jiǎn)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(xì)描述以后，將會(huì)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(dòng)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(hào)和包絡(luò)脈沖超聲頻率振動(dòng)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(xì)描述參照附圖。圖1是傳遞包絡(luò)脈沖信號(hào)超聲頻率振動(dòng)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(jī)12以及與超聲電機(jī)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(gè)細(xì)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(jī)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(jī)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(dòng)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(shí)現(xiàn)所希望的手術(shù)效果。超聲電機(jī)12和超聲聲極13可以置于沿軸15上并且在軸15周圍是對(duì)稱的。
電源控制電路16與超聲電機(jī)12電相連，用來向超聲電機(jī)1提供電能，以產(chǎn)生施加到超聲聲極13的超聲頻率振動(dòng)能量，以產(chǎn)生超聲聲極13中的振動(dòng)。自動(dòng)增益控制元件36從振動(dòng)監(jiān)視器電路17接收電振動(dòng)信號(hào)，從包絡(luò)發(fā)生器電路18接收包絡(luò)脈沖信號(hào)。自動(dòng)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(jī)12提供電能，以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖超聲頻率振動(dòng)能量。較佳實(shí)施例的自動(dòng)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(shí)施例中，自動(dòng)增益控制元件36可以由自動(dòng)相位控制元件所取代，用來取代的自動(dòng)控制元件包括保持電振動(dòng)信號(hào)和參考信號(hào)之間所選擇的相位關(guān)系的鎖相環(huán)電路。
振動(dòng)監(jiān)視器電路17與電源控制電路16電相連用來測(cè)量諧振頻率下并且與超聲聲極13的振動(dòng)幅度成正比的電振動(dòng)信號(hào)。最好電振動(dòng)信號(hào)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(jí)處。電流敏感電阻器31上跨接的電壓提供到信號(hào)放大器32上由之放大，并且信號(hào)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(jìn)行電信號(hào)交換的電振動(dòng)信號(hào)。
包絡(luò)發(fā)生器電路18與產(chǎn)生包絡(luò)脈沖信號(hào)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(hào)。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(hào)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(hào)交換的包絡(luò)脈沖信號(hào)。
圖2中示出了包絡(luò)脈沖信號(hào)和包絡(luò)脈沖數(shù)字脈沖的分量的詳細(xì)波形圖。圖2a示出數(shù)字脈沖發(fā)生器34的輸出，在第一時(shí)間部分21期間具有最大幅度20，而在第二時(shí)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(shí)間部分21應(yīng)當(dāng)在1毫秒和50毫秒的范圍內(nèi)，而第二時(shí)間部分23應(yīng)當(dāng)?shù)扔诨虼笥诘淮笥诘谝粫r(shí)間部分21的三倍。第一時(shí)間部分21的持續(xù)時(shí)間最好介于5毫秒和40毫秒之間。例如，如果第一時(shí)間部分21是10毫秒，那么第二時(shí)間部分23就必須至少是10毫秒，但持續(xù)時(shí)間不能大于30毫秒。最大幅度20應(yīng)當(dāng)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(hào)，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(hào)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(dòng)能量，它對(duì)應(yīng)于包絡(luò)脈沖信號(hào)與電振動(dòng)信號(hào)一起作用于電源控制電路16。
包絡(luò)脈沖信號(hào)可以作為單個(gè)事件產(chǎn)生，也可以重復(fù)包絡(luò)脈沖信號(hào)。為了很好地抑制模式耦合并且使超聲電機(jī)和超聲聲極中的熱量為最小，重復(fù)率應(yīng)當(dāng)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(gè)超聲聲極的例子。超聲聲極可以是如圖3a中所示的細(xì)長固體探頭、如圖3b中所示的細(xì)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(dāng)超聲聲極的形狀是細(xì)長固體探頭或空心探頭的時(shí)候。當(dāng)超聲聲極的形狀是扁平輻射片或者是輻射凸透鏡的時(shí)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(dòng)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(jī)、與所述超聲電機(jī)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(jī)一起可在某一諧振頻率下振動(dòng)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(jī)電相連用來向所述超聲電機(jī)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(dòng)能的電源控制電路；與所述電源控制電路電相連用來測(cè)量在所述諧振頻率下并且與所述超聲聲極的振動(dòng)幅度成正比的電振動(dòng)信號(hào)從而電源控制電路在所述諧振頻率下向所述超聲電機(jī)提供電能的振動(dòng)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(hào)的包絡(luò)發(fā)生器電路，所述包絡(luò)脈沖信號(hào)在第一時(shí)間部分期間具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時(shí)間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度，所述第二時(shí)間部分等于或大于但不超過所述第一時(shí)間部分持續(xù)時(shí)間的三倍，所述第一時(shí)間部分的持續(xù)時(shí)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(dòng)信號(hào)一起，所述電源控制電路調(diào)整對(duì)所述超聲電機(jī)電能提供以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖超聲頻率振動(dòng)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(hào)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(shí)間部分在連續(xù)的包絡(luò)脈沖信號(hào)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(xì)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(xì)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(dòng)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(dòng)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(jī)和所述超聲聲極沿一軸放置用于傳遞超聲頻率振動(dòng)能并關(guān)于所述軸對(duì)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(dòng)信號(hào)由位于所述超聲電機(jī)處或靠近所述超聲電機(jī)的振動(dòng)檢測(cè)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(dòng)信號(hào)正比于由所述電源控制電路提供給所述超聲電機(jī)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(hào)正比于由所述電源控制電路提供給所述超聲電機(jī)的電源的電壓。
17.一種采用包絡(luò)脈沖超聲頻率振動(dòng)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(dòng)能，所述包絡(luò)脈沖在第一時(shí)間部分期間具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時(shí)間部分內(nèi)具有第二包絡(luò)和最小幅度，所述第二時(shí)間部分等于或大于但不超過所述第一時(shí)間部分的持續(xù)時(shí)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(shí)間部分的持續(xù)時(shí)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(dòng)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(jī)、與所述超聲電機(jī)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(jī)一起可在某一諧振頻率下振動(dòng)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(jī)電相連用來向所述超聲電機(jī)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(dòng)能的電源控制電路；與所述電源控制電路電相連用來測(cè)量在所述諧振頻率下并且與所述超聲聲極的振動(dòng)幅度成正比的電振動(dòng)信號(hào)從而電源控制電路在所述諧振頻率下向所述超聲電機(jī)提供電能的振動(dòng)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(hào)的包絡(luò)發(fā)生器電路，所述包絡(luò)脈沖信號(hào)在第一時(shí)間部分期間具有第一包絡(luò)和最大幅度，而在第二時(shí)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(dòng)信號(hào)一起，所述電源控制電路調(diào)整對(duì)所述超聲電機(jī)的電能提供以產(chǎn)生包絡(luò)脈沖超聲頻率振動(dòng)能；所述第二時(shí)間部分等于或大于但不超過所述第一時(shí)間部分持續(xù)時(shí)間的三倍；所述第一時(shí)間部分的持續(xù)時(shí)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(hào)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(shí)間部分在連續(xù)的包絡(luò)脈沖信號(hào)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(dòng)能的改進(jìn)的方法和設(shè)備，它包括在第一時(shí)間部分期間提供具有第一包絡(luò)和最大幅度而在第二時(shí)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(hào)，所述第二時(shí)間部分大于或等于第一時(shí)間部分的持續(xù)時(shí)間，所述第一時(shí)間部分的持續(xù)時(shí)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(hào)A61B17/00GK1620269SQ02828054
公開日2005年5月25日 申請(qǐng)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(qǐng)人:聲外科技術(shù)有限公司