用于壓電式骨外科手術(shù)的改進(jìn)型外科手術(shù)端頭的制作方法
【專(zhuān)利摘要】與超聲波或壓電式口腔外科手術(shù)裝置一起使用的一系列端頭，此一系列端頭用在切骨術(shù)、骨切除術(shù)和骨成形術(shù)手術(shù)中或需要去除骨或其他硬組織或者對(duì)骨或其他硬組織成形的任何手術(shù)中。在一些實(shí)施方式中，在端頭的切割端設(shè)置有裂隙以便于切骨。端頭成形為使得其適合于外科醫(yī)生在適當(dāng)?shù)奈恢檬褂茫员惝?dāng)以可釋放的方式附接有端頭的手持件以常規(guī)的方式被握住時(shí)，切骨的幾何形狀是精確和理想的。當(dāng)被激勵(lì)時(shí)，端頭容易地切穿骨或便于骨骼結(jié)構(gòu)在外科手術(shù)部位的成形。本發(fā)明也描述了使用這種端頭的方法以及由這種端頭提供切割功能的系統(tǒng)。
【專(zhuān)利說(shuō)明】用于壓電式骨外科手術(shù)的改進(jìn)型外科手術(shù)端頭

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及用于切骨術(shù)、骨成形術(shù)以及骨切除術(shù)的外科手術(shù)裝置的領(lǐng)域，具體地 涉及用在口腔外科手術(shù)中的壓電式外科手術(shù)系統(tǒng)所使用的端頭。 技術(shù)背景
[0002] 涉及為骨組織的塑形（（切骨術(shù)）、（骨切除術(shù)）和（骨成形術(shù)））的切割的骨外科 手術(shù)眾所周知是困難的，并且需要精確度并實(shí)施大的機(jī)械力以改變礦化骨的形狀或移除骨 組織。
[0003] 傳統(tǒng)上，通常使用手動(dòng)鑿子和其他手持器械、旋轉(zhuǎn)鉆、震動(dòng)鋸及往復(fù)鋸來(lái)執(zhí)行切骨 術(shù)、骨切除術(shù)和骨成形術(shù)。手動(dòng)器械已經(jīng)被證明其結(jié)果不能令人不滿(mǎn)意，通常在某種程度上 是因?yàn)楣蔷哂幸圆豢深A(yù)測(cè)的方式粉碎或裂開(kāi)的趨勢(shì)。鋸的有限應(yīng)用僅限于直線切割。鋸還 會(huì)產(chǎn)生過(guò)度的振動(dòng)并且難以操作，并且對(duì)于各種硬組織和軟組織結(jié)構(gòu)是非選擇性的切割。 鉆孔具有兩個(gè)缺點(diǎn)，即：1)由鉆孔產(chǎn)生的熱會(huì)抑制骨生長(zhǎng)；以及2)鉆的振動(dòng)會(huì)造成切骨成 形不精確，因而經(jīng)常損壞骨。
[0004] 這些困難導(dǎo)致了壓電式外科裝置發(fā)展。通過(guò)這些裝置，高頻率振動(dòng)的能量產(chǎn)生成 腔效應(yīng)，成腔效應(yīng)優(yōu)先地作用在硬組織上，從而使周?chē)浗M織的創(chuàng)傷最小化。該裝置通常 包括具有可更換且可選擇端頭的手持件，該端頭根據(jù)手術(shù)來(lái)選擇或更換。在骨組織上的切 割動(dòng)作通過(guò)可變的調(diào)制超聲波振動(dòng)產(chǎn)生，該可變的調(diào)制超聲波振動(dòng)僅在端頭的切割端上激 活。理想地，端頭是與礦化的骨組織接觸的唯一工具，并且端頭提供非?？焖俚恼駝?dòng)和切割 骨所需的力度和能量。
[0005] 因此，施加于骨組織表面的能量是高度定向的，并且端頭的設(shè)計(jì)可以限制受影響 的區(qū)域。該特征使外科醫(yī)生在骨組織上進(jìn)行切骨或其他手術(shù)時(shí)只需施加較小的機(jī)械力。這 進(jìn)而使骨組織和周?chē)浗M織遭受的創(chuàng)傷減小至由切割儀器的摩擦和骨吸收的很少熱量所 引起的創(chuàng)傷。因?yàn)橛啥祟^的振動(dòng)引起的能量以輕微的、局部的熱量形式消散，從而不會(huì)引起 不可修復(fù)的損傷，所以振動(dòng)端頭也不太可能損傷周?chē)浗M織。
[0006] 壓電式系統(tǒng)的發(fā)展優(yōu)于舊的旋轉(zhuǎn)技術(shù)，改進(jìn)端頭設(shè)計(jì)的價(jià)值在于振動(dòng)能量的高度 集中地施加。端頭應(yīng)該具有使裝置的振動(dòng)能量最大限度地集中的能力，同時(shí)為外科醫(yī)生提 供易用性和舒適性。許多現(xiàn)存的端頭設(shè)計(jì)不總能有效滿(mǎn)足它們的預(yù)期目的。用于切骨術(shù)的 現(xiàn)有的端頭設(shè)計(jì)在端頭處具有鋸齒，而該鋸齒導(dǎo)致不規(guī)則切骨的產(chǎn)生。外科醫(yī)生產(chǎn)生切割 效果的動(dòng)作要求手持件旋轉(zhuǎn)，這需要手腕及更大的肌肉群來(lái)控制切骨，從而導(dǎo)致這種設(shè)計(jì) 的切骨不精確。同樣，一些切骨端頭具有憑借金剛石涂層來(lái)提供研磨的研磨壁，從而產(chǎn)生過(guò) 多的熱。
[0007] 因此，存在對(duì)于壓電式外科手術(shù)端頭的需要：該壓電式外科手術(shù)端頭特別地設(shè)計(jì) 成對(duì)硬組織切割精確，提高外科醫(yī)生控制施加至端頭的振動(dòng)能量的能力，并且提高外科醫(yī) 生對(duì)儀器的控制。也存在對(duì)減小對(duì)骨的熱損傷的超聲波端頭的需要。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0008] 本發(fā)明為用于骨外科手術(shù)的外科手術(shù)裝置系統(tǒng)和方法。特別地，該裝置是用在壓 電式外科手術(shù)中的端頭，其中，該端頭設(shè)計(jì)特別適用于口腔切骨和骨成形。這些裝置適合 于對(duì)硬組織的切骨術(shù)、骨切除術(shù)、骨成形術(shù)等需要高精確度的任何外科手術(shù)，同時(shí)能夠避免 過(guò)多的由熱造成的組織損傷。這些外科手術(shù)包括：從供骨區(qū)取骨、拔出阻生牙或萌出牙、 準(zhǔn)備放置植入物和其他固定裝置的切骨手術(shù)、用于畸齒矯正中幫助牙齒移動(dòng)的骨皮質(zhì)切開(kāi) 術(shù)、牙髓手術(shù)、用于進(jìn)入竇腔的切骨術(shù)、正顎手術(shù)的切骨術(shù)、耳鼻喉科手術(shù)、切割多種骨或使 多種骨成形的矯形外科手術(shù)、以及在非常接近神經(jīng)與血管結(jié)構(gòu)的骨骼上進(jìn)行的神經(jīng)外科手 術(shù)。
[0009] 因此，本發(fā)明的端頭設(shè)計(jì)和構(gòu)造成當(dāng)系統(tǒng)被激勵(lì)時(shí)提供高度準(zhǔn)確、精確和受控的 高頻率振動(dòng)能量的應(yīng)用，使外科醫(yī)生能夠容易地切割骨和其他硬組織、使骨和其他硬組織 成形，以及以其他方式對(duì)骨和其他硬組織塑形。
[0010] 本發(fā)明的端頭設(shè)計(jì)成與現(xiàn)有的壓電式外科手術(shù)設(shè)備一起使用，比如 Piezosurgery?、Piezotome?、PiezAart?、Variosurg?、Piezon?, SurgyStar? 、 Ultrasonic Bone Surgery? (ubs)、 Synthes? 和 INTRAsurg?。這些系統(tǒng)通常允許根據(jù)手術(shù)和病人個(gè)體骨骼結(jié)構(gòu)的獨(dú)特要求對(duì)不同端 頭設(shè)計(jì)進(jìn)行迅速更換。在使用中，端頭經(jīng)由在近端處的基部附接至手持器械，使得端頭能夠 從器械上釋放并且在近端處的端頭中終止，使得來(lái)自系統(tǒng)的振動(dòng)能量通常在外科醫(yī)生的手 動(dòng)控制下施加至外科手術(shù)部位。
[0011] 這些經(jīng)改進(jìn)的端頭的設(shè)計(jì)和結(jié)構(gòu)提供了改進(jìn)的且獨(dú)特的切割和塑形能力，使得器 械的總體感覺(jué)對(duì)外科醫(yī)生使用是舒服的，并且使得當(dāng)系統(tǒng)被啟動(dòng)并且系統(tǒng)的能量被激活來(lái) 激勵(lì)手持件和端頭時(shí)，端頭可以容易地放置在適合的位置以執(zhí)行手術(shù)。這些端頭適于與現(xiàn) 有的壓電式外科手術(shù)系統(tǒng)一起使用并且不需要對(duì)該系統(tǒng)的設(shè)計(jì)或控制元件進(jìn)行修改。

【專(zhuān)利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0012] 圖1A至圖1F為沿端頭的遠(yuǎn)端的長(zhǎng)度具有裂隙或鋸齒的裂隙式切骨端頭。
[0013] 圖2是在端頭處沿錐形外部具有研磨表面的研磨喇叭狀端頭。
[0014] 圖3為鋸齒式骨膜刀端頭，該鋸齒式骨膜刀端頭沿其端頭具有凹部以減小接觸并 且便于沖洗溶液通過(guò)。
[0015] 圖4為鋸齒式鋸端頭，該鋸齒式鋸端頭沿鋸端頭的齒具有凹部。
[0016] 圖5為具有與圖1的實(shí)施方式共同的特征的裂隙式骨刀，不同的是沿骨刀的遠(yuǎn)端 的長(zhǎng)度具有特定的凹槽。

【具體實(shí)施方式】
[0017] 根據(jù)本發(fā)明的用于骨外科手術(shù)的外科手術(shù)系統(tǒng)設(shè)置有手持件，該手持件包括能夠 在骨組織上進(jìn)行手術(shù)的端頭。為了該目的，根據(jù)下述選擇的實(shí)施方式，在適合的手持件上可 以安裝除了端頭以外的多種裝置。該手持件必須為端頭提供外部的和/或內(nèi)部的沖洗。此 夕卜，為了提高可視性可提供照明。
[0018] 外科手術(shù)系統(tǒng)也可具有帶有專(zhuān)用軟件的控制器控制臺(tái)以控制系統(tǒng)的電敏度和振 動(dòng)能量的選擇性施加。可選地，控制臺(tái)的控制器具有用于操作者輸入和控制的觸摸板或鍵 板或腳踏板。
[0019] 控制電子設(shè)備允許操作者控制振動(dòng)能量的施加，包括在低頻脈沖與高頻脈沖之間 的調(diào)制。以這種方式，使用者控制最終傳送至手持件的端頭的振動(dòng)能量。
[0020] 多種類(lèi)型的壓電式手持件被應(yīng)用于口腔外科手術(shù)。典型的超聲波手持件使用具有 內(nèi)抽吸流體流動(dòng)通路的標(biāo)準(zhǔn)端頭，并且沿其長(zhǎng)度具有一致的內(nèi)直徑和外直徑。通常，這種手 持件使用將電能轉(zhuǎn)換為機(jī)械能的某種類(lèi)型的振動(dòng)壓電式換能器。機(jī)械能用于使手持件的端 頭、或針振動(dòng)，并且該端頭遠(yuǎn)端使與其接觸的組織乳化，這個(gè)過(guò)程被稱(chēng)作成穴。該端頭優(yōu)選 地構(gòu)造成附接至手持件，使得端頭的中空的內(nèi)部與手持件上的流體通道匹配，以使得來(lái)自 外部源的沖洗液體經(jīng)由通道通過(guò)手持件并且到達(dá)端頭的遠(yuǎn)端以降低端頭的溫度。優(yōu)選地， 安裝在手持件的遠(yuǎn)端或端頭的近端上的流體密封配件或匹配配件，或者密封配件和匹配配 件兩者，將手持件與端頭之間的流體路徑密封。
[0021] 手持件可包括壓電式換能器，該壓電式換能器產(chǎn)生傳遞至端頭的振動(dòng)能量，使該 端頭以在大約22KHZ至29KHZ之間的所選頻率振動(dòng)以在骨組織中實(shí)現(xiàn)極其精密且精確的切 割。
[0022] 在下面的附圖和描述中可見(jiàn)，這些端頭具有構(gòu)造成選擇性地提供或傳遞振動(dòng)能量 至骨的結(jié)構(gòu)特征，端頭的定向和形狀的變化允許外科醫(yī)生根據(jù)由病人指定的特定手術(shù)及期 望的結(jié)果選擇必需的特殊工具。在各種情況下，通過(guò)對(duì)端頭結(jié)構(gòu)特征的設(shè)計(jì)和選擇性放 置--具體地包括沿著緊鄰端頭的尖端遠(yuǎn)側(cè)的區(qū)域在端頭的遠(yuǎn)端處的鋸齒定向（如下所 述）--提高了手持件的總體效率。
[0023] 本發(fā)明的端頭安裝在超聲波壓電式手持件上，并且通過(guò)超聲波能量激勵(lì)以產(chǎn)生振 動(dòng)和共振使得振動(dòng)的端頭與硬組織（比如骨或牙齒結(jié)構(gòu)）作業(yè)接觸。當(dāng)進(jìn)行接觸并且施加 能量時(shí)，端頭將研磨與端頭的工作端接觸的硬組織，使得硬組織可以以受控制的方式被移 除。更特別地，端頭用于接納骨內(nèi)移植物的顎骨的制備。
[0024] 圖1A至圖1F為沿端頭的長(zhǎng)度具有用以提高切割骨或給骨塑形的能力的結(jié)構(gòu)的帶 裂隙骨刀或切骨端頭。這些端頭也具有獨(dú)特的幾何形狀，該獨(dú)特的幾何形狀在骨移除或塑 形手術(shù)時(shí)有助于可視性和外科醫(yī)生的手控能力。
[0025] 根據(jù)本發(fā)明的用于骨外科手術(shù)的外科手術(shù)裝置在此借助附圖進(jìn)行描述。如圖1A 至圖1F所示，外科手術(shù)裝置包括具有基部1和本體2的端頭?；?適于以可釋放的方式 與手持件（未示出）接合，該手持件以可操作的方式連接至由外科醫(yī)生通過(guò)控制器操作的 壓電式外科手術(shù)裝置。通常，控制器允許外科醫(yī)生通過(guò)手持件且通過(guò)裝置的本體2將振動(dòng) 能量選擇性地施加至裝置的盒體1。本體2的最近側(cè)部分形成基部1且與手持件緊密地貼 合，并且優(yōu)選地以可釋放的方式附接至手持件，使得與該裝置相關(guān)聯(lián)的壓電式或超聲波換 能器在不遭受不能容忍的損失的情況下通過(guò)本體將振動(dòng)能量傳遞至軸3,以傳遞至遠(yuǎn)端?；?部1和本體2的形狀和設(shè)計(jì)僅受到它們將振動(dòng)能量可靠地傳遞至端頭的操作部分的自身能 力限制。通常，本體2漸縮成長(zhǎng)形軸3,該長(zhǎng)形軸3終止于裝置的"切割端"。
[0026] 軸3可采用多種角度或構(gòu)造以允許端頭的遠(yuǎn)端相對(duì)于手持件的有利定向。長(zhǎng)形軸 3的整體設(shè)計(jì)、曲率和長(zhǎng)度可根據(jù)在手術(shù)中所需的切割的位置而變化。軸3的尺寸和直徑也 可根據(jù)本文描述的實(shí)際限制而變化。在整個(gè)端頭中，最常用的直徑范圍從0. 5毫米至5. Ο 毫米，最常用的長(zhǎng)度范圍從2毫米至15毫米。因此，裝置的用于基部、本體、基部1、本體2、 長(zhǎng)形軸3中的每一者的部分僅受到如下方面的限制：將振動(dòng)能量傳遞至遠(yuǎn)端的操作能力以 及如本文中描述的那樣設(shè)計(jì)最遠(yuǎn)端的需要。
[0027] 端頭的最遠(yuǎn)端包括具有一段長(zhǎng)度螺紋的軸，該端頭的最遠(yuǎn)端通常描述成切割端并 且可相對(duì)于長(zhǎng)形軸且沿長(zhǎng)形軸以可變角度布置，但是通常以范圍在〇度至90度之間的角度 偏轉(zhuǎn)。在切割端內(nèi)，直接接觸骨以傳遞能量的結(jié)構(gòu)為切割表面。用于傳遞能量的多種結(jié)構(gòu) 裝置構(gòu)成切割表面。沿軸3的遠(yuǎn)端的一定長(zhǎng)度段形成工作切割表面以構(gòu)成操作性切割端是 本發(fā)明的重要的特征，并且是本發(fā)明與其他已知端頭設(shè)計(jì)的區(qū)別。已知的端頭傾向于僅在 端頭的最遠(yuǎn)端處具有切割表面，使得外科醫(yī)生必須不斷地旋轉(zhuǎn)或重新定位工具以執(zhí)行具有 比最小限定線性長(zhǎng)度更多的切骨。此外，本設(shè)計(jì)允許外科醫(yī)生在兩個(gè)結(jié)構(gòu)之間定位端頭的 遠(yuǎn)端，使得振動(dòng)能量沿端頭的切割部分的整個(gè)長(zhǎng)度傳遞。
[0028] 在圖1Α至圖1F的實(shí)施方式中，切割端總體上通常包括軸長(zhǎng)度段和多個(gè)裂隙4,所 述多個(gè)裂隙4可以采用多種不同幾何圖形以形成切割表面。裂隙4具有由邊緣5提供的銳 度特征，該邊緣5沿邊緣5中的一個(gè)或多個(gè)進(jìn)行尖銳化，所述一個(gè)或多個(gè)邊緣5圍繞軸3的 周邊以提供一系列周向邊緣5,所述一系列周向邊緣5可以沿連續(xù)的裂隙4定位或可以位于 每個(gè)單獨(dú)的裂隙4處的邊緣5處。具有邊緣5的裂隙4優(yōu)選地圍繞軸3的遠(yuǎn)端的整個(gè)外表 面周向地設(shè)置以形成切割端頭，但是也可以根據(jù)單個(gè)端頭的設(shè)計(jì)僅限制于最遠(yuǎn)端部分。
[0029] 裂隙4、邊緣5和切割表面整體的幾何特征可以包括圓筒形、普通漸縮的圓筒形、 火焰形、矩形（oblong)、卵形或球形。裂隙4總體上圍繞切割端呈圓筒形或螺旋形定向并 且可終止于遠(yuǎn)側(cè)尖端7處，該遠(yuǎn)側(cè)尖端7的直徑小于每個(gè)單獨(dú)的裂隙4的直徑。遠(yuǎn)側(cè)尖端 2以及包括切割端的遠(yuǎn)端的一長(zhǎng)度段也可在其中形成凹入通道6,該凹入通道6可以是線性 的或者可以沿裂隙4的定向構(gòu)造成部分或完全地螺旋的，以允許沖洗及其它流體和材料沿 切割端的通路通過(guò)。
[0030] 凹入通道6可以由內(nèi)通道（未示出）替代或補(bǔ)充，該內(nèi)通道延切割端遠(yuǎn)端的長(zhǎng)度 延伸，優(yōu)選地從接近遠(yuǎn)側(cè)尖端7的開(kāi)口伸延至基部1中的配件（橫貫長(zhǎng)形軸3)，使得沖洗 液體或抽吸材料可沿軸3的路徑向任一方向行進(jìn)。如將明顯可見(jiàn)的，內(nèi)沖洗/抽吸通道或 凹入通道6都可在本文公開(kāi)的任何端頭中單獨(dú)地構(gòu)成。具體參照?qǐng)D1A，本發(fā)明下端頭的正 視圖示出了邊緣5相對(duì)于端頭的遠(yuǎn)側(cè)尖端7的定向。有利地，在高頻率振動(dòng)能量的施加并 端頭的切割表面的長(zhǎng)度段接觸骨骼結(jié)構(gòu)時(shí)，該構(gòu)型使在端頭的切割表面與周?chē)墙M織之間 的接觸點(diǎn)處的表面區(qū)域最小化。裂隙4中的單個(gè)的彎曲部分的數(shù)量和彎曲部分的間距可以 變化，但是包括切割端的彎曲部分的數(shù)量通常在2與20之間。調(diào)節(jié)裂隙的間距和尺寸將使 端頭具有適合于不同的骨密度的不同粗糙度。具體地參照?qǐng)D1E和圖1F，切割端在端頭處 的尺度在總尺寸和定向方面與現(xiàn)有的端頭沒(méi)有明顯差異。通常，裝置的小長(zhǎng)度小于50_， 并且可以為大約36. 7mm。基部1的直徑為大約3. 7mm，當(dāng)與本體2 -起時(shí)具有的總長(zhǎng)度為 10. 3mm。本體2漸縮（3. 0mm)至具有大約23. 4mm的總長(zhǎng)度的長(zhǎng)形軸3。切割表面通常出 現(xiàn)在最遠(yuǎn)端處（大約15_)，并且無(wú)論在哪里裂隙4和邊緣5都可以形成在最遠(yuǎn)端，在10_ 或小于10_處。在螺旋設(shè)計(jì)中，間距--即沿切割表面的長(zhǎng)度在2個(gè)相鄰的邊緣5的等同 點(diǎn)A-A處之間的距離--可以是1. 0_。
[0031] 參照?qǐng)D2,本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施方式稱(chēng)作研磨喇叭形，具有包括切割表面的端頭，此 切割表面通過(guò)在端頭的喇叭形或向外展開(kāi)形的遠(yuǎn)端中形成的研磨涂層形成。參照?qǐng)D2,端頭 具有基部和本體10,基部和本體10用于以可釋放的方式附接至手持裝置，并且用于如上描 述的傳遞振動(dòng)能量。長(zhǎng)形軸11可以具有任何長(zhǎng)度和定向以便在外科手術(shù)時(shí)將端頭的遠(yuǎn)端 以作業(yè)性結(jié)構(gòu)來(lái)定位。長(zhǎng)形軸11可具有執(zhí)行相同功能的預(yù)制彎曲部12。如上述圖1A至圖 1F所描述的實(shí)施方式，沿基部測(cè)量的、通過(guò)長(zhǎng)形軸和預(yù)制彎曲部12的總角度通常構(gòu)成0度 至180度之間的角度，最優(yōu)選的角度范圍為0度至90度之間。
[0032] 在圖2所示的實(shí)施方式中，在端頭的最遠(yuǎn)側(cè)部分處的研磨涂層14提供了切割表 面，該切割表面可包括最遠(yuǎn)端的全部或大部分。遠(yuǎn)側(cè)尖端（圖1B、圖1E、圖1D和圖1F中的 附圖標(biāo)記7)形成端頭的環(huán)形最遠(yuǎn)端。如圖1A至圖1F的實(shí)施方式，裂隙、通道或附加的邊緣 可以通過(guò)常規(guī)制造方法結(jié)合至端頭的最遠(yuǎn)端。遠(yuǎn)端的研磨涂層14可通過(guò)在端頭的所選的 部分通過(guò)研磨涂層材料的附加層來(lái)構(gòu)成切割端。構(gòu)成研磨表面的優(yōu)選方法是金剛石涂層， 參見(jiàn)美國(guó)專(zhuān)利5, 299, 937和Sein等人的《Diamond and Related Materials》（《金剛石及 相關(guān)材料》）第11卷：3-6,231-35頁(yè)（2002年）。用帶金剛石漿液對(duì)遠(yuǎn)端進(jìn)行化學(xué)蝕刻、激 光蝕刻、EDM制造和涂覆中的每一種均為在端頭的所選區(qū)域處形成研磨涂層14以形成切割 表面的常規(guī)方法。研磨涂層14可覆蓋遠(yuǎn)端的整個(gè)部分，也可以根據(jù)需要選擇性地形成為任 何形狀或形式。對(duì)于一些外科手術(shù)，遠(yuǎn)端適合成形為具最小圓周15的向外展開(kāi)喇叭形13， 該最小圓周15鄰接長(zhǎng)形軸11并且具有與長(zhǎng)形軸11大致相同的周長(zhǎng)。長(zhǎng)形軸11可以具有 各種的直徑和長(zhǎng)度，然而，在最遠(yuǎn)側(cè)端頭處最常用的直徑在從2毫米至5. 0毫米的范圍內(nèi)， 并且整個(gè)切割端頭的常用長(zhǎng)度在從2毫米至8. 0毫米的范圍內(nèi)。
[0033] 雖然圖2中示出了向外展開(kāi)的形狀或喇叭形，但是基本上任何端頭均可有選擇性 地放置研磨涂層14以增強(qiáng)骨切割或骨塑形功能，如該實(shí)施方式所示。在使用中，圖2的實(shí) 施方式主要用于上額竇手術(shù)中沿著制成的側(cè)向窗的外周使骨重新成形。喇叭形端頭13的 圓形端部16可以是實(shí)心的且光滑的、實(shí)心的且覆蓋有研磨材料的、也可以是凹形的、平坦 的或凸形的，但是優(yōu)選的沿端表面大致為平坦的。
[0034] 骨塑形功能最好由大致平坦且光滑的遠(yuǎn)端提供，以便該遠(yuǎn)端可以抵著不期望被切 割或塑形的骨或抵著軟組織放置，使得由振動(dòng)能量的轉(zhuǎn)化提供的切割功能不會(huì)延伸通過(guò)端 頭的最遠(yuǎn)部分。對(duì)于一些應(yīng)用，末端可由平坦表面構(gòu)成。在其他設(shè)計(jì)中，末端可以是中空的。 中空端可以與沖洗通道相鄰，以允許沖洗流體從該端離開(kāi)，從而產(chǎn)生液壓壓力，這對(duì)于同時(shí) 將軟組織從端頭剝離是有利的。
[0035] 如根據(jù)上述實(shí)施方式，通道或凹槽可形成在端頭的任何外表面或內(nèi)表面中--包 括橫貫長(zhǎng)形軸11以提供沖洗或材料的抽吸。
[0036] 現(xiàn)在參照?qǐng)D3,圖中示出了鋸齒式骨膜刀端頭，其中，沿端頭的最遠(yuǎn)側(cè)部分形成的 凹部25大幅度地減小了端頭的在最遠(yuǎn)端處的切割端與周?chē)浗M織之間的接觸面積。該構(gòu) 型允許沖洗溶液自由地進(jìn)入凹部25和沿著端頭的遠(yuǎn)端與軟組織之間的凹部25空間。沿切 割表面的長(zhǎng)度段23的表面面積和摩擦的減小也降低了產(chǎn)生的熱量并且促進(jìn)骨膜刀與骨之 間的散熱。如上述的實(shí)施方式中，該裝置具有設(shè)計(jì)成以可釋放的方式接合作為壓電式外科 手術(shù)系統(tǒng)的一部分的手持裝置基部20,并且具有漸縮成長(zhǎng)形軸22的本體21，該長(zhǎng)形軸22 能以任何角度構(gòu)造（如上所描述的）以便于執(zhí)行外科手術(shù)。
[0037] 鍋齒式骨I旲刀可在遠(yuǎn)側(cè)尖纟而26中終止，該遠(yuǎn)側(cè)尖纟而26的直徑小于纟而頭的切害|J表 面（沿其長(zhǎng)度包含凹部25)的長(zhǎng)度段23的直徑。端頭遠(yuǎn)端的包含凹部的部分通常具有與 端頭的直徑大致相等的、間隔開(kāi)的平坦表面24,并且具有沿所述長(zhǎng)度段形成的或切割成的 凹部25。
[0038] 如圖3中所示，凹部25與平坦外表面24之間的交替間隔便于流體沿端頭長(zhǎng)度自 由通過(guò)。鋸齒式骨膜刀端頭的遠(yuǎn)端可以為圓筒形或橫截面橢圓形以減小裝置的總橫截面， 例如以允許骨膜刀插入牙齒與周?chē)墙Y(jié)構(gòu)之間的牙周韌帶空間內(nèi)。
[0039] 參照?qǐng)D4,鋸齒式鋸端頭設(shè)置成用于沿鋸端頭邊緣36的長(zhǎng)度線性切割骨組織。在 該實(shí)施方式中，每個(gè)鋸齒式鋸齒34沿每個(gè)單獨(dú)的齒34的邊緣具有一系列凹入部或凹部37。 凹部37優(yōu)選地跨越每個(gè)齒34的每個(gè)邊緣，每個(gè)邊緣沿每個(gè)齒34的側(cè)邊緣32遠(yuǎn)離尖端33 延伸。凹部37優(yōu)選地鄰接任一端處的最后一個(gè)齒的側(cè)邊緣32向外延伸。在側(cè)邊緣32和 各個(gè)齒34中的凹部37圍繞齒34提供溶液的自由通道，并且減小了鋸齒34與周?chē)呛蛙?組織之間的接觸面積。
[0040] 如根據(jù)本文中描述的其他實(shí)施方式，端頭與骨及周?chē)M織之間的接觸表面面積的 減小使磨擦降低，并且在骨切割期間提供更快速的散熱。如根據(jù)上述實(shí)施方式，鋸齒式鋸端 頭優(yōu)選地具有基部30和本體31，基部30和本體31設(shè)計(jì)成能以可釋放的方式附接至手持裝 置，用以將振動(dòng)能量傳遞至鋸端頭的最遠(yuǎn)部分。該凹入部或凹部37優(yōu)選地設(shè)置在葉片的任 一側(cè)上的交替位置，并且可以為半圓的、卵形的或減小端頭與周?chē)M織之間的接觸點(diǎn)處的 總表面面積的任何形狀。
[0041] 如上所述，凹部可通過(guò)已知的制造方法形成，該已知的制造方法包括EDM、激光蝕 亥IJ、化學(xué)蝕刻、機(jī)械蝕刻或通過(guò)任何已知技術(shù)形成凹槽。單個(gè)凹部的尺寸可以調(diào)節(jié)以使組織 與鋸端頭之間的接觸表面面積最小化，同時(shí)根據(jù)鋸齒34的期望尺寸和用于形成端頭的材 料來(lái)保持鋸端頭的整個(gè)切割端的結(jié)構(gòu)完整性。
[0042] 參照?qǐng)D5,裂隙式切骨端頭具有基部40和本體41，基部40和本體41用于如上所描 述的以可釋放的方式附接至手持裝置。長(zhǎng)形軸42被彎曲成使端頭的遠(yuǎn)端結(jié)構(gòu)能將振動(dòng)能 量施加至外科手術(shù)視野的期望構(gòu)型。如圖1A至圖1F的實(shí)施方式中所示，最遠(yuǎn)端包含具有 裂隙44和邊緣46的裂隙式端頭，該裂隙44和邊緣46通過(guò)施加振動(dòng)能量切穿骨而實(shí)施切 骨術(shù)。切骨端頭具有凹槽或通道46,該凹槽或通道46可橫貫切割表面，并且可布置在裝置 切割端的長(zhǎng)度的任何部分中以允許沖洗液或抽吸材料沿端頭的長(zhǎng)度段通過(guò)。在該實(shí)施方式 中，最遠(yuǎn)尖端47不是漸縮為一點(diǎn)，而是保持與端頭的切割端的長(zhǎng)度段基本上相同的直徑。 [〇〇43] 本發(fā)明的方法為：將切骨端頭放置在外科手術(shù)部位，啟動(dòng)壓電式電源來(lái)將高頻率 能量傳輸至該部位，在切割中沿切骨端頭的長(zhǎng)度移除在該部位處的一塊骨，并且其中，切割 端由在其遠(yuǎn)端處具有凹入或研磨表面的切骨端頭限定。骨的移除可以是直的、線性的切除 或是對(duì)與切骨端頭接觸的點(diǎn)處的骨結(jié)構(gòu)進(jìn)行成形。凹入表面優(yōu)選地提供沿切骨端頭長(zhǎng)度的 一系列凹部以增加切割表面的有效長(zhǎng)度，同時(shí)減小骨與端頭之間的直接接觸的表面面積。 [0044] 雖然在此通過(guò)特定優(yōu)選的說(shuō)明性的實(shí)施方式具體地展示和描述了本發(fā)明，但本領(lǐng) 域普通技術(shù)人員理解，在不脫離本發(fā)明的宗旨和范圍的情況下可以做出多種變型和修改。
【權(quán)利要求】
1. 一種壓電式外科手術(shù)設(shè)備，包括： 手持件，所述手持件包括端頭，所述端頭具有以可釋放的方式接合所述手持件的基部， 并且其中，所述端頭具有切割表面，所述切割表面形成在所述端頭的遠(yuǎn)側(cè)尖端與沿所述軸 的一定長(zhǎng)度的近側(cè)之間以形成沿所述軸的一定長(zhǎng)度的切割表面；以及 振動(dòng)能量源，所述振動(dòng)能量源用于將壓電式能量傳遞至所述端頭的所述切割表面。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述端頭在所述基部的近端處具有用以將所述 基部密封至所述手持件的固定裝置。
3. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述端頭還包括內(nèi)部流體連通路徑。
4. 根據(jù)權(quán)利要求3所述的設(shè)備，其中，所述端頭的所述基部和所述手持件具有用以密 封所述流體連通路徑的匹配配件。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，還包括： 控制器，所述控制器具有用以通過(guò)所述手持件將振動(dòng)能量選擇性地施加至所述端頭的 軟件。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述軸具有從接近所述端頭的所述遠(yuǎn)側(cè)尖端的 區(qū)域沿所述軸的所述切割表面向遠(yuǎn)側(cè)延伸的凹部。
7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述軸具有在所述軸的所述切割表面中形成的 多個(gè)裂隙。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述端頭包括沿所述切割表面的一系列周向邊 緣。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，還包括照明源，所述照明源將光指向所述端頭的所述 遠(yuǎn)端。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述壓電式能量源為換能器。
11. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的設(shè)備，其中，所述振動(dòng)能量處于22KHZ與29KHZ之間。
12. -種用于骨外科手術(shù)的壓電式端頭，包括： 基部，所述基部具有用于以可釋放的方式附接至手持件的固定裝置， 本體，所述本體包括流體連通路徑， 長(zhǎng)形軸，所述長(zhǎng)形軸包括沿所述軸一定長(zhǎng)度的從遠(yuǎn)側(cè)尖端向近側(cè)延伸的切割表面，并 且其中，所述切割表面包括用于沿所述切割表面長(zhǎng)度施加壓電式能量的裝置。
13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的壓電式端頭，其中，用于施加壓電式能量的裝置包括在所 述軸中形成的多個(gè)裂隙。
14. 根據(jù)權(quán)利要求13所述的壓電式端頭，其中，所述裂隙包括周向地環(huán)繞所述軸的邊 緣。
15. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的壓電式端頭，還包括通道，所述通道大致沿所述切割表面 的長(zhǎng)度延伸。
16. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的壓電式端頭，其中，所述切割表面包括在外展喇叭形狀上 形成的研磨涂層，并且所述遠(yuǎn)側(cè)尖端為所述端頭的遠(yuǎn)側(cè)的環(huán)形形狀的導(dǎo)引緣。
17. 根據(jù)權(quán)利要求12至16中的任一項(xiàng)所述的壓電式端頭，其中，所述流體連通路徑位 于所述端頭的所述基部和所述本體的內(nèi)部，并且提供橫貫所述切割表面的并從所述基部至 接近所述遠(yuǎn)側(cè)尖端的開(kāi)口的流體連通。
【文檔編號(hào)】A61C3/03GK104066392SQ201280066699
【公開(kāi)日】2014年9月24日 申請(qǐng)日期:2012年11月9日 優(yōu)先權(quán)日:2011年11月10日
【發(fā)明者】胡馬云·H·扎德 申請(qǐng)人:胡馬云·H·扎德