本發(fā)明涉及醫(yī)療器械技術(shù)領(lǐng)域，尤其涉及超聲手術(shù)刀領(lǐng)域，具體涉及一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

超聲外科是近10多年來全世界外科手術(shù)領(lǐng)域的革命。超聲外科手術(shù)器械常用于內(nèi)窺式微創(chuàng)手術(shù)和開放性手術(shù)。該器械可用于術(shù)中止血，從而減少手術(shù)過程中的出血現(xiàn)象，這種器械可以在低溫環(huán)境(50至70℃)下封閉血管，無組織燒傷和結(jié)痂現(xiàn)象。

超聲外科手術(shù)器械是通過超聲換能器激勵的，而超聲換能器都是由超聲功率驅(qū)動電源供能的，常規(guī)的超聲功率驅(qū)動電源，普遍要通過匹配電路進(jìn)行超聲換能器的驅(qū)動激勵，原因在于，如圖1所示，一超聲換能器在其機(jī)械諧振頻率附近的等效電路圖，C₀為靜態(tài)電容，是電學(xué)元件；L₁為動態(tài)電感，C₁為動態(tài)電容，R₁為動態(tài)電阻，三者構(gòu)成等效電路的機(jī)械臂。u(t)為換能器的外部電壓，也是機(jī)械臂電壓，使用鎖相式動態(tài)調(diào)頻率需要準(zhǔn)確測量u(t)和i1(t)的相差ψd，u(t)可測量，但i₁(t)不可獨(dú)立測量，只能測量i(t)，將靜態(tài)電感L₀和超聲換能器看做整體，測量a，b之間的電壓和電流，通過兩者的相位差來動態(tài)調(diào)節(jié)電感，因?yàn)楦鶕?jù)LCR串聯(lián)諧振性質(zhì)，相差為正，說明電壓超前電流，靜態(tài)電感L₀與超聲換能器整體呈感性，通過調(diào)整靜態(tài)電感L₀的電感值使超聲換能器工作在諧振狀態(tài)下。

超聲換能器工作在諧振點(diǎn)時，超聲換能器內(nèi)靜態(tài)電容C₀和L₀所在回路的阻抗最小，經(jīng)過靜態(tài)電容C₀和L₀的電流最大，因靜態(tài)電容C₀和L₀并非理想器件，均存在損耗，并且由此而導(dǎo)致超聲換能器發(fā)熱的現(xiàn)象發(fā)生。嚴(yán)重時，甚至因?yàn)槌晸Q能器溫度過高，而使手術(shù)操作者無法掌握，影響使用。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明實(shí)施例的目的在于提供一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)，以減少超聲換能器的發(fā)熱量。

本發(fā)明實(shí)施例提供的技術(shù)方案提供了一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)。所述系統(tǒng)包括超聲換能器和主控制器，其中：

所述主控制器的輸出端與所述超聲換能器的輸入端直接連接，且所述主控制器用于輸出驅(qū)動所述超聲換能器的正弦波信號。

由上述技術(shù)方案可知，本發(fā)明實(shí)施例通過主控制器直接輸出驅(qū)動超聲換能器的正弦波信號，且主控制器的輸出端與超聲換能器的輸入端直接連接，令超聲換能器工作于諧振狀態(tài)，超聲換能器阻抗最小，超聲換能器的效率最高，因而超聲換能器的熱損耗較低，避免了超聲換能器發(fā)熱量大的現(xiàn)象。并且簡化了主控器的電路結(jié)構(gòu)，有利于超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)的集成化、輕型化和小型化。

附圖說明

圖1為現(xiàn)有技術(shù)中提供的一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖；

圖2為本發(fā)明實(shí)施例中提供的一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖。

具體實(shí)施方式

下面結(jié)合附圖和實(shí)施例對本發(fā)明作進(jìn)一步的詳細(xì)說明?？梢岳斫獾氖牵颂幩枋龅木唧w實(shí)施例僅僅用于解釋本發(fā)明，而非對本發(fā)明的限定。另外還需要說明的是，為了便于描述，附圖中僅示出了與本發(fā)明相關(guān)的部分而非全部結(jié)構(gòu)。

本發(fā)明實(shí)施例中提供了一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)，該直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)在現(xiàn)有技術(shù)的基礎(chǔ)進(jìn)行了優(yōu)化，主控制器直接輸出正弦波以驅(qū)動超聲換能器，且超聲換能器處于非諧振狀態(tài)，降低了超聲換能器的功耗。

圖1是現(xiàn)有技術(shù)中提供的一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖，該直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)中，通過超聲換能器的工作電壓和工作電流的相位差來追蹤調(diào)整靜態(tài)電感的電感值，以保證超聲換能器盡量工作在諧振點(diǎn)，以實(shí)現(xiàn)超聲換能器的最大有用功率輸出。如圖1所示，超聲換能器12工作在諧振點(diǎn)，導(dǎo)致超聲換能器12內(nèi)靜態(tài)電容C₀所在支路的阻抗最小，經(jīng)過靜態(tài)電容C₀的電流較大，因而靜態(tài)電容C₀的功耗較大，并且由此而導(dǎo)致超聲換能器12發(fā)熱量大的現(xiàn)象發(fā)生。

如圖1所示，現(xiàn)有的直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)包括主控制器11、等效濾波器13和超聲換能器12。其中，主控制器11的輸出端與等效濾波器13的輸入端直接連接，且主控制器11用于輸出方波信號，等效濾波器13的輸出端與超聲換能器12的輸入端相連，等效濾波器13用于將主控制器11輸出的方波信號轉(zhuǎn)化為驅(qū)動超聲換能器12的正弦波信號。

當(dāng)現(xiàn)有技術(shù)中的直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)正常工作時，超聲發(fā)生器111產(chǎn)生方波信號，功率放大器112處于開關(guān)模式，以對方波信號進(jìn)行功放處理。

等效濾波器13包括靜態(tài)電感L₀以及超聲換能器12內(nèi)的靜態(tài)電容C₀。等效濾波器13對經(jīng)功放處理的方波信號進(jìn)行濾波，輸出正弦波信號，并通過正弦波信號驅(qū)動超聲換能器12。由于靜態(tài)電感L₀和靜態(tài)電容C₀諧振導(dǎo)致靜態(tài)電容C₀所在回路的阻抗最小，使得經(jīng)過靜態(tài)電容C₀的電流i₀(t)最大，進(jìn)而靜態(tài)電容C₀的功耗較大。

由此而導(dǎo)致超聲換能器發(fā)熱量大的現(xiàn)象發(fā)生，嚴(yán)重時，甚至因?yàn)槌晸Q能器溫度過高，使手術(shù)操作者無法掌握，甚至發(fā)生燙傷現(xiàn)象，導(dǎo)致手術(shù)過程中二次事故的發(fā)生。

圖2為本發(fā)明實(shí)施例中提供的一種直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)的結(jié)構(gòu)示意圖。如圖2所示，該直接激勵式超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)包括主控制器21和超聲換能器22；其中，主控制器21的輸出端與超聲換能器22的輸入端直接連接，且主控制器21用于輸出驅(qū)動超聲換能器22的正弦波信號。

示例性的，超聲換能器22的等效電路包括依次串聯(lián)連接的動態(tài)電感L₁、動態(tài)電容C₁和動態(tài)電阻R₁，以及與動態(tài)電感L₁、動態(tài)電容C₁和動態(tài)電阻R₁并聯(lián)連接的靜態(tài)電容C₀。

具體的，主控制器21用于輸出驅(qū)動超聲換能器22的正弦波信號，而不是方波信號，因而該超聲功率驅(qū)動系統(tǒng)中無需等效濾波器來對方波信號進(jìn)行濾波處理，即主控制器21的輸出端與超聲換能器22的輸入端直接連接。

結(jié)合圖1和圖2，本實(shí)施例相比于現(xiàn)有技術(shù)，控制器21與超聲換能器22之間減少了靜態(tài)電感L₀，因而避免了靜態(tài)電感L₀與靜態(tài)電容C₀諧振，即本實(shí)施例中靜態(tài)電容C₀所在支路的阻抗較大，且功耗較小，有效降低了超聲換能器產(chǎn)生的熱量，避免了因?yàn)槌晸Q能器22溫度過高，而使手術(shù)操作者無法掌握甚至發(fā)生燙傷，導(dǎo)致手術(shù)過程中二次事故的發(fā)生。

示例性的，主控制器21包括超聲發(fā)生器211，超聲發(fā)生器211用于輸出驅(qū)動超聲換能器22的正弦波信號。超聲手術(shù)刀系統(tǒng)正常工作時，首先由超聲發(fā)生器211直接輸出正弦波信號，使在不需要對正弦波信號進(jìn)行濾波處理的條件下，超聲換能器22就可以直接被超聲發(fā)生器211輸出的正弦波信號驅(qū)動，簡化了超聲器械的整體驅(qū)動系統(tǒng)的電路結(jié)構(gòu)，有利于超聲手術(shù)系統(tǒng)的集成化、輕型化和小型化。

示例性的，主控制器21包括功率放大器212，功率放大器212與超聲換能器22連接，且功率放大器212用于對超聲發(fā)生器211輸出的正弦波信號進(jìn)行放大處理。

在對超聲發(fā)生器211輸出的正弦波信號放大處理時，會將主控制器21內(nèi)的功率放大器212調(diào)整為放大模式，然后將功放處理后的正弦波信號發(fā)送給超聲換能器22。超聲換能器22可以置于超聲驅(qū)動手柄內(nèi)，即置于用戶手持結(jié)構(gòu)內(nèi)，用戶通過手持超聲驅(qū)動手柄來采用超聲手術(shù)刀系統(tǒng)進(jìn)行手術(shù)。

進(jìn)一步的，主控制器21包括變壓器T，變壓器T與功率放大器212連接，且變壓器T輸出經(jīng)功率放大器212放大處理后的正弦波信號的電壓給所述超聲換能器22。

經(jīng)功率放大器放大處理后的正弦波信號的頻率f正好為超聲換能器工作所需電信號的頻率，即超聲換能器的諧振頻率f0。進(jìn)一步的，經(jīng)功率放大器放大處理后的正弦波信號的頻率范圍是20kHz到120KHz，較為適當(dāng)?shù)念l率為30kHz-70kHz。可選的，經(jīng)功率放大器放大處理后的正弦波信號的頻率范圍是55.5KHz。將正弦波信號的頻率范圍設(shè)置為55.5Khz是為保證超聲換能器的正常工作。

綜上所述，本發(fā)明實(shí)施例的技術(shù)方案，通過取消靜態(tài)電感，使得主控制器通過正弦波直接驅(qū)動超聲換能器。不僅確保無諧波輸入到超聲換能器，有效降低超聲換能器的發(fā)熱量，并且簡化了超聲器械的整體驅(qū)動系統(tǒng)的電路結(jié)構(gòu)，有利于超聲手術(shù)系統(tǒng)的集成化、輕型和小型化。

注意，上述僅為本發(fā)明的較佳實(shí)施例及所運(yùn)用技術(shù)原理。本領(lǐng)域技術(shù)人員會理解，本發(fā)明不限于這里所述的特定實(shí)施例，對本領(lǐng)域技術(shù)人員來說能夠進(jìn)行各種明顯的變化、重新調(diào)整和替代而不會脫離本發(fā)明的保護(hù)范圍。因此，雖然通過以上實(shí)施例對本發(fā)明進(jìn)行了較為詳細(xì)的說明，但是本發(fā)明不僅僅限于以上實(shí)施例，在不脫離本發(fā)明構(gòu)思的情況下，還可以包括更多其他等效實(shí)施例，而本發(fā)明的范圍由所附的權(quán)利要求范圍決定。