脉冲超声装置和方法

专利名称：脉冲超声装置和方法
背景技术：
本发明总的涉及超声手术设备。本发明尤其涉及一种在超声手术仪的作用于病人组织的超声声极末端处产生超声频率振动能量的包络脉冲的改进的方法和装置，超声频率振动能量的脉冲幅度和超声频率振动能量的脉冲持续时间之间存在特定的关系，使得可以使超声声极实现以前无法实现的振动幅度，并具有更加有利的手术效果。
超声手术装置通常工作在20kHz和60kHz的频率之间，并且应用于多种外科专业包括神经外科、普通外科和眼外科。通常情况下，超声手术装置产生的超声频率振动能量作用于超声声极，声极沿纵向方向振动，并与病人组织接触。除了手术效果以外，超声手术装置在其他外科应用中可以对所接触的病人组织进行切开、断开和/或凝结。
由于受限于机械加工的容限以及用于制造手术装置的材料的固有的物理特性，超声手术装置产生超声频率振动能量的能力有限。例如，在制造用于接触病人组织的超声声极时，通常采用钛合金。钛合金的固有疲劳强度和最大应力是不能超过的，否则，超声声极就会断裂。再比如，将所提供的电能转换成超声频率振动能量的超声电机可以采用压电陶瓷来制造。压电陶瓷在将电能有效转换成振动能量的能力方面也存在与生具有的限制，包括对所施加的电压的限制，因而陶瓷元件并不具有令人感到轻松的压电特性。
但是，本发明中称为“模式耦合”现象通常用来建立超声手术装置的工作上限(upper performance bound)。在超声手术装置的超声声极的振动幅度增加到在所希望的谐振频率下超声频率振动能量与其它的振动模式(本文中称为‘寄生模式’)相耦合这样一个水平时，就会发生模式耦合。寄生振动模式视系统的设计不同，可以是低频、近频或高频。寄生振动模式可以是纵向模或横向模，也可以是更为复杂的耦合模式。当超声电极是细长的探头或长度大于特定超声手术装置的谐振频率的一个波长时，模式耦合现象特别令人头疼。当超声声极短于一个波长时，会出现模式耦合现象，当超声电极的形状不是细长探头(比方说是扁平的凸出辐射面)时，也会出现模式耦合现象。
超声手术装置最常见的模式耦合类型是较低频或邻近率频率横模的激励，使得超声声极同时以所希望的纵向振动模式和不希望的横向振动模式进行振动。这种类型的耦合振动容易在超声声极材料中产生足以使超声声极断裂的应力。
在高振动幅度下工作的超声手术装置还会在超声电极振动时，因内部摩擦，主要在超声电机中以及在超声电极材料中产生所不希望的热量和其它损耗。如果在通常的过程中超声电机过热，那么就需要对超声电机进行冷却(例如强制通风或水冷)，这样就使得超声手术手持件由于添加的补给线而变得价格昂贵而且笨重。如果超声电极发烫，病人的组织就会被灼伤。
模式耦合以及产生的热量是对超声手术系统的使用的最根本的限制。本发明所发明或所要揭示的是一种产生超声频率振动能量包络脉冲的超声手术设备和方法，它能够抑制或消除模式耦合，从而使超声声极工作在以往技术所无法实现的振动幅度下，因而大大方便了手术过程。另外，由于大大方便了手术过程，使得加到病人组织上的超声频率振动能量的有效剂量也为最小。再有，由于超声声极仅在很短的时间内工作在高振动幅度下，这样就减少了超声声极的内部热量，同时也减少了超声电机所消耗的电能。
一些专利中揭示了开关式或脉冲式的振动工具的使用。授权给Harlt的美国专利4,614,178采用一种剂量仪和控制电路来切换超声治疗设备中的操作。检测器电路用来监视对治疗头的监视，从而治疗持续时间的测量可以在启动状态与中断状态之间切换。这种治疗装置而非手术装置用来把热量传送到病人的组织，而操作状态之间的切换用来确保将合适的热剂量传送到病人。
授权给Kuris的美国专利3,980,906具有在10Hz到1000Hz的范围内，以重复的声波间隔，产生猝发的超声频率振荡的驱动电路，重复声波间隔的超声频率振荡施加到超声仪如牙刷和剃须刀上。该专利采用猝发的超声能量来减小滑动摩擦以使剃须时的移动更光滑，从而使对使用者的操作具有满意的触觉。每一猝发的超声机械振动持续1/2的声波间隔，使得“开”与“关”具有相等的持续时间。
授权给Inoue的美国专利4,343,111具有一种超声机械加工方法，其中，振动能量是间隙中断的，用以产生一系列在时间上隔开的猝发的振动振荡，并且在每一猝发期间，修改振动的频率和幅度。该专利采用猝发的超声能量，来减小加工金属件的表面粗糙度，并将不规则的外形轮廓加工成金属件。
授权给Britton的美国专利3,673,475具有一种驱动电路，用来产生施加到带有往复电枢的齿冲击工具的脉冲。该专利揭示了一种驱动电路，用以产生‘拉回’随后又‘驱动’电枢的脉冲，这是一种不适用于超声频率可振工具的技术。
上述专利中没有一个给出采用包络脉冲的超声频率振动能量用于病人组织的手术，没有一个采用包络脉冲的超声频率振动能量来抑制或消除上述如模式耦合的现象，并且没有一个采用包络脉冲的超声频率振动能量来使超声声极和超声电机中的内部热生成为最小。这些专利没有揭示任何由于超声频率振动能量的脉冲幅度与超声频率振动能量的脉冲的持续时间之间的关系所带来的好处。
授权给Broadwin的美国专利4,827,911具有超声手术手持件，超声手术手持件具有用来在恒定的工作高幅度和恒定的等待低幅度之间自动重复切换超声振动幅度的切换装置，恒定的工作高幅度和恒定的等待低幅度与吸入和灌入组合在一起使用，用于增强断开及改进手术控制。本发明工作时，使连续的振动操作中断，具有通/断占空比，其具有合适的第一、第二、第三和第四模式的“接通”时间分别为50毫秒、100毫秒、150毫秒和200毫秒。使连续的振动操作中断而具有至少为30Hz的重复率，从而操作人员不会抱怨在低幅度下进行操作。
Broadwin的专利没有给出或理解采用包络脉冲的超声频率振动能量来抑制或消除本文中所描述的模式耦合现象，它没有给出采用包络脉冲的超声频率振动能量来减少超声声极和超声电机中的热生成，也没有揭示任何由于脉冲超声振动能量幅度与脉冲超声频率振动能量持续时间之间的关系所带来的好处。
发明目的除了所要求的特性以外，本发明的总的目的是提供一种向超声声极传递包络脉冲超声频率振动能量的方法和设备，用于在特定的持续时间内和以特定的幅度作用于病人组织，从而可以使超声声极驱动至先前所无法实现的幅度并且更便利于进行外科手术。
本发明进一步的目的是提供一种向超声声极传递包络脉冲超声频率振动能量的方法和设备，用于在特定的持续时间内和以特定的幅度作用于病人组织，从而使本文中所描述的模式耦合现象得以减小、最小、抑制或消除。
本发明再进一步的目的是提供一种向超声声极传递包络脉冲超声频率振动能量的方法和设备，用于在特定的持续时间内和以特定的幅度作用于病人组织，从而更便利于进行外科手术，因而使作用于病人组织的超声频率振动能量的有效剂量为最小。
本发明更进一步的目的是提供一种向超声声极传递包络脉冲超声频率振动能量的方法和设备，用于在特定的持续时间内和以特定的幅度作用于病人组织，从而使超声电机所消耗的电能为最小，而得到一种更加冷却运行的超声电机。
本发明最后的目的是提供一种向超声声极传递包络脉冲超声频率振动能量的方法和设备，用于在特定的持续时间内和以特定的幅度作用于病人组织，从而使超声声极的内部产生的热量为最小。
发明概述本发明所揭示的设备和方法是为了实现上述发明目的。通过实验人们已经知道，在恒定高振动幅度和恒定低振动幅度之间的切换会产生模式耦合和刺激寄生振动模式，从而大大限制了这些系统的有效运行。人们还发现，当最好把第一时间部分的脉冲超声频率振动能量进行包络处理并保持在大约50毫秒的上限以下并且第一时间部分的的脉冲超声频率振动能量后的第二时间部分为第一时间部分持续时间的至少三倍而最大振动幅度至少是最小振动幅度的两倍但不大于其20倍时，可以抑制或消除模式耦合现象，从而可以在以前无法进行的振动幅度下进行操作。因此，目前不是超声频率振动能量传递有多长，而是脉冲超声频率振动能量和脉冲超声频率振动能量的持续时间和波形的组合，消除了模式耦合、方便了手术过程、使作用于病人的超声能量的有效剂量为最小，并且使超声电机和超声声极中的产生的热量为最小。
尽管人们还不知道包络脉冲超声频率振动能量的成功运行的原因是什么，但不容置疑的是，所得到的结果实现了本发明的目的。特别是，人们相信，采用本技术能使模式耦合得以抑制是因为最高的振动幅度没有足够的时间来建立振动和把振动能量与寄生振动模式相耦合。另外，人们还相信，以前无法获得的最大振动幅度更有效地在病人的组织中产生手术效果，从而使得完成手术过程所需的超声频率振动能量的有效剂量为最小。如果脉冲超声频率振动能量的第一时间部分小于约一毫秒，那么模式耦合得以抑制，但手术效果很小。因此，一般而言，当缩短第一时间部分的脉冲超声频率振动能量时，就需要增大振动的最大幅度来保持有利的手术效果。现有专利的重复的占空系统无法理解或认识脉冲超声频率振动能量的幅度与持续时间之间的关系以获得和保持有效、便利的手术效果同时消除由于模式耦合带来的问题。
通常，传递包络脉冲超声频率振动能量的超声手术设备包括一个要由使用者手持和操作的外壳、支承在外壳内的超声电机，以及与超声电机相连并延伸到外壳外面的超声声极。最好采用压电陶瓷如PZT-4或PZT-8用作超声电机。超声声极可以呈任何一种形状，包括(但不局限于)细长的固体探头和细长的空心探头、扁平的辐射片或凸起的辐射透镜。超声声极有一个与病人组织啮合的末端表面。在一种较佳实施例中，末端面的形状使得能够实现所要求的手术效果，包括切开、断开钻孔和融合。超声电机和超声声极的组合可以在一谐振频率下振动。
电源控制电路与超声电机电相连，用以向超声电机提供电能，产生施加到超声声极的超声频率振动能量，从而产生超声声极的振动。振动监视器电路与电源控制电路电相连，用以测量处于谐振频率下并且与超声声极的振动幅度成正比的电振动信号，从而电源控制电路在该谐振频率下向超声电机提供电能。电振动信号可以与由电源控制电路提供给超声电机的电源的电流或电压成正比，或者可以由位于超声电机内或靠近超声电机的振动传感器来产生。
包络发生器电路与电源控制电路电连接，以在第一时间部分内产生具有第一包络和最大幅度而在第二时间部分内具有第二包络和最小幅度的包络脉冲信号。第一时间部分通常是上升部分加上包络脉冲信号最大幅度时的时间，而第二时间部分通常是下降部分加上包络脉冲信号最小幅度时的时间。第一包络的形状是，从最小幅度上升到最大幅度时包络脉冲信号的上升沿。第二包络的形状是，从最大幅度下降到最小幅度时包络脉冲信号的下降沿。包络脉冲信号与电振动信号组合在电源控制电路中用来调节对超声电机提供的电能，以产生包络脉冲的超声频率振动能量。
为了能够很好地抑制本文中所述的模式耦合现象并实现最大振动性能，第一时间部分的持续时间应当小于50毫秒，但不能小于1毫秒，以确保足够的手术效果。第一时间部分的最好范围是介于约5毫秒和约40毫秒之间。第二时间部分应当等于或大于但不大于第一时间部分持续时间的三倍。第二时间部分的最佳持续时间大约与第一时间部分的持续时间相同。最大幅度的范围应当在最小幅度的2倍和20倍之间，以实现有利的手术效果。最好的最大幅度范围是介于最小幅度的4倍和10倍之间。
最好第一包络的上升部分和第二包络的下降部分分别呈单调上升和下降的形状。单调上升指的是随时间连续上升而没有向下倾斜的形状。单调下降指的是随时间连续下降而没有向上凸起的形状。
最好带有形状像细长探头、或者固体、空心的超声声极的超声手术器件的谐振频率范围是介于20kHz和80kHz之间。最好带有形状如扁平片或凸辐射透镜的超声声极的超声手术器件的谐振频率范围是介于80kHz和200kHz之间。
包络脉冲信号可以以任何一种时间序列产生，从而满足上述限制。但是，人们已经发现，如果产生的包络脉冲信号不大于每秒20次，那么模式耦合被很好地抑制了。为了使施加到病人组织上的超声振动能量的有效剂量为最小，最好包络脉冲信号的产生不那么经常，比如是每秒10次。
第二时间部分的包络脉冲信号可以是在连续的包络脉冲信号之间变化的。其效果是进一步减少了模式耦合以及寄生振动模式的激励。
超声手术设备最好有一条穿过超声电机和超声声极的轴。超声电机和超声声极关于它们所在用于沿轴向传递超声频率振动能量的轴对称。
本发明揭示了一种采用包络脉冲的超声频率振动能量来产生有利的手术效果并抑制或消除模式耦合的方法。该方法包括这样一些步骤将某一媒介(如病人组织)与超声手术设备的超声声极啮合，并用包络脉冲超声频率振动能量向超声手术设备提供能量，包络脉冲在第一时间部分内具有第一包络和最大幅度，而在第二时间部分内具有第二包络和最小幅度，第二时间部分等于或大于但不大于第一时间部分持续时间的三倍，最大幅度介于最小幅度的二倍与二十倍之间，而第一时间部分持续时间介于1毫秒和五十毫秒的之间。
附图简述本发明的新特征见权利要求书所述。读者在参照附图阅读了本发明的详细描述以后，将会很好地了解本发明。


图1是传递包络脉冲超声频率振动能量的超声手术设备和电路的功能方框图和局部电路图。
图2是包络脉冲信号和包络脉冲超声频率振动能量的分量波形图。
图3示出四种形式的超声声极。
发明的详细描述参照附图。图1是传递包络脉冲信号超声频率振动能量的超声手术设备10和电路30的功能方框图和局部电路图。超声手术设备10包括要由使用者手持和操作的外壳11、支承在外壳11内的超声电机12以及与超声电机12相连并延伸到外壳11外面的超声声极13。图1中，绘出的超声声极13是一个细长探头。外壳11可以用金属或塑料制成，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)。超声电机12可以用压电陶瓷或磁致伸缩金属。最好材料是压电陶瓷如PZT-4或PZT-8。超声声极13可以由金属材料如铝、不锈钢或钛制成。超声声极13的材料最好是钛或钛合金如Ti6A14V。超声电机12和超声声极13组合在一起具有一种谐振频率。超声频率是最佳纵向振动的频率。超声声极13具有与病人组织啮合的末端表面14。末端表面14的形状可以用来实现所希望的手术效果。超声电机12和超声声极13可以置于沿轴15上并且在轴15周围是对称的。
电源控制电路16与超声电机12电相连，用来向超声电机1提供电能，以产生施加到超声声极13的超声频率振动能量，以产生超声声极13中的振动。自动增益控制元件36从振动监视器电路17接收电振动信号，从包络发生器电路18接收包络脉冲信号。自动增益控制元件36调整功率放大器37的输入，从而在谐振频率下通过输出变压器38向超声电机12提供电能，以产生包络脉冲超声频率振动能量。较佳实施例的自动增益控制元件36的电路元件见“Analog Device 633，an integrated circuit multiplier，1992 AnalogDevice Special Linear Reference Manual，page 2-52，53”。在另一种实施例中，自动增益控制元件36可以由自动相位控制元件所取代，用来取代的自动控制元件包括保持电振动信号和参考信号之间所选择的相位关系的锁相环电路。
振动监视器电路17与电源控制电路16电相连用来测量谐振频率下并且与超声声极13的振动幅度成正比的电振动信号。最好电振动信号与电源控制电路16提供的电源的电流成正比。电流电阻器31可以位于输出变压器38的初级处。电流敏感电阻器31上跨接的电压提供到信号放大器32上由之放大，并且信号放大器32的输出作用于带通滤波器33。带通滤波器33的输出是与电源控制电路16进行电信号交换的电振动信号。
包络发生器电路18与产生包络脉冲信号的电源控制电路16电相连。数字脉冲发生器34产生提供给低通滤波器35的脉冲信号。低通滤波器35形成由数字脉冲发生器34产生的脉冲信号的上升沿和下降沿的包络。低通滤波器35的输出是与电源控制电路16电信号交换的包络脉冲信号。
图2中示出了包络脉冲信号和包络脉冲数字脉冲的分量的详细波形图。图2a示出数字脉冲发生器34的输出，在第一时间部分21期间具有最大幅度20，而在第二时间部分23期间具有最小幅度22。为了能够最好地抑制模式耦合，第一时间部分21应当在1毫秒和50毫秒的范围内，而第二时间部分23应当等于或大于但不大于第一时间部分21的三倍。第一时间部分21的持续时间最好介于5毫秒和40毫秒之间。例如，如果第一时间部分21是10毫秒，那么第二时间部分23就必须至少是10毫秒，但持续时间不能大于30毫秒。最大幅度20应当在最小幅度22的2到20倍的范围内。最大幅度的范围最好是最小幅度22的4到10倍。比如，如果最小幅度22的值是2，那么最大幅度就必须在4到40之间，最好在8到20之间。
图2b示出包络脉冲信号，是将数字脉冲发生器34的输出应用于低通滤波器35的结果。包络脉冲信号呈单调增大波形24，具有最大幅度20，单调减小波形25，具有最小幅度22。
图2c示出包络脉冲超声频率振动能量，它对应于包络脉冲信号与电振动信号一起作用于电源控制电路16。
包络脉冲信号可以作为单个事件产生，也可以重复包络脉冲信号。为了很好地抑制模式耦合并且使超声电机和超声声极中的热量为最小，重复率应当小于每秒20次。重复率最好在每秒4到10次之间。
图3示出四个超声声极的例子。超声声极可以是如图3a中所示的细长固体探头、如图3b中所示的细长空心探头、如图3c中所示的扁平辐射片，也可以是如图3d中所示的辐射凸透镜。
超声手术装置通常工作在20kHz到80kHz的频率之间，尤其是当超声声极的形状是细长固体探头或空心探头的时候。当超声声极的形状是扁平辐射片或者是辐射凸透镜的时候，工作频率可以更高，从80kHz到约200kHz。
权利要求
1.一种传递包络脉冲超声频率振动能量的超声手术设备，所述超声手术设备具有要由使用者手持和操作的外壳、支承在所述外壳内的超声电机、与所述超声电机相连并延伸到所述外壳以外处的超声声极，所述超声声极具有与病人组织啮合并且与所述超声电机一起可在某一谐振频率下振动的端面，其特征在于，所述超声所述设备包含与所述超声电机电相连用来向所述超声电机提供电能以产生施加到所述产生声极的产生频率振动能的电源控制电路；与所述电源控制电路电相连用来测量在所述谐振频率下并且与所述超声声极的振动幅度成正比的电振动信号从而电源控制电路在所述谐振频率下向所述超声电机提供电能的振动监视器电路，以及与所述电源控制电路电相连用来产生包络脉冲信号的包络发生器电路，所述包络脉冲信号在第一时间部分期间具有第一包络和最大幅度，而在第二时间部分内具有第二包络和最小幅度，所述第二时间部分等于或大于但不超过所述第一时间部分持续时间的三倍，所述第一时间部分的持续时间介于1毫秒到50毫秒之间，而所述最大幅度介于所述最小幅度的2到20倍的范围内，从而与所述电振动信号一起，所述电源控制电路调整对所述超声电机电能提供以产生包络脉冲超声频率振动能。
2.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述谐振频率介于20kHz到200kHz之间。
3.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述包络脉冲信号的产生不超过每秒20次。
4.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述第二时间部分在连续的包络脉冲信号之间变化。
5.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述超声声极是细长固体探头。
6.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述超声声极是细长空心探头。
7.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述超声声极是扁平辐射片，从而所述超声频率振动能分布在所述超声声极的端面上。
8.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述超声声极是辐射凸透镜，从而所述超声频率振动能分布在所述超声声极的端面上，并且可以集中在一定深度的病人组织内。
9.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述第一包络的形状呈单调增大。
10.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述第二包络的形状呈单调下降。
11.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述第一包络呈单调增大形状，并且具有最大幅度。
12.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述第二包络呈单一地下降形状，并且具有最小幅度。
13.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述超声电机和所述超声声极沿一轴放置用于传递超声频率振动能并关于所述轴对称。
14.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述电振动信号由位于所述超声电机处或靠近所述超声电机的振动检测传感器产生。
15.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述电振动信号正比于由所述电源控制电路提供给所述超声电机的电源的电流。
16.如权利要求1所述的超声手术设备，其特征在于，所述电信号正比于由所述电源控制电路提供给所述超声电机的电源的电压。
17.一种采用包络脉冲超声频率振动能来产生有利手术效果并抑制或消除模式耦合的方法，其特征在于，它包含下述步骤使病人组织与一超声手术装置的超声声极啮合，并且向所述超声手术设备馈送包络脉冲超声频率振动能，所述包络脉冲在第一时间部分期间具有第一包络和最大幅度，而在第二时间部分内具有第二包络和最小幅度，所述第二时间部分等于或大于但不超过所述第一时间部分的持续时间，所述最大幅度介于所述最小幅度的2到20倍，而所述第一时间部分的持续时间介于1毫秒到50毫秒之间。
18.一种传递包络脉冲超声频率振动能量的超声手术设备，所述超声手术设备具有要由使用者手持和操作的外壳、支承在所述外壳内的超声电机、与所述超声电机相连并延伸到所述外壳以外处的超声声极，所述超声声极具有与病人组织啮合并且与所述超声电机一起可在某一谐振频率下振动的端面，其特征在于，所述超声所述设备包含与所述超声电机电相连用来向所述超声电机提供电能以产生施加到所述产生声极的产生频率振动能的电源控制电路；与所述电源控制电路电相连用来测量在所述谐振频率下并且与所述超声声极的振动幅度成正比的电振动信号从而电源控制电路在所述谐振频率下向所述超声电机提供电能的振动监视器电路；与所述电源控制电路电相连用来产生包络脉冲信号的包络发生器电路，所述包络脉冲信号在第一时间部分期间具有第一包络和最大幅度，而在第二时间部分内具有第二包络和最小幅度，从而与所述电振动信号一起，所述电源控制电路调整对所述超声电机的电能提供以产生包络脉冲超声频率振动能；所述第二时间部分等于或大于但不超过所述第一时间部分持续时间的三倍；所述第一时间部分的持续时间介于1毫秒到50毫秒之间；所述最大幅度在所述最小幅度的2倍到20倍的范围内，并且所述包络脉冲信号的产生不超过每秒20次。
19.如权利要求18所述的超声手术设备，其特征在于，所述谐振频率在20kHz到200kHz之间。
20.如权利要求18所述的超声手术设备，其特征在于，所述第二时间部分在连续的包络脉冲信号之间变化。
全文摘要
本发明涉及一种在作用于病人组织的超声手术仪的端面产生包络脉冲超声频率振动能的改进的方法和设备，它包括在第一时间部分期间提供具有第一包络和最大幅度而在第二时间部分期间具有第二包络和最小幅度的包络脉冲信号，所述第二时间部分大于或等于第一时间部分的持续时间，所述第一时间部分的持续时间介于1毫秒到50毫秒之间，而最大幅度介于最小幅度的2到20倍的范围内。
文档编号A61B17/00GK1620269SQ02828054
公开日2005年5月25日 申请日期2002年12月18日 优先权日2001年12月21日
发明者W·W·西米诺 申请人:声外科技术有限公司