超声外科系统的制作方法

专利名称：超声外科系统的制作方法
技术领域：
本发明整体涉及外科手术系统，更具体地讲，涉及超声外科系统。
背景技术：
在外科医生在外科手术中使用超声仪器切割和凝固组织。在超声仪 器的谐振频率下电激励压电元件以产生振动，该振动通过谐振器传输并 被放大，以产生相同频率的机械驻波振动。仪器的超声传输组件具有细 长传输波导管，该细长传输波导管可将该振动传输至仪器远端的端部执 行器(如切割刀片)。端部执行器可以主要在纵向振动，以在相邻组织 内产生局部热量，但已经特别地设计了某些仪器，从而端部执行器主要 在横向(垂直于纵轴)或扭转方向(围绕纵轴)振动来处理组织。
端部执行器的远端对应于振动反节点。端部执行器的近端通常附接 到略远离超声传输组件的最远振动节点的波导管上。这种布置允许在端 部执行器未填充组织时，将仪器调谐至优选的谐振频率。在一些实施例 中，当被输入的特定频率的超声能量激励时，端部执行器的长度略小于 通过端部执行器材料传播的声波波长的四分之一。
由不同材料形成的超声外科端部执行器可以表现出显著不同的声 学特性和机械特性。这些特性可以与材料性质有关，例如超声传播波长、 传导性传热、机械疲劳强度以及声学传输效率。例如，由(例如)具有 相对高的弹性模量/密度比率的陶瓷材料制成的端部执行器比由(例如) 具有相对低的弹性模量/密度比率的金属材料制成的端部执行器具有更 长的超声传播波长。
某些超声外科仪器的端部执行器由Ti-6A1-4V钛合金制成。以 55. 5kHz的超声频率操作时，钛合金的超声传播波长为约87mm,从而端部执行器的长度为约22mm。对于某些外科手术应用而言，外科医生可能 更喜欢比目前可获得的端部执行器稍长的端部执行器。
材料中的声波波长等于材料中的声速除以超声能量输入的频率(周 /秒)。因此，提供具有较长端部执行器的仪器的一种方法是降低超声 能量输入的频率。例如，将频率从大约55. 5kHz减至大约27. 8kHz可使 钛合金的特征波长增至大约174mm。然而，激励频率是有实际下限的。 以低于20kHz的频率振动的端部执行器会产生人类可听到的令人痛苦 的声音，并且显然在外科手术室中是不理想的。
提供具有较长端部执行器的仪器的另一种方法是选择声音在其中 传播较快的端部执行器材料。材料中的声速取决于材料密度和弹性模 量。基本上，具有高弹性模量/密度比率的材料比具有相对低比率的材 料传播超声能量的速度更快。某些陶瓷材料(包括氧化铝(AhO》)显示 具有的特征波长是某些4太合金的大约两倍。不幸的是，陶瓷材料非常易 碎，并且陶资端部执行器在正常处理、调整和操作过程中易受破损的影 响。
除了提供较长的端部执行器，还可以希望提高端部执行器的声学传 输效率，以降低端部执行器的"自动加热，，并缩短切割和凝固组织的时 间。某些材料(例如蓝宝石、钛和铝)可以比其他材料(例如铜和钢) 更有效率地传输超声能量。外科手术超声端部执行器的声学传输效率可 以与无量纲的声波系数相关，本领域通称为"Q"系数，其用于Ti-6Al-4V 钛合金和某些铝合金为在10， 000至20， 000的范围内。某些钢的Q系数 可以低至250。对于其中应当尽量降低端部执行器自动加热的应用而言， 端部执行器可以由具有高Q系数的材料形成。然而，可以有某些外科手 术应用，例如当端部执行器被浸入体液使用时，其中端部执行器的快速 自动加热为所需的。对于这种应用而言，端部执行器可以由具有较低Q 系数的材料形成，以便快速在组织中产生热量，从而切割和凝固组织。
端部执行器材料的导热率也可以显著影响端部执行器切割和凝固 组织的速度。如果端部执行器向组织导热的速度过快，则组织可能会被 烧焦。但如果端部执行器向组织导热的速度过慢，则设备的切割和/或凝固组织速度可能过慢。根据外科手术应用，由Ti-6A1-4V合金形成的 导热率为约7W/m-K的端部执行器可以保持过多热量，而由铝形成的导 热率为约200W/m-K的端部执行器可从组织中吸走过多热量。
端部执行器材料的机械疲劳强度可以显著影响端部执行器的使用 寿命和因此外科手术操作过程中端部执行器可使用的次数。疲劳强度有 时称为材料的持久极限，并且对应于材料实际上经过无限循环次数的可 以可逆地受到应力作用的应力。Ti-6A1-4V合金的疲劳强度为约 413kPa,而铝的疲劳强度为约138kPa。另外，铝比钛合金更软，在使用 过程中更易于被其他外科器械损坏，从而可能导致还可以降低端部执行 器的耐疲劳性的断裂引发阶段。
杂的，因为某些外科手术应用所需的具有声学特性和^/L械特性的组合的 单一端部执行器材料的可用选择是非常有限的。例如，希望提供比当前 端部执行器具有更长的超声传播波长和更大的疲劳强度，同时又保持当 前端部执行器的声效率和热特性的外科手术超声端部执行器。
美国专利No. 6， 375， 635公开了另一种使用液体射流切割组织的外 科仪器。该仪器包括朝仪器的远端引导高压液体的压力腔，该压力腔包 括具有喷射口的喷嘴。该仪器还包括在仪器操作时接纳液体喷射流的与 喷射口相对的排空腔。

发明内容
在第一个方面，超声外科系统包括超声传输构件，其具有近端和 远端。超声致动的端部执行器，其附接在超声传输构件的远端处。加压 流体递送系统，其包括与至少一个流体源连通的流体喷嘴。流体喷嘴被 布置和构造为以 一定的速率向软组织递送加压流体，以在4吏用过程中移 动软组织离开端部执行器。
在第二个方面，超声外科系统包括超声传输构件和附接到该超声传 输构件上的超声致动的端部执行器。护套能够相对于所述端部执行器移 动。该护套具有第一构型，其中护套覆盖端部执行器，以阻碍端部执行器与组织进行交互；第二构型，其中端部执行器暴露于护套外，以与 组织进行交互。
在第三个方面，提供了用超声外科系统处理组织的方法。该方法包 括将附接在超声传输构件远端处的超声致动的端部执行器靠近组织放 置。使用加压流体递送系统(其包括与至少一个流体源连通的流体喷嘴) 以 一定的速率将加压流体导向到软组织上，以移动软组织离开端部执行器。
在第四个方面，超声外科系统包括这样的外科仪器，其具有适于对 患者进行外科手术的远端和适于由操作者控制的近端。该仪器包括具有 足够爆破强度的压力腔，以向仪器的远端引导高压流体。压力腔包括至 少一个具有喷射口的喷嘴。喷嘴被成形为当流体在高压下流经其内时形 成液体射流。排空腔包括具有一定的横截面积且在与其具有预定的距离 处设置在喷射口对面的射流接纳口 ，该射流接纳口用于在仪器操作时接 纳液体射流，并以液柱的形式递送来自外科手术部位的液体。超声外科 系统能够将超声能量施加到压力腔、液体射流、排空腔和液柱中的一个 或多个。
在第五个方面，超声外科系统包括具有近端和远端的超声传输构 件。超声致动的端部执行器附接在超声传输构件的远端处。端部执行器 是一种复合物型端部执行器，其包括布置在金属材料基质中的金刚石颗 粒。金刚石颗粒暴露在端部执行器的表面处，用于在使用过程中接触组 织。
附图和以下说明中示出了本发明的一个或多个实施例的详情。本发 明的其他特征、对象、和优点从说明和附图以及权利要求书中将显而易 见。


图1示出了能够递送加压流体的超声外科仪器的实施例；
图2a和图2b示出了图l的外科手术设备的远端在使用中的细部图3示出了能够递送加压流体的超声外科仪器的另一个实施例；图4为包括可移动护套组件的超声外科仪器的另 一个实施例的透朝L
图5和图6分别为图4的超声外科仪器处于伸展和收缩构型时的局 部侧面截面图7为图5的超声外科仪器的远端接触组织时的局部细部侧面截面
图8为图6的超声外科仪器的远端以收缩构型切割骨骼时的局部细 部侧面截面图9-11为包括可移动护套组件的超声外科仪器的另一个实施例的 局部视图12示出了包括加压流体递送系统和可移动护套组件的超声外科 仪器的另一个实施例；
图13和图14分别为沿着图12的线13-13截取的伸展和收缩构型 的超声外科仪器的侧面截面图15为超声外科仪器的另一个实施例的截面图16为超声传输组件的一个实施例的透视图17为沿着图16的线17-17截取的超声传输组件的截面图18为超声传输组件的另一个实施例的透视图19为超声外科仪器的另一个实施例的图解视图；以及
图20为图19的超声外科仪器的远端的细部图。
具体实施例方式
在详细阐述本发明之前，应该指出的是，本发明在其应用或使用中 并不局限于附图和具体实施方式
中详细示出的部件的构造和布置。示例 性实施例可以实施或结合到其他实施例、变更形式和修改形式中，并可 以通过多种方式实施或执行。此外，除非另外指明，本文所用的术语和 公式是为了方便向读者描述示例性实施例的目的而选择的，并不是为了 限制本发明。参见图1，示例性超声外科系统10包括配有超声换能器14和手持 件壳体16的超声信号发生器12。超声换能器14将来自超声信号发生器 12的电信号转换成机械能，该机械能导致超声换能器14和超声端部执 行器18以超声频率进行主要纵向振动。合适的发生器为得自Ethicon Endo-Surgery, Inc. (Cincinnati, Ohio)的GEN04型发生器。当声波 组件20通电时，振动驻波通过声波组件20产生。超声端部执行器18 的远端可以以55. 5kHz的超声频率进行峰间振幅为大约10-200农￡米的 纵向振动。细长的内护套22保持波导管24和超声端部执行器18的近 端。在沿着声波组件20的任何点处的振动振幅取决于沿着声波组件在 其处测量振动的位置。振动驻波中的最小交点或零交点通常称为节点
(即纵向运动通常最小之处)，纵向驻波的最大绝对值或峰值通常称为 反节点。在一些实施例中，反节点与距其最近的节点之间的距离为四分 之一波长U/4)。
可以对声波组件20的元件进行声波调谐，使得任何组件的长度均 为二分之一波长(n入/2)的整数倍，其中波长入是预选的或形成声波组 件20的纵向振动驱动频率fd的波长，并且其中n为任何正整数。另外 设想声波组件20可以结合任何合适的声波元件布置。向端部执行器施 加振动的详情在(例如)美国专利No. 6,254,623、 No. 6,976,969、 No. 7， 163， 548以及于2005年10月7日提交的序列号为11/246， 826、名称 为 "Actuation Mechanism For Use With An Ultrasonic Surgical Instrument (与超声外科仪器一起使用的致动机构)"的美国专利申请 中有所描述，其所有详情在此以引用方式并入，犹如本文完全示出。
仍然参见图1,超声外科系统10还包括流体递送系统30。流体递 送系统30包括加压流体源32 (如包括泵、压缩机等)、用于将加压流 体从加压流体源导向到手持件壳体16的导管34。导管34通过阀门38
(如电磁阀)连接到外护套36。外护套36的内径大于内护套22的外径， 从而在两者间形成加压流体可通过的流体通道。流体通道与位于外护套 36远端处的流体出口 40连通。在图示实施例中，流体出口 40形成位置 接近端部执行器18的远端41的喷嘴。在一些实施例中，超声外科系统10包括允许用户控制流体递送的 控制装置(在本例中，采用按钮42的形式)。如图所示，按钮42位于 手持件壳体16上。作为一个实例，按压按钮42 (如用户用手指)将信 号发送至阀门38,其导致阀门打开，从而允许流体进入内护套22与外 护套36之间的流体通道。释放按钮42时，信号中断，阀门38关闭， 从而抑制流体进入流体通道。设想了其他实例。例如，可以将控制装置 42连接到控制器(未示出)上，其根据来自控制装置的输入控制阀门的 操作。控制装置42可以包括多个输入端(如按钮、开关、转盘等)， 其对应于允许用户控制多个流体递送参数的多种多重设定值。作为一个 实例，流体递送系统30可以包括多重不同流体类型(如液体和气体) 的流体源。控制装置42可以允许用户选择通过流体通道朝流体出口 40 递送的不同的流体类型或加压流体类型的组合。在另一个实施例中，按 钮42可以是通过按压和释放按钮即可打开或关闭的按钮式机械阀门。
在一个替代系统的实施例中，超声外科系统10不包括内护套22, 流体通道是用外护套36形成的，加压流体在波导管24与外护套之间流 动。在另一个系统的实施例中，使用延伸通过波导管24和超声端部执 行器18的中央腔(元件35 )来递送加压流体。
又如，可以才是供如图中虚线所示的多重加压流体源32a和加压流体 源32b，其中每一个加压流体源提供不同类型的流体。例如，流体源32a 可以提供空气(或其他气体)，而流体源32可以提供盐水(或其他液 体)。在一些实施例中，流体源32a和流体源32b可以在不同压力下提 供流体。在一个实施例中，手持件壳体16可以包括连接/断开端口 54， 其能够与位于导管34a和导管34b末端处的连接器56(如形成流体密封 性密封件的螺紋件、摩擦件等)配合。用户可以通过将所需的加压流体 源32a、加压流体源32b连接至端口 54来选择不同的流体类型，并且在 某些情况下断开不需要的加压流体源。
现在参见图2a和图2b，可将加压流体射流44以使软组织移置的速 率经过端部执行器18导向到软组织46的附近。图2a示出了被移置的 软组织46,图2b示出了用加压流体移置的软组织46，以暴露骨骼48。例如，在需要处理较硬的材料(例如骨骼48)同时避免损伤软组织时，移置软组织46可以为有利的。例如，在矫形外科手术(例如脊柱外科手术)中，可能需要使用端部执行器18切割骨骼，同时避免切到周围的软组织。通过端部执行器18导向流体可以具有在使用过程中冷却端部执行器18的额外的优点。
为移动软组织46而不损伤组织的流体递送速率取决于若干因素，例如所需的组织移置量、周围组织的类型、被移置组织的量、流体类型和流体压力。可以通过出口 40的尺寸和压力组合来控制流体的速率。在一些实施例中，盐水可以为4吏用的流体，并且其递送速率在约20毫升/秒与100毫升/秒之间，例如递送速率为约50毫升/秒。在另一个实施例中，空气可以为使用的流体，并且其递送压力在约5磅/平方英寸与20磅/平方英寸之间，例如递送压力为约10磅/平方英寸。在一些具体实施中，用户可通过提供可调节的压力系统对控制装置42 (图l)进行压力调节，从而实现用户对流体出口速率的调节。在另一个实施例中，能够在加压流体源处进行压力调节。
在一些实施例中，抽吸系统50可以结合流体递送系统30使用。抽吸系统50可以与超声外科系统10分离(如图所示)、或抽吸系统可以附接到超声外科系统上或作为超声外科系统的一部分。抽吸系统50包括被连接到真空源(未示出)的抽吸腔52,该真空源能够在抽吸腔内产生负压。抽吸系统50用于在使用过程中将流体和/或碎片抽离治疗部位。
虽然图l-2b示出的是同轴设计，其中外护套36围绕着内护套22并与其共同延伸，但可以设想其他的实施例。例如图3示出的实施例，其中高压导管54、相邻的护套22用于递送加压流体以移置软组织。在另一个实施例中，可使用多个高压导管54递送加压流体以移置软组织。作为另外一种选择，可以在内护套22与外护套36之间、超声端部执行器18与外护套36之间或通过穿过端部执行器形成的腔(未示出)提供抽吸。图4示出了能够移置软组织的超声外科系统60的另一个实施例。正如其他系统可以被采用，超声外科系统60仅为示例性的。超声外科系统60包括端部执行器62、手持件64、仪器柄部66和超声传动杆组件68。手持件64包括用于将来自信号发生器的电信号(如55， 000Hz的正弦波形)转换成机械振动的超声换能器69 (如压电换能器)。示例性的信号发生器为Ultracision HP054型信号发生器，可从EthiconEndo-Surgery， Inc.商购获得。端部执行器62可以为例如DH105型提供的解剖钩，也得自Ethicon Endo-Surgery， Inc…
现在参见图5,超声外科系统60包括可移动的护套组件70,其包括在固定节点76处固定到波导管74上的连接元件72。波导管74包括被接纳在连接元件72的环状槽80内以抑制连接元件相对于波导管轴向移动的安装段78。连接元件72包括轴向部分82和径向部分84。轴向部分82具有环状槽80，径向部分84形成可移动护套组件70的阻挡件。
可移动的元件86以滑动方式连接到连接元件72。可移动的元件86包括远离连接元件72就位的远侧部分88和靠近连接元件就位的近侧部分90。径向部分84被接纳在可移动元件86的内表面94中形成的狭槽92内。狭槽92轴向延伸，以允许可移动元件相对于连接元件72的轴向移动。
偏置构件96 (在本实施例中为弹簧)位于连接元件72与可移动元件86之间。偏置构件96坐落在可移动元件86的径向延伸坐落表面98和连接元件72的径向部分84上。径向延伸坐落表面98对远端限定狭槽92。偏置构件96使可移动元件86朝如图5所示的延展构型偏离。在延展构型中，可移动元件86向远侧延伸于端部执行器62之外。由于偏置构件96通过接合连接元件72的径向部分84而施加的偏置力，因而径向延伸坐落表面100抑制可移动元件86的进一步轴向移动。坐落表面100对近端形成狭槽92。
图6示出了收缩构型的可移动护套组件70,其中力F克服了偏置构件96向可移动元件86施加的轴向偏置力。该力F导致可移动元件86相对于波导管74和连接元件72向近端轴向移动，同时狭槽92相对于连接元件的径向部分94移动。确定狭槽92的尺寸，以允许可移动元件86进行足够的轴向移动，使得端部执行器62暴露在可移动元件的远端102之外。
由偏置构件96向可移动元件86施加的使软组织46移动而不损伤组织的所需偏置力可以取决于若干因素，例如所需的组织移置量、周围组织的类型、被移置组织的量等。然而，应当选择这样的偏置力，使得当远端102接触相对硬的材料(例如骨骼)时，可移动元件86在(例如)手动施加力的作用下轴向收缩。例如，图7示出了延展构型的可移动护套组件70,其中可移动元件86的远端102远离端部执行器62就位并接触软组织(例如硬脑膜104 ),从而在可移动元件86的远端向前移动时移置组织。当远端102接触相对硬的材料(例如骨骼106)时，仪器继续向前移动导致端部执行器62延伸到远端102之外，从而暴露端部执行器，并将可移动护套组件置于如图8所示的回缩位置。当仪器远离骨膝106移动时，端部执行器62相对于可移动元件86移动，从而缩回可移动元件中。
参见图9,可移动护套组件110的可供选择的实施例包括连接到波导管(如，以类似于连接元件72的方式)的连接元件112以及可旋转地连接到连接元件112的可移动元件114。在该实施例中，可移动元件114通过销轴116可旋转地连接到连接元件112,销轴116限定了可移动元件114可绕其旋转的枢轴。可以用偏置构件(未示出，如扭力弹簧)使可移动元件114朝如图9所示的未偏转构型偏置。作为另外一种选择，可以选择可移动元件材料使其具有足够的弯曲硬挺度，使得可移动元件114自身可用作使可移动元件朝未偏转构型偏置的悬臂弹簧。
现在参见图10和图11,可移动元件114包括狭槽118，其尺寸被确定为允许端部执行器62由此通过。特别参见图11,当向可移动元件114施加足以克服偏置力的力F时，可移动元件以箭头120的方向旋转。例如，在切割操作中，当可移动元件114旋转到端部执行器被暴露时，狭槽118的位置和尺寸允许端部执行器62由此通过。如上所述，偏置构件向可移动元件114施加的偏置力可以被选择为移动软组织而不损伤组织，并且当可移动元件114接触相对硬的材料(例如骨骼)时，允许(例如)使用手动施加的力使可移动元件114旋转。
参见图12，超声外科系统122中结合了上述部件中的某些。超声外科系统122包括流体递送系统124和可移动护套组件126两者。流体递送系统包括流体源32和通过(例如)阀门132连接到流体入口 130的导管128。可移动护套组件126包括连接元件134和以滑动方式连接到其上的可移动元件136。与上述的可移动元件114 一样，对于(例如)切割操作，可移动元件136可相对于端部执行器18缩回，以暴露端部执行器。
图13和图14示出了延展构型(图13)和回缩构型(图14)的可移动元件136。如图13所示，在延展构型中，流体开口 138在连接元件134的轴向部分135与可移动元件136之间形成。流体开口 138允"^午加压流体朝流体出口流动到流体通道140中。在一些实施例中，加压流体可以用来向可移动元件136提供偏置力，以使可移动元件朝其伸长位置偏置。图14示出了回缩构型的可移动元件136。在回缩构型中，可移动元件136的表面142接合连接元件134的表面144,从而关闭了流体开口 138,并形成抑制流体流入流体通道140的密封。可以理解的是，在此实施例中，可移动元件136和连接元件134形成允许控制流体流向流体出口的机械阀。在一些具体实施中，由可移动元件136和连接元件134形成的机械阀可以通过调节流体开口 138的尺寸对加压流体流进行逐级控制。这可允许在"全开"流速与"全闭"流速之间调节流体流。
在另一个实施例中，手动调节可移动元件136, vt人而形成手动可调的机械阀，其中用户可以手动控制流体开口 138的尺寸。在又一个实施例中，可移动元件136用于在可移动护套处于伸长位置时切断流体流，其仅在护套回缩时(如在切割过程中)才允许流体流动。
图15A-15D示出了包括可调式机械阀的示例性实施例，该可调式机械阀可通过相对于另一个旋转一个元件或元件141和元件143两者而打开或关闭。元件141和元件143分别包括用于将流体递送到流体出口的流体通道145和流体通道147。图15C示出了连接成封闭构型的元件141和元件143，其中它们各自的通道145和通道147相对于彼此旋转了 90度。图15D示出了相对于彼此旋转的元件141和元件143，从而打开流体路径14 9和流体路径151。
重新参见图l-14，端部执行器18和端部执行器62以及相连的波导管可以由钛合金(例如Ti-6A1-4V)、铝合金、或任何其他合适的材料整体形成。作为另外一种选择，端部执行器可以单独由与波导管相同的材料或替代材料形成。然后可以通过(例如)螺紋连接或焊接接头将端部执行器附接到波导管。如本领域所熟知的那样，端部执行器的近端可以位于波导管最远端的振动节点附近。端部执行器的远端对应于振动反节点的位置。因此，端部执行器的长度大约等于端部执行器的材料组合物在特定的超声能量输入频率下所特有的声波波长的四分之一。例如，当端部执行器由Ti-6A1-4V形成时，其特征波长为大约87mm，端部执行器的长度为大约22mm。
然而，可能有利的是使用材料组合物来形成端部执行器18、端部执行器62,从而提供复合型端部执行器。现在参见图16，其示出用于超声外科仪器的超声传输组件150的第一实施例的远侧部分的透视图。图17为沿着图16中的线17-17截取的组件150的剖—见图。组件150包括可以类似于上述波导管的波导管152。波导管152的远端附接到复合型端部执行器154在第一振动节点156附近的近端。节点156的位置也可以稍微临近端部执行器154的近端。图16示出的坐标系统定义了平行于z轴的组件150的纵轴158。复合型端部执行器154包括具有圆形横截面的圆柱形的第一部分160。第一部分160具有与纵轴158同轴并在端部执行器154的远端与近端之间延伸的钻孔162 (也称为腔体)。圓柱形的第二部分164可以设置在钻孔162内，并可以大体上填充钻孔162。应该指出的是，虽然示出的第一部分160中的钻孔162延伸至振动节点156附近，但该方法的替代性实施例允许钻孔162延伸通过材料的一个或多个波长的一部分，长达并包括穿过整个波导管152。
第一部分160可以由第一材料形成，其可以是多种合适的材料中的任何一种，包括钬合金(例如Ti-6A1-4V )和铝合金(例如7075-T6 )。第一部分160向第二部分164提供较坚韧的外覆盖，以抵抗超声外科仪器在正常处理、调整和操作过程中的结构应力。当第一部分160被(例如)由超声外科仪器的超声驱动单元提供的超声能量输入激励时，会形成(例如)具有第一波长的特征性(其中"特征性"是指材料通常表现出的声学特性)振动。超声能量输入的实例在约55. 5kHz的频率下为大约3瓦特。第一波长的实例为大约87mm。
第二部分164由第二材料形成，其可以是多种合适的材料中的任何一种，包括氧化铝、氮化铝、氧化锆、碳化硅、氮化硅氧烷、蓝宝石和红宝石。第二部分164可以仅延伸端部执行器154的部分长度或整个长度。当第二部分164单独被超声能量输入激励时，会形成(例如)具有第二波长的特征性振动。第二波长可以大体上大于第一部分160的第一波长。第二波长的实例为大约174mm。
第一部分160和第二部分164可以用多种合适的方法中的任何一种方法或组合方法接合在一起，包括(但不限于)铜焊、烧结和机械连接。当第一部分160和第二部分164接合在一起并被超声能量输入激励时，复合型端部执行器154形成具有介于第一波长与第二波长之间的复合波长的特征性振动。
相似地，端部执行器154的其他材料性质中的一种或多种，包括导热率、超声功率传输效率和疲劳强度可以具有复合的特征值。此外，与材料性质相关的每一个复合特征值可以在由第一部分160与第二部分164为该材料性质特征值限定的范围内。
例如，在一些实施例中，形成第一部分160的材料(例如钛合金)可以被选择为具有相对低的导热率，而形成第二部分164的材料(例如铝合金)可以被选择为具有相对高的导热率。在一个实施例中，第二部分164可以介于端部执行器154的总宽度W的约30%至70%之间(如约50%)，同时第一部分160构成宽度W的剩余部分。该示例性布置应当提供介于由任一种材料单独制成的端部执行器的传热系数之间的某个复合传热系数。有利的是，可以提供能够将热量从作用区域中的组织转移走的端部执行器，但热量转移速度不要快到无法进行快速组织横切的程度。
如图17所示，第二部分164可以沿其整个长度具有均一的直径。在其他具体实施中，第二部分164和/或第一部分160的直径可以均一地或甚至相对于彼此渐缩。可以使用牢固的粘结方式将第 一部分160和第二部分164接合在一起，并在接口表面之间的整个区域内具有极小的缝隙，以始终确保复合型端部执行器154的最佳性能。制造复合型端部执行器154的方法可以包括提供由第一材料(例如钛合金)形成的第一杆，以及通过(例如)钻孔法在第一杆的近端与远端之间形成延伸的纵向钻孔。例如，第一杆的外径可以为约5毫米，纵向钻孔的直径可以为约4毫米。该方法还可以包括提供由第二材料(例如人造蓝宝石)形成的第二杆，并设定第二杆的直径，以使其紧密配合在第一杆的纵向钻孔内。该方法还可以包括使用连接处理将第一杆连接到第二杆。该连接方法可以为(例如)烧结法、铜焊法、机械法或这种方法的组合。
烧结法和铜焊法在心脏起搏器行业中是熟知的，其用于制备穿过起搏器壳体的密闭且耐用的生物相容性电引线"馈通"。烧结法包括陶瓷-金属封接法，其可以用于将陶瓷(例如95%的氧化铝或100%的氧化铝
(蓝宝石))粘结到金属(例如钛、不锈钢或钼)。陶瓷(例如图17中的端部执行器154的第二部分164)可以使用粉末耐火金属或薄膜喷镀金属化技术进行金属化。然后可以用高压将金属化的陶瓷保持在金属
(例如图17中的端部执行器154的第一部分160)上，并经受一段时间的高热，使陶瓷与金属粘结在一起。
另外可以用铜焊合金(如银、金或金-铜)将第二部分164和第一部分160铜焊在一起，但这种铜焊合金通常对于超声能量输入的传播是
"有损耗的"(即，它们不能有效地传播声能，并往往会快速产生热量)。然而，在端部执行器154的组成中使用有损耗材料，包括由有损耗材料
(例如银、金等)形成第二部分164，会潜在地使端部执行器154尤其适用于流体性环境。例如，外科医生通常使用超声外科仪器切割和/或凝固浸在体液中的组织，体液会快速消散来自端部执行器的热量。因此，切割和/或凝固组织所需的时间显著增加，这对患者来说代价是非常高的。可以为这种外科手术操作提供这样的超声仪器，该超声仪器具有由有损耗材料构成的端部执行器，并且即使在将端部执行器浸入体液中时也特别适于切割和凝固组织。有损耗材料的自动加热与接触端部执行器
154的组织的自动加热结合在一起，允许系统提供使组织中的蛋白质变性以及切割/凝固组织所必需的热量。另外，通过在有损耗材料内核周围使用钛合金或其他无损耗合金的外护套，可以控制复合型端部执行器的自动加热量。
将第二部分164机械接合或连接到第一部分160可以包括将第二部分压入配合到第一部分160的钻孔中，或将第一部分机械压紧到第二部分上。作为另外一种选择，可以使用热方法，例如，其中将第一部分160加热，使其钻孔直径增大，然后将第二部分164放入钻孔中。然后可以允许组件冷却，以使得第一部分160紧密收缩到第二部分164上。在另一个实施例中，第一部分160和第二部分164为螺紋接合在一起。也可以使用如对本领域的技术人员显而易见的各种其他熟知的机械方法。
本领域的技术人员将会认识到，复合型端部执行器可以包括多个部分，其中每一个部分可以具有多种构造中的任何一种，而且各个部分可以使用多种接合方式中的任何一种接合在一起。每一个部分可以由与任何其他部分相同或不同的材料制成。因此，可以提供具有所需特性组合的复合型端部执行器，这些特性涉及(但不限于)被超声能量输入激励时的复合波长、结构强度、构型(包括长度)、质量分布、制造成本、使用寿命、热传导和热发生。每一个部分可以由多种材料中的一种形成，其中每一种材料在被超声能量输入激励时显示具有材料性质的特征值，
并且其中复合型端部执行器在被超声能量输入激励时显示具有与每一种材料的特征值中的任何一种都不同的复合特征值。
另外可以为具有由某种材料形成的多个部分的超声外科仪器提供复合型端部执行器，使得复合型端部执行器在被超声能量输入激励时显示具有加强的抗断裂蔓延性能。这些部分中的至少一个可以是接合到相邻部分的层合部分，使得层合部分中始发的断裂不会通过相邻的部分蔓 延。
现在参见图18,在一些实施例中，端部执行器170可以包括设置在 金属基质174 (例如烧结或热等静压的钛合金或铝合金)上的硬质小颗 粒172 (例如钻石、氧化铝颗粒等)。可以用粘结剂或作为涂层的一部 分施加颗粒。颗粒172暴露在端部执行器170的表面处，以便其可接触 组织。添加颗粒172提高了端部执行器170接触组织时的磨蚀作用。在 一些具体实施中，由于增加的磨蚀作用，可能有利的是在使用过程中冲 洗端部执行器170。
参见图19，其示出液体射流外科手术系统180的实施例。液体射流 外科手术系统180采用了液体射流外科仪器182，该液体射流外科仪器 是外科手术手持件，其具有包括主体186的近端，主体186具有被构造 为放置在用户手中的抓握区域188。外科仪器182具有包括压力腔192 和排空腔194的远端190。
在该图示实施例中，外科仪器182还包括护套196，其至少部分地 围绕压力腔192和排空腔194,并为腔体提供支承，以在仪器182操作 时帮助保持压力腔192与排空腔194之间的几何构型。压力腔192还包 括在其远端的喷嘴198，当压力腔192提供的高压液体流经时，会形成 液体射流。排空腔194包括位于其远端的射流接纳开口 200，开口 200 在与其具有预定的距离处设置在射流喷嘴198的对面，以在仪器182操
作时4妄纳液体射流。
在一些实施例中，压力腔192和排空腔194被构造和支承为使得腔 体的远端足够坚硬，以抑制腔体(例如)接触外科手术操作区内的表面 时发生挠曲，腔体挠曲有可能导致液体射流的方向错误，使射流射不到 射流接纳开口 200中，从而可能导致患者组织的意外损伤。压力腔192 通过高压液体供应导管206与高压泵204流体连通。高压液体供应导管 206另外必须具有能够抵抗使用仪器182进行具体的外科手术应用时预 期的最高液体压力的爆破强度。在一些实施例中，高压液体供应导管206 具有能够抵抗至少50， 000磅/平方英寸(表压)的防破裂不锈钢海波管。在一些实施例中，海波管可以螺旋状盘绕，以提高外科仪器182的柔韧 性和可操纵性。在一个实施例中，高压液体供应导管206具有可连接到 压力腔192上的Kevlar纤维增强型尼龙管。
高压泵204与高压液体供应导管206流体连通，该高压泵可为能够 提供进行所需外科手术操作需要的液体压力的任何合适的泵。本领域的 普通技术人员将容易认识到，多种类型的高压泵都可以用于本发明目 的，包括(但不限于)活塞泵和隔膜泵。在一些实施例中，高压泵204 包括连接到可重复使用的泵驱动控制台210上的一次性活塞泵或隔膜 泵。高压泵204具有与低压液体供应管道212流体连通的入口，低压液 体供应管道212接纳来自液体供应贮存器214的液体。泵驱动控制台210 优选地包括电动机，其可用于向高压泵204提供驱动力，以提供液体供 应导管206中的高压液体。液体射流外科手术系统180的各种其他详情 在美国专利No. 7， 122, 017中有所描述，该专利全文以引用方式并入本 文。
超声外科系统2 2 0位于可向液体射流外科手术系统18 0部件中的某 些施加超声能量的位置。超声外科系统220包括具有超声换能器224的 超声信号发生器222。超声换能器224将来自超声信号发生器222的电 信号转换成主要引起超声换能器的振动的机械能。换能器224可以设计 为使系统纵向、横向或扭转振动。在一个实施例中，换能器是(例如) 位于压力腔192附近的径向模式换能器，以将压力脉沖施加到加压流 体。
现在参见图20，超声换能器224 (图19)可以将振动能量施加到压 力腔192、排空腔194、高压液体射流202和排空腔内的排空管水柱中 的任何一个或多个。首先，可以将超声能量施加到压力腔192。这可以 通过(例如)以纵向方式振动压力腔192，从而由于驻波而形成压力腔 的收缩和膨胀运动来实现。顶端195的动态运动形成压力脉沖。又如， 换能器224可以包围压力腔102或形成压力腔的一部分，并以径向模式 被激励。在这种激励的作用下，如果换能器是腔体的一部分，则换能器 224使压力腔102 (柔韧的压力腔)或流体的直径缩短，从而形成压力脉沖。通过向压力腔192施加超声能量，可以增强液体射流切割能力。 在某些情况下，压力腔192自身可用于切割或凝固组织。
在一些实施例中，可以(例如)以与上文所述相似的方式将超声能 量施加到排空腔194。通过向排空腔194施加超声能量，可以抑制排空 腔194内的堵塞。在某些情况下，排空腔194自身可以用于切割或凝固 组织。
在一些实施例中，可以向高压水喷202施加超声能量。这可以通过 以纵向方式振动压力腔192,从而由于驻波而形成压力腔的收缩和膨胀 运动来实现。顶端195的动态运动形成向水流202施加振动的压力脉冲。 又如，换能器224可以包围压力腔102或形成压力腔的一部分，并以径 向模式被激励。在这种激励的作用下，如果换能器是腔体的一部分，则 换能器224使压力腔102 (柔韧的压力腔)或流体的直径缩短，从而形 成转移至水流202的压力脉冲。在一些实施例中，可以以与上文所述类 似的方式向排空腔194内的液柱施加超声能量。
以上描述了多个详细的实施例。然而应当理解，可以进行多种修改。 因此，其他实施例在以下权利要求书的范围内。
权利要求
1.一种超声外科系统，包括超声传输构件，其具有近端和远端；超声致动的端部执行器，其附接在所述超声传输构件的所述远端处；和加压流体递送系统，其包括与至少一个流体源连通的流体喷嘴，所述流体喷嘴被布置并被构造为以一定的速率向软组织递送加压流体，以在使用过程中移动所述软组织远离所述端部执行器。
2. 根据权利要求1所述的超声外科系统，还包括 内护套，其设置在所述超声传输构件周围；和外护套，其设置在所述内护套周围并与所述内护套径向间隔，以 限定用于将所述加压流体导向到所述流体喷嘴的流体通道。
3. 根据权利要求2所述的超声外科系统，还包括能够由用户抓 握的手持件，所述手持件包括操作地连接到波导管的超声换能器， 所述手持件包括位于其上的允许用户控制加压流体递送的用户控制 装置。
4. 根据权利要求1所述的超声外科系统，还包括外护套，其设 置在所述超声传输构件周围，以限定用于将所述加压流体导向到所 述流体喷嘴的流体通道。
5. 根据权利要求1所述的超声外科系统，其能够以至少约20毫 升/秒的速率递送来自所述流体喷嘴的流体。
6. 根据权利要求1所述的超声外科系统，其中，所述加压流体 递送系统包括多个流体源。
7. 根据权利要求6所述的超声外科系统，其中，所述多个流体 源包括第一流体源，其含有第一流体；和第二流体源，其含有不 同于所述第 一 流体的第二流体。
8. 根据权利要求6所述的超声外科系统，其中所述多个流体源 包括第一流体源，其能够以第一压力提供流体；和第二流体源，其能够以不同于所述第 一 压力的第二压力提供流体。
9. 根据权利要求1所述的超声外科系统，其中，所述端部执行 器为复合型端部执行器，该复合型端部执行器包括第一部分，其包括第一材料，所述第一材料具有第一导热率；和 第二部分，其包括第二材料，所述第二材料具有高于所述第一导 热率的第二导热率。
10. 根据权利要求1所述的超声外科系统，其中，所述端部执 行器为复合型端部执行器，该复合型端部执行器包括第一部分，其包括有损耗材料，所述有损耗材料在使用过程中自 动加热以向组织纟是供热量；和第二部分，其具有包括无损耗材料，所述无损耗材料在使用过程 中限制向组织提供的热量。
11. 根据权利要求1所述的超声外科系统，其中，所述端部执 行器为复合型端部执行器，其包括设置在金属材料基质中的金刚石 颗粒，所述金刚石颗粒被暴露在所述端部执行器的表面处，用于在 使用过程中接触组织。
12. —种超声外科系统，包括 超声传输构件；超声致动的端部执行器，其附接到所述超声传输构件；和 护套，其能够相对于所述端部执行器移动，所述护套具有第一 构型，其中所述护套覆盖所述端部执行器以抑制所述端部执行器与 组织进行交互；和第二构型，其中所述端部执行器被暴露在所述护 套之外，以与组织进行交互。
13. 根据权利要求12所述的超声外科系统，还包括偏置构件， 其操作地连接到所述护套上，使得所述护套被朝向所述第 一构型偏 置。
14. 根据权利要求13所述的超声外科系统，还包括 连接构件，其被固定地连接到所述超声传输构件，所述连接构件包括轴向部分和/人所述轴向部分向外延伸的径向部分，所述偏置构件位于所述连接构件与所述护套之间，以朝向所述第 一构型偏置所 述护套。
15. 根据权利要求14所述的超声外科系统，其中，所述偏置构 件为弹簧。
16. 根据权利要求12所述的超声外科系统，还包括流体递送系 统，所述护套的远端限定用于在使用过程中将加压流体递送到组织 的流体喷嘴。
17. 根据权利要求12所述的超声外科系统，其中，所述端部执 行器为复合型端部执行器，该复合型端部执行器包括笫一部分，其包括第一材料，所述第一材料具有第一导热率；和 第二部分，其包括第二材料，所述第二材料具有高于所述第一导 热率的第二导热率。
18. —种使用超声外科系统处理组织的方法，所述方法包括 将附接在超声传输构件远端处的超声致动的端部执行器靠近组织;故置；以及使用包括与至少 一 个流体源连通的流体喷嘴的加压流体递送系 统，以一定的速率将加压流体导向到软组织上，以移动所述软组织 远离所述端部执行器。
19. 根据权利要求18所述的方法，其中，所述流体喷嘴由围绕 所述超声传输构件的护套限定。
20. 根据权利要求19所述的方法，还包括从第一构型和第二 构型移动所述护套，在所述第一构型，所述护套覆盖所述端部执行 器以抑制所述端部执行器与组织进行交互；在所述第二构型，所述 端部执行器被暴露在所述护套之外以与组织进行交互。
21. 根据权利要求20所述的方法，还包括朝所述第一构型偏置 所迷护套。
22. —种超声外科系统，包括者控制的近端，所述仪器包括具有足够爆破强度的压力腔，以朝所述仪器的所述远端引导高压液体，所述压力腔包括至少 一个具有喷射口的喷嘴，所述喷嘴被成形为当高压液体流经时形成液体射流； 排空腔，其包括射流4妻纳口，所述射流接纳口具有一定的纟黄截面积并能够在距所述喷射口预定的距离处设置在所述喷射口对面，以在所述i'义器纟喿作时接纳液体射流，并以液柱的形式递送来自外科手术部位的所述液体；和超声外科系统，其能够将超声能量施加到所述压力腔、液体射流、排空腔和液柱中的一个或多个。
23. 根据权利要求22所述的超声外科系统，其中，所述超声外 科系统包括连接到所述压力腔的超声换能器，所述超声换能器能够 在高压液体流经时向所述压力腔施加纵向振动。
24. 根据权利要求22所述的超声外科系统，其中，所述超声外 科系统包括连接到所述压力腔的超声换能器，所述超声换能器能够 在高压液体流经时以多重振动脉冲的形式减小所述压力腔的直径。
25. 根据权利要求22所述的超声外科系统，其中，所述超声外 科系统包括连接到所述排空腔的超声换能器，所述超声换能器能够 在高压流体流经时向所述压力腔施加纵向振动。
26. 根据权利要求22所述的超声外科系统，其中，所述超声外 科系统包括连接到所述排空腔的超声换能器，所述超声换能器能够 在所述液柱流经时以多重振动脉冲的形式减小所述排空腔的直径。
27. —种超声外科系统，包括 超声传输构件，其具有近端和远端；和超声致动的端部执行器，其附接在所述超声传输构件的所述远端 处，所述端部执行器为复合型端部执行器，其包括设置在金属材料 基质中的金刚石颗粒，所述金刚石颗粒被暴露在所述端部执行器的 表面处，用于在使用过程中接触组织。
全文摘要
本发明描述了一种超声外科系统，其包括超声传输构件，其具有近端和远端；超声致动的端部执行器，其附接在超声传输构件的远端处；加压流体递送系统，其包括与至少一个流体源连通的流体喷嘴。流体喷嘴被布置成能够以一定的速率向软组织递送加压流体，以在使用过程中移动软组织远离端部执行器。
文档编号A61B17/32GK101677826SQ200880017836
公开日2010年3月24日 申请日期2008年5月13日 优先权日2007年5月29日
发明者F·B·斯图伦, K·L·豪瑟, S·J·米尔 申请人:伊西康内外科公司