外科器械的製作方法

2023-11-01 18:06:32

專利名稱：外科器械的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種外科器械。
背景技術：
包括空心和實心器械的超聲器械被用來對很多醫學病症進行 安全和有效的治療。超聲器械、特別是實心超聲器械是有利的，因 為它們可用來利用以超聲頻率傳輸至外科端部執行器的機械振動 形式的能量切割和/或凝結有機組織。在被以合適的能量水平傳輸至 有機組織且利用合適的端部執行器時，超聲振動可以用來切割、解 吾'J、提升、凝結或者灼燒組織，或者用來將肌肉組織與骨分離。利 用實心技術的超聲器械由於可以從超聲換能器經過波導管傳輸至外科端部執行器的超聲能量的量而尤其有利。這些器械可以用於開 放式手術或者微創手術，例如內窺鏡或者腹腔鏡手術，其中，端部 執行器通過套管針到達手術部位。
以超聲頻率啟動或者激勵這種器械的端部執行器(例如，切割 刀)誘發縱向振動，該縱向振動在鄰近組織內生成局部熱，由此促 進切割和凝結。由於超聲器械的性質，可以設計具體的超聲致動的 端部執行器來執行多種功能，包括例如切割和凝結。
例如，通過電激勵換能器來在外科端部執行器中誘發超聲振 動。換能器可以由器械手持件中的一個或多個壓電或者磁致伸縮元 件構造。換能器部分產生的振動經由從該換能器部分延伸到外科端 部執行器的超聲波導管傳輸至外科端部執行器。波導管和端部執行 器被設計成以與換能器相同的頻率共振。因此，當端部執行器連接 到換能器時，整體系統的頻率與換能器自身的頻率相同。
在端部執行器的尖端處的縱向超聲振動的振幅d表現為共振 頻率的筒單正弦函數，如由以下公式給出
d = A sin(cot) 其中
co=角頻率，其等於2兀乘以循環頻率f;且 A =零-峰振幅
縱向偏離被定義為峰-峰(p-t-p)振幅，其正好是正弦波振幅的 兩4咅或者2A。
實心超聲器械可被分成兩種類型，單元件端部執行器裝置和多 元件端部執行器。單元件端部執行器裝置包括例如手術刀和球凝結 器等器械。多元件端部執行器可以在需要很大壓力來有效地將超聲 能量耦合到組織時釆用。例如夾緊凝結器的多元件端部執行器包括 將組織壓向超聲刀的機構。超聲夾緊凝結器可以被採用於切割和凝 結組織、尤其是鬆弛且不受支撐的組織。包括與夾具結合的超聲刀 的多元件端部執行器對組織施加壓力或者偏置力，以促進組織的更 快凝結和切割，且使刀動作衰減更少。整形外科或者整形術是關注急性、慢性、創傷性和過勞性傷害 和肌肉骨骼系統的其它異常的外科分支。整形醫生使用外科和非外 科手段處理包括關節炎、外傷和先天性畸形等大部分肌肉骨骼疾 病。整形手術包括手部手術、肩部和肘部手術、全關節重建(關節 造形術)、兒科整形術、腳和腳踝手術、脊推手術、肌肉骨骼腫瘤 學、外科運動醫學和骨科創傷。這些手術常常要求使用專門的外科 器械來治療較軟的肌肉骨骼組織(例如，肌肉、腱、韌帶)和較硬 的肌肉骨骼組織(例如，骨)。常常，這些整形外科器械是通過手 操作的，並且單次手術可能要求交換多種器械。因此，希望多種電 動超聲器械和無動力超聲器械來執行這些整形手術過程，其比當前 利用傳統的整形外科器械可實現的更有效率且精確，同時使對不同 類型的肌肉骨骼組織進行切割、成形、鑽孔時交換器械的需要最小 化。
器

發明內容
在一個總的方面，多種實施方式涉及一種外科器械，該外科 械包括限定縱向軸線的細長的傳輸波導管。該傳輸波導管具有遠端 和近端。至少一個撞擊表面形成在近端上且能夠接收振動能量。


參考結合以下附圖的以下描述可以最好地理解各種實施方式，不論 是操作的機構和方法還是其進一步的目的和好處。 圖1示出了超聲系統的一種實施方式。
圖2示出了用於超聲器械的連接接合器/接頭的一種實施方式。 圖3示出了能夠連接到圖1中描述的超聲系統的超聲手持件組 件的超聲子組件的一種實施方式。
圖4是超聲器械的一種實施方式的俯視透視圖。
圖5是圖4中所示的實施方式的超聲器械的沿縱向軸線"L"截取的剖視圖。
圖6是沿縱向軸線"L"截取的振動外科器械的一種實施方式的 剖視圖。
圖7是沿縱向軸線"L"截取的振動外科器械的一種實施方式的 剖浮見圖。
圖8是沿縱向軸線"L"截取的超聲器械的一種實施方式的剖視圖。
圖9是沿縱向軸線"L"截取的超聲器械的一種實施方式的剖視圖。
圖10是包括撞擊區域的超聲器械的 一 種實施方式的側視圖。 圖11是包括撞擊區域的超聲器械的一種實施方式的側視圖。 圖12是包括撞擊區域的超聲器械的 一 種實施方式的側視圖。 圖13是包括撞擊區域的超聲器械的一種實施方式的側視圖。 圖14-17示出了在遠端包括端部執行器的超聲器械的一種實施 方式；圖14是夾鉗處於閉合位置的超聲器械的一種實施方式的側 向透視圖；圖15和16是夾鉗處於部分打開位置的超聲器械的側向 透視圖；且圖17是夾臂組件處於閉合位置的超聲器械的側向透視 圖。
圖18-20示出了可以與圖14-17中討論的超聲器械一起採用的 端部執行器的一種實施方式；圖18是夾臂組件處於閉合位置的端 部執行器的一種實施方式的俯視透視圖；圖19是夾臂組件處於打 開位置的端部執行器的一種實施方式的俯視透視圖；圖20是夾鉗 處於打開位置的端部執行器的一種實施方式的分解圖。
圖21-24示出了夾鉗從圖21中的打開位置轉換成圖24中的閉 合位置和圖22和23中的中間位置。
圖25和26示出了可以與圖14-17中討論的超聲器械一起採用 的端部執行器的一種實施方式；圖25是夾臂組件處於打開位置的 端部執行器的一種實施方式的俯視透視圖；且圖26是夾鉗處於打 開位置的端部執行器的一種實施方式的分解圖。
具體實施例方式
在詳細解釋本發明的實施方式之前，應當注意，本發明的應用 或使用並不局限於在附圖和說明書中說明的零件的結構和配置的 細節。本發明示出的實施方式可以實施或者併入其它實施方式、變 型和修改中，且可以多種方式實踐或執行。例如，以下公開的外科 器械和刀結構僅僅是說明性的，並不意味著對本發明的範圍或應用 的限制。此外，除非另外指出，本文中採用的術語和表述是出於便 於讀者理解來描述本發明的說明性實施方式的目的選擇的，並不用 於限制本發明。
這裡描述的多種實施方式整體涉及外科器械。儘管這些外科器 械可以採用在整形外科手術中，但所描述的實施方式並不局限於 此，因為這些器械可以在該特定的醫學分支之外找到有用應用。這 裡描述的多種實施方式涉及可以單獨使用或者結合受超聲驅動的 外科器械使用的外科器械。在一些實施方式中，外科器械可以手動 驅動或者電驅動，或者可以手動和電組合驅動。能夠操作在多個有 動力和無動力狀態模式的外科器械可以減少手術室中的器械總H 減少用於給定過程的器械交換數，並且減少用於給定過程的需要滅 菌的器械數。在其它實施方式中，外科器械可以獲得有用的縱向共 振以幫助在沒有電動致動器或者超聲換能器的情況下切割、再成形 或凝結組織。在另一些實施方式中，電動超聲器械可與手動技術結 合使用來更有效率且精確地執行手術過程。
例如，美國專利No.5322055和No.5954736中公開的超聲器械 的例子和美國專利No.6309400B2、 No.6278218Bl 、 No.6283981Bl 和No.6325811Bl中公開的超聲刀和外科器械全部通過引用合併於 此。這些參考文獻公開了超聲器械設計和刀設計，其中，刺激刀的 縱向波節。由於一個或多個不對稱性，這些刀會出現橫向和/或扭轉 運動，此處，這種非縱向運動的特徵"波長，，小於刀及其延伸部分的 整體縱向運動的特徵"波長"。因此，非縱向運動的波形將沿著組織執行器出現橫向/扭轉運動的波節位置，而有源(active)刀沿著其
組織執行器的淨運動是非零的(即，沿著從其遠端(縱向運動的波 腹)延伸到縱向運動的第一波節位置(組織執行器部分的近側)的 長度將具有至少縱向運動)。現在將以實施例形式描述某些實施方 式，以提供對這裡描述的裝置和方法的結構、功能、製造和使用的 原理的整體理解。這些實施方式的一個或多個以說明性實施例形式 示出在附圖中。本領域普通技術人員將理解，這裡具體描述和附圖 中示出的裝置和方法是非限制性的示例性實施方式，因此各種實施 方式的範圍僅僅通過權利要求限定。結合一種示例性實施方式說明 或描述的特徵可以與其它實施方式的特徵結合。這些修改和變型意 在包含於本發明的範圍內。
圖1示出了超聲系統10的一種實施方式。在所示的實施方式 中，超聲系統10包括與超聲換能器14連接的超聲信號發生器l2、 端部執行器50以及包括手持件殼體16的手持件組件60。端部執行 器50可具有適於並能夠切割骨組織的鑿子狀形狀，可以具有適於 並能夠在骨組織中鑽小孔的圓化端部，和/或可以被構造成切割、凝 結和/或成形組織。被稱作"Langevin stack，，的超聲換能器14通常包 括換能部分18、第一共振器或者鍾端部件(end-bell) 20、和第二 共振器或者鍾前部件(fore-bell) 22以及輔助部件。超聲換能器14 的長度優選為半系統波長的整數倍(nX/2),如後面更詳細地描述 的。聲學組件24包括超聲換能器14、安裝件26、速度轉換器28 和表面30。
將會理解，這裡使用的術語"近側，，和"遠側，，是以抓握手持件組 件60的臨床醫生為參照的。因此，端部執行器50相對於更加近側 的手持件組件60處於遠側。還將理解，為了方便和清楚，這裡使 用的諸如"頂，，和"底，，等空間術語也是以抓握手持件組件60的臨床 醫生為參照的。但是，外科器械用於多種方向和位置，因此這些術 語並不是限制性和絕對的。
鍾端部件20的遠端連接到換能部分18的近端，而鍾前部件22的近端連接到換能部分18的遠端。鍾前部件22和鍾端部件20 的長度由多個變量確定，包括換能部分18的厚度、用於製造鍾端 部件20和鍾前部件22的材料的密度和彈性係數、以及超聲換能器 14的共振頻率。鍾前部件22可以從其近端向其遠端向內逐漸變細 以作為速度轉換器28來放大超聲振動振幅，或者替代地也可不具 有放大。合適的振動頻率範圍可以是大約20Hz到120kHz，且非常 合適的振動頻率範圍可以是大約30-70kHz， 一種示例性的操作振動 頻率可以是大約55.5kHz。
壓電元件32可由任何合適的材料構成，例如鋯4太酸鉛、偏鈮 酸鉛、鈦酸鉛或者其它壓電晶體材料。正電極34、負電極36和壓 電元件32的每一個具有延伸經過中心的鑽孔。正電才及34和負電極 36分別電連接到導線38和40。導線38和40裝在電纜42內並可 電連接到超聲系統10的超聲信號發生器12。
聲學組件24的超聲換能器14將來自超聲信號發生器12的電 信號轉換成機械能，以引起超聲換能器14和端部執行器50以超聲 頻率主要地縱向振動。 一種合適的發生器可以是可從俄亥俄州辛辛 那才是的EthiconEndo-surgery，Inc獲得的型號為GEN04的發生器。當 聲學組件24被供能時，通過聲學組件24可產生振動駐波。沿聲學 組件24的任意點處的振幅取決於沿聲學組件24測量振動的位置。 振動駐波的最小或者零交叉點通常稱為波節(即，運動通常最小的 位置)，且駐波中絕對值最大或者峰處通常稱為波腹(即，運動通 常最大的位置)。波腹與其最近波節之間的距離為四分之一波長 "/4)。
導線38和40將來自超聲信號發生器12的電信號傳輸至正電 極34和負電極36。壓電元件32由響應於腳3喬開關44的超聲信號 發生器12供應的電信號來供能，以在聲學組件24中產生聲學駐波。 電信號在壓電元件32中以反覆小位移的形式造成擾動，導致材料 內大的壓力。這種反覆小位移引起壓電元件32沿著電壓梯度的軸 線以連續方式擴張和收縮，以產生縱向的超聲能量波。超聲能量通過聲學組件24經由超聲傳輸波導管46傳輸至端部執行器50。
為使聲學組件24向端部執行器50傳輸能量，聲學組件24的 所有部件必須聲學連接至端部執行器50。超聲換能器14的遠端可 在表面30處通過例如柱頭螺栓48的螺紋連接件聲學連接至超聲傳 輸波導管46的近端。
優選對聲學組件24的部件進行聲學調節，使得任何組件的長 度是半波長的整數倍(nX/2)，其中，波長X為預先選擇的或聲學 組件24的操作性縱向振動驅動頻率fd的波長，n為任意正整數。還 可以想到，聲學組件24可含有任意合適的聲學元件配置。
超聲端部執行器50的長度可基本等於半系統波長(、/2)的整 數倍。超聲端部執行器50的遠端52可設置在波腹附近，以提供遠 端52的最大縱向偏移。當換能器組件通電時，超聲端部執行器50 的遠端52能夠以預定的振動頻率在例如大約10到500微米峰-峰值 範圍內、優選在大約30到150微米的範圍內運動。
超聲端部執行器50可連接到超聲傳輸波導管46。示出的超聲 端部執行器50和超聲傳輸波導管46為由適於傳輸超聲能量的材 料，例如Ti6A14V (包括鋁和釩的一種鈦合金)、鋁、不鏽鋼或者 其它已知材料構成的單個單元。替代地，超聲端部執行器50可與 超聲傳輸波導管分離(且構成不同)且例如通過柱頭螺栓、焊接、 膠接、快速連接或者其它合適的已知方法連接。超聲傳輸波導管46 的長度可例如基本等於半系統波長的整數倍(nX/2)。超聲傳輸波 導管46可優選由實心軸構成，該實心軸由有效傳播超聲能量的材 料，例如鈦合金(即，Ti6A14V)或者鋁合金等材料製成。
超聲傳輸波導管46包括位於近端的縱向突出的連接柱54,其 通過例如柱頭螺栓48的螺紋連接件連接到超聲傳輸波導管的表面 30。在所示的實施方式中，超聲傳輸波導管46包括位於多個波節 處的多個穩定矽環或者順應性(compliant)支撐件或者矽環56。矽 環56衰減不希望的振動並將超聲能量與可拆卸的護套58隔離，從 而確保超聲能量以最大效率沿縱向 動到端部執行器5 0的遠端5 2 。如圖l所示，可拆卸的護套58連接到手持件組件60的遠端。 護套58總的包括適配器或者前錐體62和細長的管狀構件64。管狀 構件64 (例如，外管)連接到適配器62並具有縱向地延伸穿過其 的開口。護套58可螺紋連接或者卡扣到殼體16的遠端。超聲傳輸 波導46延伸穿過管狀構件64的開口 ，且矽環56隔離內部的超聲 傳輸波導管46。
護套58的適配器62可由例如Ultem⑧、鋁或任何合適的材料 構成，且管狀構件64可由不鏽鋼構成。替代地，圍繞超聲傳輸波 導管4 6可具有聚合材料以將其同外部接觸隔離。
超聲傳輸波導管46的遠端可優選在波腹處或附近通過內螺紋 連接件連接到端部執行器50的近端。可以想到，端部執行器50可 通過例如焊接接頭或類似物的任何合適手段連接到超聲傳輸波導 管46。儘管端部執行器50可從超聲傳輸波導管46拆卸，但也可想 到，端部執行器50的超聲傳輸波導管46可作為單個一體件形成。
在一種實施方式中，超聲手持件組件60的手持件殼體16能夠 接收或者適應例如槌擊打或者手擊打的機械沖擊，並在手持件組件 60處於有動力和無動力狀態時將能量傳遞到端部執行器50中。在 另一種實施方式中，手持件組件60可包括撞擊板組件，例如以下 描述的圖10-13中的那些。因此，使用中臨床醫生可採用使用由換 能部分18產生的超聲振動而處於有動力狀態的手持件60來利用鑿 子狀端部執行器50切割和凝結較軟的肌肉骨骼組織。在手持件組 件60處於有動力和無動力狀態時，臨床醫生可傳遞手動地或者採 用骨鑿槌對殼體16的遠端的撞擊，以鑿進例如骨頭的較硬的肌肉 骨骼組織。
圖2示出了用於超聲器械的連接接合器/接頭70的一種實施方 式。在所示的實施方式中，連接接合器/接頭70可形成在超聲傳輸 波導管46的連接柱54和位於聲學組件24遠端處的速度轉換器28 的表面30之間。連接柱54的近端包括具有內螺紋的大致圓柱形的 凹陷66來在其內接收螺紋柱頭螺栓48的一部分。速度轉換器28的遠端也可包括具有內螺紋的大致圓柱形的凹陷68來接收螺紋柱
頭螺栓48的一部分。凹陷66、 68基本上沿周向和縱向對準。
圖3示出了超聲子組件118的一種實施方式，其能夠連接到圖 1中描述的超聲系統10的超聲手持件組件60。在所示的實施方式 中，超聲子組件118能夠連接到圖1中描述的超聲系統10的表面 30。在一種實施方式中，超聲子組件118包括護套或者外管150、 超聲傳輸波導管152、以及具有位于波腹處的遠端52的端部執行器 50。外管150具有縱向延伸穿過該外管的開口。超聲傳輸波導管152 包括遠端122和近端124並限定縱向軸線"L"。近端124包括頸部 或者過渡部分126以通過例如柱頭螺栓、焊接、膠接或者其它已知 的連接方法附接或者連接到手持件組件60的超聲傳輸表面30。將 會理解，頸部126的形狀能夠向表面30提供高效超聲耦合。在所 示的實施方式中，頸部126包括具有內螺紋的大致圓柱形的凹陷128 來在其內接收螺紋柱頭螺栓48的一部分。矽環56衰減不希望的振 動並將超聲能量與可拆卸的外管150隔離。近側止擋140的凸緣與 超聲傳輸波導管152 —體地形成並利用超聲傳輸波導管152來調 節，下文將進一步詳細地解釋。
儘管超聲子組件118可如這裡描述的超聲連接到手持件組件 60,但本領域普通技術人員將理解，這裡公開的超聲器械的各種實 施方式及其任何等同結構是可以想到可有效地與其它已知的超聲 器械結合使用，也不脫離其範圍。因此，這裡公開的各種實施方式 不應當局限於僅僅結合上述的示例性超聲器械使用。
圖4為超聲器械120的一種實施方式的俯視透視圖。圖5為沿 縱向軸線"L"截取的超聲器械120的一種實施方式的剖視圖。參照 圖4和圖5,超聲器械120包括圖3中所示的超聲子組件118。超 聲器械120包括超聲傳輸波導管152、外管150和端部執行器50。 超聲器械120非常適於執行包括骨、肌肉、關節的肌肉骨骼組織以 及諸如腱、韌帶、軟骨、關節和推間 等相關的關節周圍組織。組 織執行包括切割、凝結和鑽孔。端部執行器50具有適於並能夠切割骨組織的鑿子狀形狀或者可以具有適於並能夠在骨組織中鑽出 小孔的圓化端部。超聲器械120適於以關於圖3中的超聲子組件118
描述的方式連接到超聲系統10的手持件組件60。在一種實施方式 中，超聲器械120利用例如柱頭螺栓48的螺紋連接件或者通過焊 接、膠接、快速連接或者其它合適的已知方法連接到手持件組件60。
超聲器械120包括遠端122和近端124並限定縱向軸線"L"。 近端124包括/人近端124突出的頸部或者過渡部分126。頸部126 可通過例如柱頭螺栓、焊接、膠接、快速連接或者其它合適的已知 方法附接到超聲傳輸表面30。近端124包括具有內螺紋的大致圓柱 形的凹陷128來在其內接收螺紋柱頭螺栓48的一部分。超聲器械 120超聲連接到手持件組件60。
超聲器械120包括"敲錘，，部分130、握持部分132、以及縱向 延伸的端部執行器部分134。敲錘部分130包括敲錘136,該敲錘 136能夠在近側軸138之上沿箭頭142指示的方向滑動到凸緣或近 側止擋140。握持部分132包括向遠側超過近側止擋140設置定位 在近側套筒156(例如，軸村)之上的把手148。超聲傳輸波導管 152的遠側部分位於延伸通過端部執行器部分134的外管150的縱 向開口內側。把手148通過環或者圓周突起154固定安裝。圓周突 起154可與超聲傳輸波導管152的遠側部分一體形成或者可以固定 安裝到其上。
超聲傳輸波導管152的遠側部分包括位於多個波節處的多個 穩定矽環或者順應性支撐件56。矽環56衰減不希望的振動並將超 聲能量與外管150隔離，確保超聲能量以最大效率沿縱向流動到端 部4丸行器50的遠端52。
超聲傳輸波導管152的過渡部分152、近側軸138、近側止擋 140、以及遠側部分可作為單個一體件形成或者可以彼此可拆卸連 接。超聲傳輸波導管152的過渡部分152、近側軸138、近側止擋 140、以及遠側部分形成可以調節和連接到手持件組件60的超聲傳 輸波導管，以如參照圖1討論地放大由超聲換能器14產生的機械振動的振幅。可以調節超聲器械120使得由超聲振動引起的機械位
移能夠有效地從超聲換能器14傳遞到端部執行器50,從而使執行
器產生軸向縱向位移。
敲錘136能夠在近側軸138之上沿箭頭142指示的方向滑動。 敲錘136包括握持表面158和與端部執行器50成直線地軸向運動 的滑動配重160。當敲錘136朝遠端122軸向運動時，敲錘136的 周向的遠側表面144衝擊近側止擋140的近側表面146。近側表面 146限定接收機械沖擊形式的振動能量的區域。造成的衝擊通過超 聲傳輸波導管152傳輸以將遠端122處的端部執行器50驅動到肌 肉骨骼組織來實現治療。滑動配重160在沖擊時幫助傳輸能量。周 向的近側表面146形成沖擊區。
使用中，臨床醫生可採用連接到超聲器械120的超聲手持件組 件60來處置(effect)肌肉骨骼組織。在一個階段，端部執行器50 可以超聲地操作(例如，有動力狀態)。以此方式，臨床醫生一隻 手握持手持件組件60的手持件殼體16，並可以握持敲錘136或者 把手148且採用基本由超聲換能器14產生的能量用於組織處置。 在另一階段，臨床醫生可以一隻手握持把手148並使敲錘136沿箭 頭142指示的方向軸向運動，以使配重敲錘136的遠側表面144撞 擊在近側止擋140的近側表面146。這種動作給端部糹丸行器50以驅 動力或能量。敲錘136可在或不在超聲振動的幫助下手動操作。例 如，在超聲手持件組件60處於有動力和無動力狀態時都可採用敲 錘136。
圖6為沿縱向軸線"L"截取的振動外科器械170的一種實施方 式的剖視圖。在所示的實施方式中，振動外科器械170包括端部執 行器50,該端部執行器50非常適用於處置(例如，切割、凝結、 鑽孔)包括骨、肌肉、關節的肌肉骨骼組織以及諸如腱、韌帶、軟 骨、關節和推間盤等相關的關節周圍組織。如前已述及的，端部執 行器50可具有適於並能夠切割骨組織的鑿子狀形狀或者可以具有 適於並能夠在骨組織中鑽出小孔的圓化端部。振動外科器械170包括遠端122和近端124並限定縱向軸線"L"。
近端124包括手持件組件172。殼體188包含發生器174以驅動包括凸角178的旋轉凸輪176。在所示的實施方式中，手持件組件172並不包括壓電換能器來產生超聲振動。在不使用壓電換能器的情況下，發生器174通過機械動作產生縱向振動位移。在一種實施方式中，通過圍繞軸心175驅動凸輪176,發生器174產生各種預定頻率的縱向機械振動。凸角178可被構造為旋轉凸輪176的任何合適突出部分，以在其圓形路徑上的一個或者多個點處撞擊或者與振動傳輸波導管182的表面180機械連接。表面180具有能夠接受機械撞擊形式的振動能量的區域。凸角178將振動能量傳遞到振動傳輸波導管182中。振動傳輸波導管182用作隨動器。這在藉助表面180與凸角178接觸的振動傳輸波導管182中產生平滑的軸向振蕩。凸角178可以是筒單的圓化的光滑突起，以將動力脈衝傳遞到振動傳輸波導管182的表面180。在替代實施方式中，凸角178可以是偏心盤或者在振動傳輸波導管182隨動器中產生平滑振蕩的其他形狀，該隨動器為與凸角178接觸的杆。因此，凸角178將凸輪176的圓形運動轉換成形成縱向振蕩或振動的線性位移，這種線性位移通過振動傳輸波導管182高效地傳輸至端部執行器50的遠端52。相應地，端部4丸4於器50的遠端52經歷^^向位移以處置組織。發生器174可採用電馬達、液壓馬達或者 動馬達來圍繞軸心175驅動凸輪176。本領域普通技術人員將理解，液壓馬達使用高壓水流來4吏連接到凸輪176的軸圍繞軸心175旋轉。
振動傳輸波導管182可位於套筒186之上的手柄部分或者把手184內側。振動傳輸波導管182可限制在4巴手48內並可通過環或者圓周突起190固定安裝。圓周突起190可與振動傳輸波導管182的遠側部分一體形成或者固定安裝到其上。原則上，振動傳輸波導管182以與圖1中討論的超聲傳輸波導管46類似的方式操作。但是，可調節振動傳輸波導管182來放大和傳輸利用旋轉凸輪176和凸角178配置適當地或者可實際實現的頻率的縱向振動。不管怎樣，可以想到，振動傳輸波導管182可以超聲頻率驅動。如前已述及的，
合適的振動頻率範圍可以是大約20Hz到120kHz，且非常合適的振 動頻率範圍可以是大約30-70kHz， 一種示例性的操作振動頻率可以 是大約55.5kHz。
振動傳輸波導管182位於通過外管150限定的縱向開口內。振 動傳輸波導管182包括位於多個波節處的多個穩定矽環或者順應性 支撐件56。矽環56衰減不希望的振動並將超聲能量與外管150隔 離，從而確保超聲能量以最大效率沿縱向流動到端部執行器50的 遠端52。
使用中，臨床醫生可採用振動外科器械170來處置肌肉骨骼組 織。端部執行器50被定位在患者體內希望的組織治療區域。臨床 醫生握持把手48部分並操縱端部執行器50來處置肌肉骨骼組織。 由旋轉凸輪176和凸角178配置產生的振動通過振動傳輸波導管 182被有效地傳遞至端部執行器50的遠端52。相應地，端部執行 器50的遠端52經歷縱向位移以幫助執行切割、凝結、鑽孔組織。 因此，振動外科器械170能夠使臨床醫生對肌肉骨骼組織執行組織 處置，其精確性高於單獨利用敲錘或者使用骨鑿(例如，骨鑿子) 和槌所能夠實現的。骨鑿是用於切割或標記骨的楔形器械，通常被 稱為鑿子且由臨床醫生和槌一起來使用。
圖7是沿縱向軸向"L"截取的振動外科器械200的一種實施方 式的剖視圖。在所示的實施方式中，振動外科器械200包括端部執 行器50,該端部執行器50非常適用於處置(例如，切割、凝結、 鑽孔)包括骨、肌肉、關節的肌肉骨骼組織以及諸如腱、韌帶、軟 骨、關節和推間盤等相關的關節周圍組織。如前已述及的，端部執 行器50可具有適於並能夠切割骨組織的鑿子狀形狀或者可以具有 適於並能夠在骨組織中鑽出小孔的圓化端部。振動外科器械2 0 0包 括遠端122和近端124並限定縱向軸線"L"。
振動外科器械200在近端124處包括凸緣或者撞擊板202。撞 擊板202限定可撞擊表面203,該可撞擊表面203具有能夠接收例如來自骨鑿式槌204的槌擊打的機械撞擊形式的振動能量的凸緣區
域，並將產生的振動能量傳輸至端部執行器50內。利用槌204擊 打撞擊板202產生合適的共振，共振可以維持一段時間以與機械振 動機械一致地使端部執行器50機械偏移。振動外科器械200包括 位於外部管狀構件或者外管150內的振動傳輸波導管206。振動傳 輸波導管206的遠側部分包括位於多個波節處的多個穩定矽環或者 順應性支撐件56。矽環56衰減不希望的振動並將超聲能量與可拆 卸護套150隔離，確保超聲能量以最大效率沿縱向流動到端部執行 器50的遠端52。
振動傳輸波導管206可位於套筒186 (例如，軸襯)之上的手 柄部分或者4巴手208內側。振動傳輸波導管206可限制在4巴手208 內並可通過環或者圓周突起212固定安裝。圓周突起212可與振動 傳輸波導管206的遠側部分一體形成或者固定安裝到其上。原則上， 振動傳輸波導管206以與圖1中討論的超聲傳輸波導管46類似的 方式操作。但是，可調節振動傳輸波導管206來放大和傳輸利用骨 鑿式槌204擊打撞擊板202的可撞擊表面204可更適當地實現的頻 率的縱向振動。
使用中，臨床醫生可採用振動外科器械200來處置肌肉骨骼組 織。端部執行器50 一皮定位在患者體內希望的組織治療區域。臨床 醫生一隻手握持把手208部分並4喿縱端部執行器50來治療肌肉骨 骼組織。由擊打撞擊板202產生的振動被有效地傳遞至端部執行器 50的遠端52。端部執行器50的遠端52經歷縱向位移以幫助執行 切割、凝結、鑽孔組織。因此，振動外科器械200能夠使臨床醫生 對肌肉骨骼組織執行組織處置，其精確性高於單獨利用敲錘或者使 用骨鑿子或者調節的骨鑿所能夠實現的。
圖8是沿縱向軸向"L"截取的超聲器械240的一種實施方式的 剖視圖。在所示的實施方式中，超聲器械240包括端部執行器50, 該端部執行器50非常適用於處置(例如，切割、凝結、鑽孔)包 括骨、肌肉、關節的肌肉骨骼組織以及諸如腱、韌帶、軟骨、關節和稚間盤等相關的關節周圍組織。如前已述及的，端部執行器50 可具有適於並能夠切割骨組織的鑿子狀形狀或者可以具有適於並
能夠在骨組織中鑽出小孔的圓化端部。超聲器械240包括遠端122 和近端124並限定縱向軸線"L"。超聲器械240可以被用來作為超 聲骨錘來幫助將切割器械和例如"檢驗(trial)"裝置的硬體驅動到 例如骨頭的肌肉骨骼組織中。但在多種其它的實施方式中，超聲器 械240可以與包括用於切割、凝結和/或再成形組織的傳統超聲刀的 超聲端部執行器50結合採用。在圖8所示的實施方式中，可採用 超聲器械240來將端部執行器50驅動到組織或者用力牽拉，例如 分離肢的骨片段或者關節表面，也可以採用超聲器械240來去除緊 密楔入的器械。超聲器械240增加了手術過程中的效率和速度，同 時提供了比手動操作的骨鑿更大的精確性。
超聲器械240在近端124處包括超聲滑錘242。超聲滑錘242 可在第一凸緣或近側止擋246和第二凸緣或遠側止擋248之間沿箭 頭290、 292指示的方向在近側軸244之上滑動。超聲滑錘242包 括被稱作"Langevin stack，，的超聲換能器250並總的包括換能部分 252、第一共振器或者鍾端部件254、和第二共振器或者鍾前部件 256以及輔助部件。在所示的實施方式中，超聲換能器250是超聲 滑錘242的運動塊。如前面參照圖1中的超聲系統IO討論的，超 聲換能器250的長度優選為半系統波長的整數倍(n人/2)。聲學組 件251由超聲換能器250、近側軸244、近側止擋246和遠側止擋 248形成。在所示的實施方式中，超聲換能器250的長度為V2且 近側軸244的長度至少為所示的U，大體上標示在"A"處的波腹(例 如，軸向偏移通常最大)形成在近側軸244的遠端和近端。近側軸 244可以更長。不論如何，近側軸244的長度應當是半波長的整數 倍(nX/2)且應當比超聲換能器250至少長半個波長(A72)。超聲 器才戒240,人近側軸244的遠端至端部糹丸行器50的遠端52的長度應 當為半系統波長的整數倍(nA72)。以下更加詳細地解釋這些關係。
鍾端部件254的遠端連接到換能部分252的近端，而鍾前部件256的近端連接到換能部分252的遠端。鍾前部件256和鍾端部件 254的長度由多個變量確定，包括換能部分252的厚度、用於製造 鍾端部件254和鍾前部件256的材料的密度和彈性係數，以及超聲 換能器250的共振頻率。超聲換能器250產生超聲頻率的衝擊或者 振動並給予耦合到超聲傳輸波導管262的應力波以推進(例如，驅 動)或者去除(例如，收回)超聲器械240。當其被驅動或者連接 到由遠側止擋248的近側表面形成的遠側撞擊壓盤258時，鍾前部 件256的遠側表面用作驅動壓盤288。遠側撞擊壓盤258的表面具 有能夠接收振動形式的振動能量並將振動能量傳遞至端部執行器 50的區域。驅動壓盤288的表面位于波腹"A"處。當驅動壓盤288 連接到遠側撞擊壓盤258時，由超聲換能器250產生的超聲振動通 過超聲傳輸波導管262耦合併形成沖擊以沿著箭頭290指示的方向 將超聲器械240驅動到遠端122處的組織中。當其被驅動並連接至 由近側止擋246的遠側表面形成的近側撞擊壓盤260時，鍾端部件 254的近側表面用作去除壓盤286。近側撞擊壓盤260的表面具有 能夠接收振動形式的振動能量並將振動能量傳遞至近測止擋246的 區域。去除壓盤286的表面位于波腹"A"處。當去除壓盤286連接 到近側撞擊壓盤260時，由超聲換能器250產生的超聲振動耦合到 近側止擋246中並產生沖擊以沿箭頭292指示的方向將近側方向中 的超聲換能器250從組織收回。用於超聲滑錘242的合適的振動頻 率範圍可以是大約20Hz到120kHz,且非常合適的振動頻率範圍可 以是大約30-70kHz， 一種示例性的操作振動頻率可以是大約 55.5kHz。 一般規則是，低頻率傾向於提供更多的功率能力。在一種 實施方式中，超聲換能器250並不連接到端部執行器50，而是形成 振動的"手提鑽(jackhammer)，，。
壓電元件264可由任何合適的材料構成，例如鋯4太酸鉛、偏鈮 酸鉛、鈦酸鉛或者其它壓電晶體材料。正電極266、負電極268和 壓電元件264的每一個具有延伸經過中心的鑽孔。正電極266和負 電極268分別電連接到導線272和270。導線270和272裝在電纜274內並可電連接到超聲信號發生器276。
超聲換能器250將來自超聲信號發生器276的電信號轉換成機 械能，以引起超聲換能器250和端部執行器50以超聲頻率主要地 縱向振動。 一種合適的發生器可以是可從俄亥俄州辛辛那提的 EthiconEndo-surgery，Inc商業獲得的型號為GEN04的發生器。當聲 學組件251被激勵時，通過聲學組件251可產生振動駐波。沿聲學 組件251的任意點處的振動振幅取決於沿聲學組件251測量振動的 位置。振動駐波的最小或者零交叉點通常稱為波節(即，運動通常 最小的位置)，且駐波中絕對值最大或者峰處通常稱為波腹(即， 運動通常最大的位置)。波腹與其最近波節之間的距離為四分之一 波長(X/4)。
導線270和272將來自超聲信號發生器276的電信號傳輸至各 自的正電極268和負電極266。壓電元件264由響應於腳踏開關278 的超聲信號發生器264供應的電信號來激勵，以在聲學組件251中 產生聲學駐波。電信號在壓電元件264中以反覆小位移的形式造成 擾動，導致材料內大的壓力。這種反覆小位移引起壓電元件264沿 著電壓梯度的軸線以連續方式擴張和收縮，以產生縱向的超聲能量 波。超聲能量通過聲學組件251經由超聲傳輸波導管262傳輸至端 部執行器50。為使聲學組件251向端部執行器50傳輸能量，聲學 組件251的所有部件必須聲學連接至端部執行器50。在一種操作模 式中，超聲換能器250的遠端52可聲學連接至遠側止擋248的近 側表面258和超聲傳輸波導管262。在另一種操作模式中，超聲換 能器250的近端可通過近測軸244聲學連接至近側止擋246的遠側 表面260和超聲傳輸波導管262。
優選對聲學組件251的部件進行聲學調節，使得任何組件的長 度是半波長的整數倍(nX/2),其中，波長X為預先選擇的或聲學 組件251的操作性縱向振動驅動頻率fd的波長，n為任意正整數。 還可以想到，聲學組件251可含有任意合適的聲學元件配置。
超聲端部執行器50的長度可基本等於半系統波長(X/2)的整數倍。超聲端部執行器50的遠端52可設置在波腹"A"附近，以提
供遠端52的最大縱向偏移。當超聲換能器250通電且振動經由超 聲傳輸波導管262耦合到端部執行器50時，超聲端部執行器50的 遠端52能夠以預定的振動頻率在例如大約10到500微米峰-峰值範 圍內、優選在大約30到150微米的範圍內運動。
超聲端部執行器50可連接到超聲傳輸波導管262。在所示的 實施方式中，超聲端部執行器50、超聲傳輸波導管262、近側止擋 246和遠側止擋248以及近側軸244作為單個單元結構，由適於傳 輸超超聲能量的材料，例如Ti6A14V (包括鋁和釩的一種鈦合金)、 鋁、不鏽鋼或者其它已知材料構形成。替代地，超聲端部執行器50 可與超聲傳輸波導管262分離(且構成不同)且例如通過柱頭螺栓、 焊接、膠接、快速連接或者其它合適的已知方法連接。超聲傳輸波 導管262的長度可例如基本等於半系統波長的整數倍(nX/2)。超 聲傳輸波導管262可優選由實心軸構成，該實心軸由有效傳糹番超聲 能量的材料，例如鈦合金(即，Ti6A14V)或者鋁合金等材料製成。 在所示的實施方式中，超聲傳輸波導管262包括位於多個波節處的 多個穩定矽環或者順應性支撐件56。矽環56衰減不希望的振動並 將超聲能量與外管150隔離，從而確保超聲能量以最大效率沿縱向 "L"軸向流動到端部執行器50的遠端52。
在替代實施方式中，遠側止擋248的遠端可構造有例如螺紋連 接件的連接特徵，以利用柱頭螺栓連接到超聲傳輸波導管262或者 其它超聲(例如，整形)器械。在其它實施方式中，遠側止擋248 的遠端可構造有縱向突出的連接柱，以連接到超聲傳輸波導管262 或者其它超聲器械。在其它實施方式中，超聲傳輸波導管262或者 其它超聲器械可通過柱頭螺栓焊接、膠接、快速連接或者其它合適 的已知方法連接到遠側止擋248的遠端。
使用中，臨床醫生可操作驅動模式和收回模式的超聲器械240。 在所示的實施方式中，超聲滑錘242構造有用於臨床醫生拿持的圓 柱形把手294。在驅動模式，超聲滑錘242沿箭頭290指示的方向運動，以將超聲器械240驅動到組織中。在收回模式中，超聲滑錘
242沿箭頭292指示的方向收回超聲器械240。在替代實施方式中， 超聲滑錘242構造有手槍狀把手，從而臨床醫生能夠更像例如動力 鑽地拿持超聲滑錘242。當驅動壓盤288被沿箭頭290指示的方向 推動到遠側撞擊壓盤258時，超聲換能器250產生衝擊，該衝擊通 過超聲傳輸波導管耦合至端部執行器50,從而將駐波傳遞到待治療 的組織中。由於驅動壓盤288和遠側撞擊壓盤258都位于波腹"A" 處，因此，臨床醫生只需要施加足夠的載荷將驅動壓盤288與遠側 撞擊壓盤258 —起推動。在波腹"A"處基本上沒有振動應力，因此 最小的振動傳遞給臨床醫生的手。臨床醫生施加力直到實現希望的 效果。
超聲器械可以包括在近側套筒282之上超出近側止擋248遠側 定位的任選把手280。把手280通過環或者圓周突起284固定安裝。 圓周突起284可與超聲傳輸波導管262的遠側部分一體形成或者可 以固定安裝到其上。把手280設有用於臨床醫生在手術過程中拿持 以幫助支撐和引導超聲器械240的另外的手柄。
圖9是沿縱向軸向"L"截取的超聲器械300的一種實施方式的 剖視圖。在所示的實施方式中，超聲器械300包括端部執行器50, 該端部執行器50非常適用於處置(例如，切割、凝結、鑽孔)包 括骨、肌肉、關節的肌肉骨骼組織以及諸如腱、韌帶、軟骨、關節 和推間盤等相關的關節周圍組織，如前所述。超聲器械300包括遠 端122和近端124並限定縱向軸線"L"。超聲器械300可以被用來 作為超聲骨錘來幫助將切割器械和例如"檢驗"裝置的硬體驅動到例 如骨頭的肌肉骨骼組織中。可採用超聲器械300來將器械驅動到組 織或者用力牽拉，也可以採用超聲器械300來去除緊密楔入的器械。 超聲器械300增加了手術過程中的效率和速度，同時提供了比手動 操作的骨鑿更大的精確性。
超聲器械300在近端124處包括基本如參照圖8描述的超聲滑 錘242。超聲滑錘242可在第一凸緣或近側止擋246和第二凸緣或遠側止擋302之間沿箭頭290、 292指示的方向在近側軸244之上 滑動。在所示的實施方式中，遠側止擋302具有大致截頭圓錐的形 狀並從近端到遠端向內逐漸變細，以放大超聲換能器250產生的超 聲振動振幅。如圖9中示出的實施方式所示，圓錐過渡發生在波節 "N"處。超聲滑錘242包括超聲換能器250,如前面參照圖8所討論 的。在所示的實施方式中，超聲換能器250的長度優選為半系統波 長的整數倍(nX/2),如前面參照圖1中的超聲系統10所討論的。 聲學組件306由超聲換能器250、近側軸244、和近側止擋246或 遠側止擋302的任一形成。在所示的實施方式中，超聲換能器250 的長度為X/2且近側軸的長度為X,大體在"A"處(例如，軸向位移 通常最大處)標示的波腹形成在近側軸244的遠端和近端。超聲器 械300從近側軸244的遠端到端部執行器50的遠端52的長度應當 為半系統波長的整數倍(nX/2)。上面參照圖8詳細地解釋了這些 關係。
如前所述，超聲換能器250產生超聲頻率的衝擊或者振動並傳 遞耦合到超聲傳輸波導管304的應力波以推進(例如，驅動)或者 去除(例如，收回)超聲器械300。當超聲滑錘242沿箭頭290指 示的方向運動時，遠側驅動壓盤288被驅動或連接到由近側止擋302 的近側表面形成的遠側撞擊壓盤248。驅動壓盤288的表面位于波 腹"A"處。當驅動壓盤288連接到遠側撞擊壓盤258時，由超聲換 能器250產生的超聲振動通過超聲傳輸波導管304耦合併形成衝擊 以沿著箭頭290指示的方向將超聲器械300驅動到遠端122處的組 織中。當超聲滑錘242沿箭頭292指示的方向運動時，近側去除壓 盤286被驅動或連接到由近側止擋246的遠側表面形成的近側撞擊 壓盤260。去除壓盤286的表面位于波腹"A"處。當去除壓盤286連 接到近側撞擊壓盤260時，由超聲換能器250產生的超聲振動耦合 到近側止擋246中並產生沖擊以沿箭頭292指示的方向將近側方向 中的超聲器械300從組織收回。如前已述及的，遠側止擋302放大 由超聲換能器250產生的超聲振動的振幅。用於超聲滑錘242的合適的振動頻率範圍可以是大約20Hz到120kHz,且非常合適的振動 頻率範圍可以是大約30-70kHz, —種示例性的操作振動頻率可以是 大約55.5kHz。 一般規則是，低頻率傾向於提供更多的功率能力。
超聲換能器250將來自超聲信號發生器276的電信號轉換成機 械能，以引起超聲換能器250和端部執行器50以超聲頻率主要地 縱向振動。當聲學組件306被激勵時，通過聲學組件306可產生振 動駐波。沿聲學組件306的任意點處的振動振幅取決於沿聲學組件 306測量振動的位置。振動駐波的最小或者零交叉點通常稱為波節 (即，運動通常最小的位置)，且駐波中絕對值最大或者峰處通常 稱為波腹(即，運動通常最大的位置)。波腹與其最近波節之間的 距離為四分之一波長(X/4)。
超聲換能器250由響應於腳踏開關278的超聲信號發生器264 供應的電信號來激勵，以在聲學組件306中產生聲學駐波。超聲能 量經由超聲傳輸波導管304通過聲學組件306傳輸至端部執行器 50。為使聲學組件306向端部執行器50傳輸能量，聲學組件306 的所有部件必須聲學連接至端部執行器50。在一種操作模式中，超 聲換能器250的遠端可聲學連接至遠側撞擊壓盤258，由遠側止擋 302元件放大，並連接至超聲傳輸波導管304。在另一種操作模式 中，超聲換能器250的近端可通過超聲傳輸波導管304和近側軸244 聲學連接至近側撞擊壓盤260。
優選對聲學組件306的部件進行聲學調節，使得任何組件的長 度是半波長的整數倍(nX/2)，其中，波長X為預先選擇或聲學組 件306的操作性縱向振動驅動頻率fd的波長，n為任意正整數。還 可以想到，聲學組件306可含有任意合適的聲學元件配置。
超聲端部執行器50的長度可基本等於半系統波長(X/2)的整 數倍。超聲端部執行器50的遠端52可設置在波腹附近，以提供遠 端52的最大縱向偏移。當超聲換能器250通電且振動經由超聲傳 輸波導管262耦合到端部執行器50時，超聲端部執行器50的遠端 52能夠以預定的振動頻率在例如大約10到500微米峰-峰值範圍內、優選在大約30到150微米的範圍內運動。
超聲端部執行器50可連接到超聲傳輸波導管304。在所示的 實施方式中，超聲端部執行器50、超聲傳輸波導管304、近側止擋 246和遠側止擋302以及近側軸244作為單個單元結構，由適於傳 輸超超聲能量的材料，例如Ti6A14V (包括鋁和釩的一種鈦合金)、 鋁、不鏽鋼或者其它已知材料構形成。替代地，超聲端部執行器50 可與超聲傳輸波導管304分離(且構成不同)且例如通過柱頭螺栓、 焊接、膠接、快速連接或者其它合適的已知方法連接。超聲傳輸波 導管304的長度可例如基本等於半系統波長的整數倍(nX/2)。超 聲傳輸波導管304可優選由實心軸構成，該實心軸由有效傳播超聲 能量的材料，例如鈦合金(即，Ti6A14V)或者鋁合金等材料製成。 在所示的實施方式中，超聲傳輸波導管304包括位於多個波節處的 多個穩定矽環或者順應性支撐件56。矽環56衰減不希望的振動並 將超聲能量與可拆卸的護套或者外管150隔離，從而確保超聲能量 以最大效率沿縱向"L"軸向流動到端部才丸4亍器50的遠端52。
在替代實施方式中，遠側止擋302的遠端可構造有例如螺紋連 接件的連接特徵，以利用柱頭螺栓連接到超聲傳輸波導管304或者 其它超聲(例如，整形)器械。在其它實施方式中，遠側止擋302 的遠端可構造有縱向突出的連接柱，以連接到超聲傳輸波導管304 或者其它超聲器械。在其它實施方式中，超聲傳輸波導管304或者 其它超聲器械可通過焊接、膠接、快速連接或者其它合適的已知方 法連4妄到遠側止擋302的遠端。
使用中，臨床醫生可以前面參照圖8描述的基本類似的方式操 作超聲器械300。在所示的實施方式中，超聲滑錘242構造有圓柱 形把手294,使得臨床醫生可拿持超聲滑錘242同時運動它。為驅 動超聲器械300,臨床醫生使超聲滑錘242沿箭頭290指示的方向 運動。為收回超聲器械300,臨床醫生使超聲滑錘242沿箭頭292 指示的方向運動。在替代實施方式中，超聲滑錘242構造有手槍狀 把手，從而臨床醫生能夠更像例如動力鑽地拿持超聲滑錘242。當驅動壓盤288被沿箭頭290指示的方向推動到遠側撞擊壓盤2.58時， 超聲換能器250產生沖擊，該衝擊通過超聲傳輸波導管耦合至端部 執行器50，從而將應力波傳遞到正在治療的組織中。由於驅動壓盤 288和遠側撞擊壓盤258都位于波腹"A"處，因此，臨床醫生只需要 施加足夠的載荷一起迫使驅動壓盤288進入遠側撞擊壓盤258。在 波腹"A"處基本上沒有振動應力，因此最小的振動傳遞給臨床醫生 的手。臨床醫生施加力直到實現希望的效果。
參照圖8和圖9中所示的超聲器械240、 300,為驅動到組織 中，端部執行器50的遠端52必須克服組織的失效限制。在簡單模 式中，這表示為組織反作用力並是在端部執行器50的遠端52處垂 直作用於組織(例如，骨)以穿透組織所需的力的度量。組織表面 處所需要的用來克服組織的失效限制的超聲力可以簡單形式表示 為組織反作用力Ft:
Ft = k.x + c.x + d.x2
其中
k二組織的彈性係數； c4且織的摩擦係數；且 (1=組織的水力阻力係數。
圖10示出了包括沖擊區域的超聲器械310的一種實施方式的 側視圖。在所示的實施方式中，超聲器械310沿著軸線"L"在遠端 124和近端122之間縱向延伸。在一種實施方式中，超聲器械310 包括超聲手持件組件312。在超聲方面，手持件組件312基本類似 於圖1中描述的超聲手持件組件60並以與其基本相同的方式操作。 如前面參照圖l討論的，超聲器械310包括殼體314、換能部分18 和聲學組件24部分。在一種實施方式中，殼體314包括基本圓形 的橫截面(未示出)。超聲器械310包括外部護套58，該外部護套 含有連接到端部執行器50的超聲傳輸波導管46 (如前面圖1中討 論的)。在所示的實施方式中，端部執行器50具有鑿子形。電纜 42將超聲手持件組件312連接到超聲發生器(例如，圖1中所示的超聲發生器12)。
在一種實施方式中，超聲器械310包括撞擊板組件316。撞擊 板組件316包括凸緣或者撞擊板308。撞擊板308限定可撞擊表面 320，該可撞擊表面320具有凸緣區域，該凸緣區域能夠在手持件 組件312處於有動力或者無動力狀態時接收或適應機械衝擊，並將 能量傳輸至端部執行器50內。機械沖擊或者撞擊可例如手動地或 者利用骨錘傳遞。撞擊板318適於在可撞擊表面320處接收來自骨 錘(例如，類似於圖7中所示的錘子204 )通常的擊打或者撞擊， 而不損害超聲手持件組件312。在所示的實施方式中，撞擊板組件 316包括在近端剛性地連^l妄到撞擊板318和在遠端固定連"^妄到殼體 314的多個縱向延伸的細長支撐構件322。在一種實施方式中，殼 體14和撞擊板組件318可作為單個一體件形成。在替代的實施方 式中，殼體314和撞擊板組件318可例如通過柱頭螺栓、焊接、膠 接、快速連接或者其它合適的已知方法附裝、連接或者接合。
使用中，臨床醫生可採用處於使用由換能部分18產生的超聲 振動的有動力狀態的超聲器械310,來利用鑿子形的端部執行器50 切割和凝結較軟的肌肉骨骼組織。在超聲器械310處於有動力和無 動力狀態時，臨床醫生可採用骨鑿來擊打可撞擊表面320，以鑿例 如骨頭的較硬的肌肉骨骼組織。
圖11示出了包括衝擊區域的超聲器械330的一種實施方式的 側視圖。在所示的實施方式中，超聲器械330沿著軸線"L"在遠端 124和近端122之間縱向延伸。在一種實施方式中，超聲器械330 包括超聲手持件組件332。在超聲方面，手持件組件332基本類似 於圖1中描述的超聲手持件組件60並以與其基本相同的方式操作。 如前面參照圖l討論的，超聲器械330包括殼體334、換能部分18 和聲學組件24部分。在一種實施方式中，殼體334包括基本圓形 的橫截面(未示出)。超聲器械330包括護套58,該護套含有連接 到端部執行器50的超聲傳輸波導管46 (如前面圖1中討論的)。 在所示的實施方式中，端部執行器50具有鑿子形。電纜42將超聲手持件組件332連接到超聲發生器(例如，圖1中所示的超聲發生 器12)。
在一種實施方式中，超聲器械330包括撞擊板組件336。撞擊 板組件336包括凸緣或者撞擊板338。撞擊板338限定可撞擊表面 340,該可撞擊表面340具有凸緣區域，該凸緣區域能夠在手持件
量傳輸至端部執行器50內。機械沖擊或者撞擊可例如手動地或者 利用骨錘傳遞。撞擊板338適於在可撞擊表面330處接收來自骨錘 (例如，類似於圖7中所示的錘子204 )通常的擊打或者撞擊，而 不損害超聲手持件組件332。在所示的實施方式中，撞擊板組件336 包括一個或多個縱向延伸的細長支撐構件342和橫向壓縮構件344, 以將才童擊板組件336可拆卸連4妾至殼體334。在一種實施方式中， 橫向壓縮構件344可構造為徑向地組裝的"C"或者"U"形壓縮構件。 通過沿箭頭350指示的方向滑動地壓迫橫向壓縮構件344來接合併 壓縮形成在殼體334上的槽346，橫向壓縮構件344可徑向地組裝 到槽346。橫向壓縮構件344可通過沿箭頭348的方向施加力而徑 向去除。在接合時，橫向壓縮構件344能夠利用適於抵抗向著可撞 擊表面340撞擊的力壓迫槽。在一種實施方式中，槽346可以是基 本圍繞殼體334的圓周部分或者圓形截面部分延伸的槽。
如前面參照圖IO所討論的，在使用時，臨床醫生可採用處於 使用由換能部分18產生的超聲振動的有動力狀態的超聲器械330， 來利用鑿子形的端部執行器50切割和凝結較軟的肌肉骨骼組織。 在超聲器械330處於有動力或無動力狀態時，臨床醫生可採用骨鑿 來擊打可撞擊表面340,以鑿例如骨頭的較硬的肌肉骨骼組織。
圖12示出了包括沖擊區域的超聲器械360的一種實施方式的 側視圖。在所示的實施方式中，超聲器械360沿著軸線"L"在遠端 124和近端122之間縱向延伸。在一種實施方式中，超聲器械360 包括超聲手持件組件362。在超聲方面，手持件組件362基本類似 於圖1中描述的超聲手持件組件60並以與其基本相同的方式操作。如前面參照圖l討論的，超聲器械360包括殼體364、換能部分18和聲學組件24部分。在一種實施方式中，殼體364包括基本圓形的橫截面(未示出)。超聲器械360包括護套58,該護套中含有連接到端部執行器50的超聲傳輸波導管46 (如前面圖1中討論的)。在所示的實施方式中，端部執行器50具有鑿子形。電纜42將超聲手持件組件362連接到超聲發生器(例如，圖1中所示的超聲發生器12)。
在一種實施方式中，超聲器械360包括撞擊板組件366。撞擊板組件366包括凸緣或者撞擊板368。撞擊板368限定可撞擊表面370，該可撞擊表面370具有凸緣區域，該凸緣區域能夠在手持件
將能量傳輸至端部執行器50內。機械沖擊或者撞擊可例如手動地或者利用骨錘傳遞。撞擊板368適於在可撞擊表面330處接收來自骨錘(例如，類似於圖7中所示的錘子204 )通常的擊打或者撞擊，而不損害超聲手持件組件362。在所示的實施方式中，撞擊板組件366包括一個或多個縱向延伸的細長支撐構件372和螺紋連接件375。螺紋連接件375由內部的內螺紋部分374形成以接合圍繞殼體364的圓形橫截面部分周向形成的相應外部的外螺紋部分376。通過將內螺紋部分374旋到外螺紋部分376上，撞擊—反組件366可與殼體364接合。止擋378剛性附裝到殼體364上或者與其一體形成，以4妄觸支撐構件372的遠側壁部分380。撞擊板368包括從近端縱向延伸到遠端的套筒382。套筒382在遠端處包括凸緣390以接合定位在套筒382內的壓縮彈簧元件384。支撐構件372的近端386包括形成用來接合壓縮彈簧元件384的近端的凸緣388。壓縮彈簧元件384圍繞支撐構件384的近端386設置。撞擊板368的近端還包括球394和能夠接合併壓縮球394的表面以將撞擊板368保持就位的壓縮彈簧元件396。
如前面參照圖10和11所討-淪的，在^f吏用時，臨床醫生可採用處於使用由換能部分18產生的超聲振動的有動力狀態的超聲器械360,來利用鑿子形的端部執行器5 0切割和凝結較軟的肌肉骨骼組
織。在超聲器械360處於有動力或無動力狀態時，臨床醫生可採用骨鑿來擊打可撞擊表面370，以鑿進例如骨頭的較硬的肌肉骨骼組織。
圖13示出了包括衝擊區域的超聲器械400的一種實施方式的側視圖。在所示的實施方式中，超聲器械400沿著軸線"L"在遠端124和近端122之間縱向延伸。在一種實施方式中，超聲器才成400包括超聲手持件組件402。在超聲方面，手持件組件402基本類似於圖1中描述的超聲手持件組件60並以與其基本相同的方式操作。如前面參照圖l討論的，超聲器械400包括殼體404、換能部分18和聲學組件24部分。在一種實施方式中，殼體404包括基本圓形的橫截面(未示出)。超聲器械400包括護套58，該護套中含有連接到端部執行器50的超聲傳輸波導管46(如前面圖1中討論的)。在所示的實施方式中，端部執行器50具有鑿子形。電纜42將超聲手持件組件402連接到超聲發生器(例如，圖1中所示的超聲發生器12)。
在一種實施方式中，超聲器械400包括撞擊板組件406。撞擊4反組件406包括凸緣或者撞擊板408。撞擊才反408限定可撞擊表面410，該可撞擊表面410具有凸緣區域，該凸緣區域能夠接收來自滑(擊)錘414的擊打。滑錘414具有縱向延伸穿過其的開口。滑錘414在遠端處包括適於傳遞擊打至可撞擊表面410或者擊打可撞擊表面410。在手持件組件處於有動力和無動力狀態時，來自滑錘414的擊打將能量傳遞到端部執行器50中。撞擊板408適於在可撞擊表面410處接收來自滑錘414通常的擊打或者撞擊，而不損害超聲手持件組件402。在所示的實施方式中，撞擊^1組件406包括剛性地連接到殼體404的一個或多個縱向延伸的細長支撐構件412。<幢擊板408形成有從遠端突出到近端的軸416。軸416的近端包括凸緣418。滑(擊)錘414能夠沿箭頭420指示的方向在軸416上豐由向滑動。如前面參照圖10-12所討論的，在使用時，臨床醫生可採用處於使用由換能部分18產生的超聲振動的有動力狀態的超聲器械
400,來利用鑿子形的端部執行器50切割和凝結較軟的肌肉骨骼組織。在超聲器械400處於有動力和無動力狀態時，臨床醫生可手動地擊打可撞擊表面410或採用骨鑿以鑿例如骨頭的較硬的肌肉骨骼組織。
圖14-17示出了在遠端122處包括端部執行器452的超聲器械450的一種實施方式。超聲器械450沿著軸線"L"在遠端124和近端122之間縱向延伸。端部執行器452包括不振動夾鉗454和超聲刀456。在圖14-17所示的實施方式中，夾鉗454樞轉地安裝到樞轉點472並可如箭頭458所示從遠端旋轉至近端到達打開的折回位置，該打開的摺疊位置暴露出超聲刀456,用來再成形和凝結組織。夾鉗454可旋轉大約180。，使得在處於打開或者關閉位置處時，夾鉗454與縱向軸線基本對準以與縱向軸線成直線或者平行。夾鉗454能夠如箭頭459所示從遠端旋轉至近端到達閉合位置，用於將刀456和夾鉗454之間的組織l齊壓在刀456的一側，以使用振動的剪切作用增強組織切割/凝結效果。圖14是夾鉗454處於閉合位置的超聲器械450的一種實施方式的側視透視圖。圖15和16是夾鉗454處於部分打開位置的超聲器械450的一種實施方式的側視透視圖。圖17是夾緊臂組件處於閉合位置的超聲器械450的側視透視圖。
現在參照圖14-17,超聲器械450包括超聲手持件組件464。在超聲方面，手持件組件402基本類似於圖1中描述的超聲手持件組件60並以與其基本相同的方式操作。相應地，如前面參照圖1討論的，超聲手持件組件464也包括換能部分18和聲學組件24。超聲器械450包括從手持件組件464延伸到端部執行器454的近端的外部管狀構件或者外管462。外管462具有大致圓形的橫截面和縱向開口或孔466,以接收在收回或者折回位置的夾鉗454。內部致動器管狀構件或者內管468在外管462內縱向延伸。內管468具有縱向延伸穿過其的開口 。外管462和內管468可由不鏽鋼構成。將會認識到，外管462可由任何合適材料構成且可具有任何合適的
橫截面形狀。端部執行器452能夠執行各種任務，例如抓取組織、切割組織等。可以想到，端部執行器452可以任何合適的結構形成。
如前已述及的，端部執行器452包括不振動夾鉗354和超聲刀456。夾緊臂組件454的組織接合部分包括夾緊塾470。例如，不振動夾鉗454用來抓住組織或者向著超聲刀456壓迫組織。
超聲刀456可包括鑿子形狀並適於切割和凝結較軟的肌肉骨骼組織和鑿或者鑽較硬的例如骨駱的肌肉骨骼組織。不管如何，超聲刀456可採用在多種其它治療手術中。在一種實施方式中，超聲刀456包括位於遠側部分的切割鑿刃。超聲刀456連接到位於外管462內的超聲傳輸波導管。
夾鉗454優選在樞轉點472處樞轉地安裝接到外管462的遠端，使得夾鉗454能夠沿箭頭458、 459所示的弧形方向旋轉。樞銷474插過樞轉點472。外管462的遠端包括限定接收樞銷474的相應孔478A和478B (未示出)的突起476A和476B。樞銷474可以任何合適的結構限制在孔478A、 478B內。內管468開口包含安裝到夾4計454的近端的致動器杆490。當致動器杆490沿箭頭482指示的方向從近端軸向運動到遠端時，致動器杆490驅動夾緊臂組件沿箭頭458指示的方向繞樞轉點472旋轉至其打開位置。當夾鉗454處於打開位置時，形成在夾鉗454的頂部表面上的縱向通道486在其內4妄收內管468的縱向部分。軸向可動的致動器杆490可以任何適合的方式運動，且在一種實施方式中由開關480控制。當致動器杆490沿箭頭484指示的方向從遠端軸向運動到近端時，致動器杆490驅動夾鉗454沿箭頭459指示的方向繞樞轉點472旋轉至其閉合或者夾緊位置。
夾緊墊470附裝到夾鉗454上並用於擠壓超聲刀456和夾鉗454之間的組織。夾緊墊470可通過粘合劑或者優選通過機械緊固配置安裝到夾鉗454上。鋸齒488可以形成在夾緊墊470的夾緊表面上並垂直超聲刀456的軸線延伸，以允許抓取、操縱、凝結和切割組織，而不會在夾鉗454和超聲刀456之間滑動。
夾緊墊470可由聚合或者其它順應性材料形成並在夾鉗454處於其閉合位置時接合超聲刀456。優選地，夾緊墊470由具有低摩擦係數但具有極大剛性的材料、例如TEFLON , (E丄Du Pont deNemours and Company關於聚合物聚四氟乙烯(PTFE)的商標名)形成以提供組織抓取能力。夾緊墊470可以用其他材料形成，諸如聚醯亞胺材料和/或其他填充的材料，例如石墨或者TEFLON填充的聚醯亞胺材料。聚醯亞胺材料的一種例子是VESPEL⑧(E丄DuPont de Nemours and Company的商標名)。例3口 ，聚醯亞胺才是供一種塑料、金屬和陶瓷的物理特性的獨特結合。在一個實施例中，夾緊墊470可以由多個部件和多種材料形成。例如，夾緊墊470可包括一種由TEFLON形成的部件和由聚醯亞胺形成的另一部件。夾緊墊470可包括基本材料和至少兩種填充材料，以允許基本材料和所述至少兩種填充材料利用不同的硬度、剛度、潤滑性、動摩擦係數、傳熱係數、耐磨性、熱變形溫度和/或熔化溫度來選擇，以提高夾緊墊470的耐用性，這在採用高夾緊力時是重要的，因為夾緊墊470在高夾緊力時比低夾緊力時磨損得更快。例如，填充15%石墨、30%PTFE的聚醯亞胺夾緊墊470可在4.5磅夾緊力時與100%PTFE夾緊墊在1.5磅夾緊力時提供相同或者更好的耐用性。填充15%石墨、30% PTFE的聚醯亞胺夾緊墊470的優勢在於增加的耐熱性，這提高了夾緊墊470的整體耐用性。與PTFE夾緊墊高達大約660。F的有用熱阻相比，這種聚醯亞胺複合夾緊墊具有高達800。F到大約1200。F的有用熱阻。替代地，其它材料也可用於夾緊墊470的一部分，例如陶瓷、金屬、玻璃和石墨。
在替代實施方式中，夾鉗454能夠收回而不是折回。在一種實施方式中，超聲刀456也能夠以合適方式收回。
圖18-20示出可以與圖14-17中討論的超聲器械一起採用的端部執行器的一種實施方式。在所示的實施方式中，適於並構造有圖18-20中示出的端部執行器502的超聲器械450整體被示作超聲器械500。超聲器械500的一種實施方式包括位於遠端122的端部執 行器502。超聲器械500沿著軸線"L"在遠端124和近端122之間縱 向延伸。端部執行器502包括不振動夾鉗504和超聲刀456。夾鉗 504比圖14-17中所示的端部執行器452的夾鉗454提供增加的機 械優勢。圖18是夾臂組件504處於閉合位置的端部執行器502的 一種實施方式的俯視透視圖；圖19是夾臂組件502處於打開位置 的端部扭J亍器504的一種實施方式的俯視透一見圖；圖20是夾鉗504 處於打開位置的端部執行器502的一種實施方式的分解圖。
參照圖18-20,夾鉗504樞轉地安裝在樞轉點506處並能夠如 箭頭458所示從遠端到近端旋轉至打開位置，該打開位置使超聲刀 暴露出來用於再成形和凝結組織。夾鉗504能夠如箭頭459所示從 遠端到近端旋轉至閉合位置，用於將刀456和夾4甘504之間的組織 向刀456 —側擠壓，從而利用振動的剪切動作來提高組織切割/凝結 效果。夾鉗504包括夾緊墊470，該夾緊墊470上構造有垂直於超 聲刀456的軸線"L"延伸的鋸齒488。鋸齒488允許組織被抓取、操 縱、凝結和切割，而不在夾鉗504和超聲刀456之間滑動。
超聲器械500包括外管462。如前所述，外管462具有大致圓 形截面和縱向開口或者孔466以接收處於收回或者折回打開位置的 夾鉗504。外管462能夠接收第一內管518,該第一內管包括"D"形 截面並在其內限定孔520以衝妾收細長構件512的遠側部分。細長構 件512包括樞轉基礎構件515和通道514。通道514能夠接收致動 器杆516。外管462包含能夠接收刀456的超聲傳輸波導管457部 分的第二內管522。
樞轉點506設置在細長構件512的遠端處。夾鉗504通過穿過 第一孔510A、第二孔510B和第三孔510C接收的樞銷508可樞轉 地安裝到樞轉點506。夾鉗504利用第 一連杆532A和第二連杆532B 連接到致動器杆516。第一和第二連杆532A、 532B利用穿過形成 於第一連杆532A的遠端處的第一孔528B、形成在第二連杆532B 的遠端處的第二孔530B、和形成在夾鉗504中的狹槽536接收的銷534連接到夾鉗504。狹槽536與縱向軸線"L"成一定角度地形成， 以使銷534能夠在夾鉗504旋轉過程中在狹槽536內具有一定自由 度的運動。第一和第二連杆532A、 532B利用穿過形成於第一連杆 532A的近端處的第一孔528A、形成在第二連杆532B的近端處的 第二孔530A、和形成在致動器杆516的遠端處的第三孔540接收的 銷526連接到致動器杆516。
圖21-24示出了夾鉗504從圖21中的打開位置轉換成圖24中 的閉合位置和圖22和23中的中間位置。如圖所示，當致動器杆516 沿箭頭482指示的方向被推進時，在第一和第二連杆532A、 532B 上施加推進力，夾鉗504沿箭頭459指示的方向圍繞樞轉點506樞 轉至圖18所示的夾鉗504閉合位置。此時，夾緊墊470頂靠刀456。 當致動器杆516沿箭頭484指示的方向收回時，在第一和第二連杆 532A、 532B上施加收回力，且夾4計504沿箭頭458指示的方向圍 繞樞轉點506樞轉到圖19所示的夾鉗504打開位置。
圖25和26示出了可以與圖14-17中討論的超聲器械450 —起 採用的端部執行器552的一種實施方式。超聲器械450適於並構造 有圖25和26中所示的端部執行器552,總體上被稱為超聲器械550。 超聲器械550的一種實施方式包括位於遠端122處的端部執行器 552。超聲器械550沿著軸線"L"在遠端124和近端122之間縱向延 伸。端部執行器552包括不振動夾鉗504和超聲刀556。夾鉗504 比圖14-17中所示的端部執行器452的夾鉗454提供增加的機械優 勢。圖25是夾臂組件504處於打開位置的端部執行器552的一種 實施方式的俯一見透視圖；且圖26是夾鉗504處於打開位置的端部 執行器552的一種實施方式的分解圖。
參照圖25和26，端部執行器552包括如前面參照圖18-24描 述的樞轉安裝在樞轉點506處的夾鉗504。端部執行器552包括超 聲刀556，該超聲刀556具有寬闊的基本上平的頂部表面558和光 滑的基本上圓的底部表面560且非常適於凝結和組織再成形應用。 刀556的寬闊的基本上平的頂部表面相對於寬度非常寬和薄，非常適於從骨去除肌肉組織且被稱為超聲提升刀。
超聲器械550包括外管462。如前所述，外管462具有大致圓 形截面並限定縱向開口或者孔466以接收處於收回或者折回打開位 置的夾鉗504。外管462能夠接收內管562，內管562包括圓形截 面，且壁554限定接收細長構件512的第一孔566和接收刀556的 超聲傳輸波導管部分577的第二孔。細長構件512包括樞轉基礎構 件515和通道514。通道514能夠4妄收致動器杆516。
樞轉點506形成在細長構件512的遠端。夾鉗504利用穿過第 一孔510A、第二孔510B和第三孔510C接收的樞銷508可樞轉地 安裝到樞轉點506。夾鉗504利用第一連杆532A和第二連杆532B 連接到致動器杆516。第一和第二連杆532A、 532B利用穿過形成 於第一連杆532A的遠端處的第一孔528B、形成在第二連杆532B 的遠端處的第二孔530B、和形成在夾鉗504中的狹槽536接收的銷 534連接到夾鉗504。狹槽536與縱向軸線"L"成一定角度地形成， 以使銷534能夠在夾鉗504旋轉過程中在狹槽536內具有一些運動 自由度。第一和第二連杆532A、532B利用穿過形成於第 一連杆532A 的近端處的第一孔528A、形成在第二連杆532B的近端處的第二孔 530A、和形成在致動器杆516的遠端處的第三孔540接收的銷526 連接到致動器杆516。圖21-24示出了夾鉗504從圖21中的打開位 置轉換到圖24中的閉合位置和圖22和23中的中間位置。
這裡公開的裝置可設計成在一次使用後丟棄,或者可設計成多 次使用。然而，在任一種情況下，該裝置可在至少一次使用後修復 以備再次使用。修復可包括裝置的拆卸、接著清洗或更換特定部件 和隨後的重新組裝這些步驟的任意組合。特別地，該裝置可以被拆 卸，任何數量的特定部件或零件可以有選擇地以任意組合被更換或 去除。在清洗和/或替換特定部件之後，該裝置可在修復設備中或在 即將進行手術程序之前由手術隊進行重新組裝以便以後使用。本領 域普通技術人員將會理解對該裝置的修復可利用用於拆卸、清洗/ 替換、和重新組裝的各種技術。這些技術的使用以及產生的修復好的裝置也全都在本申請的保護範圍內。
優選地，本文中公開的各種實施方式將在外科手術前,皮處理。 首先，獲取新的或者使用過的器械並在需要的情況下對其進行清 潔。該器械然後進行滅菌。在一種滅菌工藝中，器械被放置在閉合 且密封的容器中，例如塑膠袋或者TYVEK (高密度聚乙烯合成紙
袋)。容器和器械然後被放置在可穿透容器的輻射場中，諸如Y射 線、x射線或者高能電子。輻射殺死器械上以及容器中的細菌。滅
菌後的器械然後可被儲存在無菌容器中。密封的容器保持器械處於 無菌狀態，直到其在醫學設施中被打開。
優選使裝置被滅菌。這可以通過本領域技術人員已知的多種方
式，包括(3或者Y射線、環氧乙烷、蒸汽和其它方法來完成。
儘管這裡已經描述了多種實施方式，但可以實施這些實施方式 的修改和變型。例如，可以採用不同類型的端部執行器。同樣，盡 管公開了用於特定部件的材料，但可以使用其它材料。前文的描述 和權利要求用來覆蓋所有這些變型和修改。
出版物或者其它公開材料，僅限於被併入的材料不會與本申請中公 開的定義、陳述或者其它公開的材料相矛盾的部分。如此一來，必
權利要求
1.一種外科器械，包括端部執行器，該端部執行器包括能夠旋轉的夾鉗，所述夾鉗包括組織接合部分和致動器接合部分，其中，所述能夠旋轉的夾鉗能夠圍繞樞轉點從閉合位置旋轉至打開位置，並且在所述閉合位置和打開位置，所述夾鉗與由端部執行器限定的縱向軸線基本對準。
2. 如權利要求1所述的外科器械，包括能夠沿所述縱向軸線產 生預定頻率振動的換能器。
3. 如權利要求2所述的外科器械，其中，所述端部執行器包括 至少 一個治療區域和遠側尖端，所述遠側尖端連接到所述換能器並 與所述縱向軸線基本對準，其中所述遠側尖端能夠通過所述換能器 產生的振動相對於所述軸線運動。
4. 如權利要求3所述的外科器械，其中，所述治療區域包括具 有鑿子形遠側尖端的超聲刀。
5. 如權利要求3所述的外科器械，其中，所述治療區域包括超 聲刀，該超聲刀具有寬闊的基本平的頂部表面和光滑的基本圓的底 部表面。
6. 如權利要求1所述的外科器械，包括連接到所述夾鉗的致動 器構件，其中，所述致動器構件能夠沿所述縱向軸線在第一方向上 運動，以導致所述夾鉗圍繞所述樞轉點旋轉至閉合位置，並能夠沿 著所述縱向軸線在第二方向上運動，以導致所述夾鉗圍繞所述樞轉 點旋轉至打開位置。
7. 如權利要求6所述的外科器械，其中，所述夾鉗的所述致動 器接合部分包括縱向通道，以在夾鉗處於打開位置時在其內接收所 述致動器構件的縱向部分。
8. 如權利要求7所述的外科器械，其中，所述致動器構件包括 縱向延伸穿過其的開口，並且還包括連接到位於所述開口內的夾鉗 的致動器杆。
9. 一種用於處理手術用外科器械的方法，包括 獲取權利要求1所述的外科器械； 為所述外科器械滅菌；並且 將所述外科器械存儲在滅菌容器中。
10. —種用於處理外科器械的方法，該方法包括 獲取權利要求1所述的超聲外科器械；將所述能夠旋轉的夾鉗從所述外科器械的端部執行器分離；且執 行以下動作之一重新組裝所述能夠旋轉的夾鉗，為所述能夠旋轉的夾鉗再次滅 菌；和將再次滅菌的能夠旋轉的夾鉗重新連接到所述外科器械的端 部執行器；或者將另外的經滅菌的能夠旋轉的夾鉗連接到所述外科器械的端部 執行器。
11. 一種外科器械，包括限定縱向軸線的細長的振動傳輸波導管，所述波導管具有遠端和 近端；和形成在所述近端上的至少一個撞擊表面，所述至少一個撞擊表面 能夠接收機械沖擊形式的振動能量。
12. 如權利要求11所述的外科器械，包括定位在所述近端處的 凸輪和凸角配置，其中，所述凸輪連接到發生器以使凸輪沿圓形路 徑運動，且所述凸角在所述圓形路徑的至少一個點處與所述撞擊表 面機械連接。
13. 如權利要求11所述的外科器械，其中，所述發生器包括電 動馬達。
14. 如權利要求11所述的外科器械，其中，所述發生器包括液 壓馬達。
15. 如權利要求11所述的外科器械，其中，所述發生器包括氣 動馬達。
16. 如權利要求11所述的外科器械，其中，所述振動傳輸波導管的所述近端包括沿著所述縱向軸線定位的軸；能夠連接到所述換能器的頸部，所述換能器能夠沿著所述縱向軸線產生預定頻率的振動；以及包括縱向通道的滑錘，所述滑錘能夠在所述頸部和所述至少一個 撞擊表面之間可滑動地接合所述軸。
17. 如權利要求11所述的外科器械，包括限定縱向通道的把手， 所述把手能夠在所述至少一個撞擊表面的遠端接合振動傳輸波導管 的一部分。
18. —種用於處理手術用外科器械的方法，包括 獲取權利要求11所述的外科器械； 為所述外科器械滅菌；並且 將所述外科器械存儲在滅菌容器中。
19. 一種用於處理外科器械的方法，該方法包括 獲取權利要求11所述的外科器械； 將所述撞擊表面從所述振動傳輸波導管的近端分離；且 執行以下動作之一重新組裝所述撞擊表面，為所述撞擊表面再次滅菌；和將所述撞 擊表面重新連接到所述振動傳輸波導管；或者將另外的經滅菌的撞擊表面連接到所述外科器械的振動傳輸波 導管。
20. —種將撞擊表面安裝到如權利要求11所述的外科器械的振 動傳輸波導管的近端的方法，所述方法包括焊接、螺接或者膠接。
21. —種外科器械，包括限定縱向軸線的細長的振動傳輸波導管,所述波導管具有遠端和 近端；和具有遠端和近端的超聲滑錘，所述超聲滑錘位於所述波導管的所 述近端上，所述超聲滑錘包括能夠產生預定頻率振動的換能器。
22. 如權利要求21所述的外科器械，包括軸，其包括遠端和位於所述波導管近端上的近端，以可滑動地在其上面接收超聲滑錘，所述超聲滑錘包括遠端上的驅動壓盤；和定位在所述軸的遠端上的遠側撞擊壓盤，其能夠接收所述驅動壓 盤以將所述振動耦合到所述超聲波導管。
23. 如權利要求22所述的外科器械，其中，所述超聲滑錘包括 近端上的去除壓盤，所述軸包括定位在所述軸的近端上的近側撞擊 壓盤，其能夠接收所述去除壓盤以將所述振動耦合到所述近側撞擊 壓盤。
24. 如權利要求22所述的外科器械，其中，定位在所述軸的遠 端上的遠側撞擊壓盤包括大致截頭圓錐形狀並且從其近端到其遠端 向內逐漸變細，並能夠放大換能器產生的振動的振幅。
25. —種用於處理手術用外科器械的方法，包括 獲取權利要求21所述的超聲外科器械； 為所述外科器械滅菌；並且 將所述外科器械存儲在滅菌容器中。
26. —種用於處理外科器械的方法，該方法包括 獲取權利要求21所述的外科器械； 將所述超聲滑錘從所述超聲傳輸波導管分離；且 ，執行以下動作之一重新組裝所述超聲滑錘，為所述超聲滑錘再次滅菌；和將所述超 聲滑錘重新連接到所述超聲傳輸波導管；或者將另外的超聲滑錘連接到所述外科器械的超聲傳輸波導管。
27. —種超聲器械，包括限定縱向軸線的殼體，所述殼體具有遠端和近端； 能夠沿著所述縱向軸線產生預定頻率振動的換能器； 定位在所述殼體的近端處的撞擊板組件，所述撞擊板組件包括限 定可撞擊表面的凸緣，所述可撞擊表面具有能夠接收機械衝擊的區 域和連接到所述撞擊板和所述殼體的至少 一 個支撐構件。
28. 如權利要求27所述的超聲器械，其中，所述撞擊板剛性連接到所述殼體。
29. 如權利要求27所述的超聲器械，其中，所述撞擊板可拆卸地連接到所述殼體。
30. 如權利要求29所述的超聲器械，其中，所述殼體包括槽， 且所述支撐構件包括橫向壓縮構件以可滑動地接合和壓縮所述槽。
31. 如權利要求30所述的超聲器械，其中，所述殼體包括具有 圓形橫截面的至少一部分，且所述槽形成在所述殼體的所述圓形橫 截面部分之上。
32. 如權利要求29所述的超聲器械，其中，所述殼體包括具有 圓形橫截面的至少一部分和形成在所述圓形橫截面部分上的外部的 外螺紋部分，且所述支撐構件包括內部的內螺紋部分以接合相應的 外螺紋部分，從而形成螺紋連接。
33. 如權利要求27所述的超聲器械，包括 從所述撞擊板組件延伸的軸；滑錘，所述滑錘包括縱向延伸穿過其的開口，且所述滑錘能夠可 滑動地接合所述軸並將機械衝擊加在所述撞擊板組件的可撞擊表面 上。
34. 如權利要求33所述的超聲器械，包括形成在所述軸的遠端上的凸緣，其中，所述滑錘能夠在所述凸緣 和所述撞擊板組件的可撞擊表面之間滑動。
35. —種用於處理手術用外科器械的方法，包括 獲取權利要求27所述的超聲器械； 為所述外科器械滅菌；並且將所述超聲器械存儲在滅菌容器中。
36. —種用於處理超聲器械的方法，該方法包括 獲取權利要求27所述的超聲器械；將所述撞擊板組件從所述超聲器械的殼體的近端分離；且 4丸行以下動作之一重新組裝所述撞擊板組件，為所述撞擊板組件再次滅菌；和將所述撞擊板組件重新連接到所述超聲器械的殼體；或者將另外的經滅菌的撞擊板組件連接到所述超聲器械。
37. —種將撞擊板組件安裝到如權利要求27所述的超聲器械的 殼體的近端的方法，所述方法包括焊接、螺接或者膠接。
38. —種操作超聲器械的方法，所述超聲器械包括限定縱向軸線 的殼體，所述殼體具有遠端和近端，所述超聲器械包括傳輸波導管， 所述方法包^":擊打所述超聲器械的殼體的遠端，以沿著所述縱向軸線產生所述 傳輸波導管的位移，所述超聲器械還包括能夠沿著所述縱向軸線產 生預定頻率振動的換能器。
39. 如權利要求38所述的方法，其中，所述超聲器械還包括撞 擊板組件，所述撞擊板組件包括限定可撞擊表面的凸緣，所述可撞 擊表面具有能夠接收機械衝擊的區域和連接到所述撞擊板和所述殼 體的至少一個支撐構件，所述方法包括擊打所述撞擊板組件，以沿著所述縱向軸線產生所述傳輸波導管 的位移。
全文摘要
一種外科器械，包括限定縱向軸線的細長的傳輸波導管。該傳輸波導管具有遠端和近端。至少一個撞擊表面形成在所述近端上並能夠接收振動能量。
文檔編號A61B17/32GK101674782SQ200880014572
公開日2010年3月17日 申請日期2008年3月19日 優先權日2007年3月22日
發明者A·M·澤沃林斯基, F·B·斯圖倫, K·L·豪瑟, M·C·米勒, T·D·洛佩斯 申請人:伊西康內外科公司