CN106974761A - 用于去除玻璃体及其它组织的振动外科手术装置 - Google Patents

Abstract

眼科手术装置(10)包括具有远端(14)和近端(16)的壳体(12)。套管(18)附接到壳体远端(14)，并具有远侧末端(20)，所述远侧末端具有至少一个端口(22)，所述端口与延伸通过套管(18)并与壳体(12)中的抽吸路径(24)连通的管腔(19)连通。振动源(26)保持在壳体(12)内，用于振动所述远侧末端(20)，以便有助于去除玻璃体和其它组织。抽吸源(152)连接到抽吸路径(24)以用于将负压力施加到管腔(19)和至少一个端口(22)以用于将流体、玻璃体和其它组织从眼睛去除。

Description

用于去除玻璃体及其它组织的振动外科手术装置

本发明专利申请是2013年9月6日提交的名称为“用于去除玻璃体及其它组织的振动外科手术装置”的发明专利申请No.201380046498.9(国际申请号PCT/US2013/058533)的分案申请。

技术领域

本实施例涉及一种用于从患者的眼睛去除玻璃体和其它组织的眼科手术装置，以及更具体地涉及一种眼科手术装置，其振动具有至少一个端口的套管以便破坏玻璃体和其它组织并将其从眼睛抽出。

背景技术

玻璃体切除术切割器(vitrectomy cutters)(或简称玻璃体切割器“(vitcutters)”)是眼科医疗装置的附件，其代表用于将玻璃体(vitreous humour)(在眼科内通常被称为“玻璃体”或“玻璃”)从位于水晶体和视网膜之间的眼睛后段去除。有时玻璃体因为其由降低视力的物质所污染(例如来自破裂血管的血液，或被称为玻璃体漂浮物的其它细胞物质，其在视野中形成斑点)而被去除。其它时候玻璃体被去除以便提供到达视网膜上或附近结构的外科手术。此外，玻璃体被去除以便缓解施加到视网膜和眼睛其它组织上的张力。

玻璃体是约98％至99％的水，但它是与玻璃体蛋白结合到一起。玻璃体蛋白是“具有糖胺聚糖透明质酸的II型胶原纤维的网络”(摘自http://en.wikipedia.org/wiki/ Vitreous humour)。玻璃体具有柔软的凝胶体稠度和比水高两到四倍的粘度。玻璃体纤维或丝锚固到玻璃体膜(vitreous membrane)(或玻璃体膜(hyaloids membrane))，其部分地靠近视网膜定位，拉动玻璃体膜会由于玻璃体膜被远离视网膜拉动而导致视网膜的光学畸变或甚至损坏。从流体动力学的角度来看，玻璃体由于它是含有糖胺聚糖的水基物质而可处理成触变体，表现出剪切稀化，并作为基质。因此，玻璃体是被归类为触变体的体内细胞外物质(参见针对基质和触变体的Wikipedia.org)。

长的胶原纤维产生凝胶状稠度并防止玻璃体至少以三种方式直接从后段吸出(不预先破坏)。首先，玻璃体纤维连沿着足够的材料拉动以防止玻璃体通过真空吸引而被直接抽吸到小孔内。也就是说，一小部分将被抽吸到孔内，沿着不会适配通过孔的较大部分拉动，从而将孔堵塞。其次，即使通过使用足够大的孔和足够强的真空，部分玻璃体被成功地拉入到抽吸装置内，但是玻璃体的粘性性质会抓住抽吸装置的内壁，将流速降低到所期望的外科手术水平以下。第三，即使针对短的时间段建立连续的流，但是尚未拉动通过孔的玻璃体丝的端部将继续把物质朝向它们拉动，最终拉动和损害其它结构，诸如玻璃体膜或视网膜；这被俗称为由视网膜外科手术医生进行的“牵拉”。如果外科手术医生感觉到受伤的风险足够高，则他们将不会试图不以割断或破坏的一些形式被动地直接抽吸玻璃体。例如，当在外科手术期间存在进入到后段内的脱落的水晶体碎片，常见的是水晶体碎片经由超声波晶状体乳化而被去除之前进行玻璃体切除术(切除玻璃体)；这将消除牵拉的危险，如果在玻璃体内尝试进行超声波晶状体乳化则会发生牵拉。

取决于所治疗的疾病状态，可以各种量去除玻璃体。通常将玻璃体从眼球的中心去除以便提供接近眼睛后表面周围的各个区域。玻璃体从如下区域去除，外科手术医生出于治疗的原因需要接近所述区域，例如，以便提供对覆盖和掩盖特定视网膜区域的膜的安全直接接近。玻璃体也可从外科手术医生识别为防止由牵拉或拉动而会在将来损坏视网膜所必需的区域去除。在最后的这两种情况下，外科手术医生会希望从可接近视网膜的特定区域尽可能多地去除玻璃体。

在大多数情况下，通过巩膜获得接近玻璃体。在一些情况下，被称为玻璃体脱出，保持水晶体的囊袋后壁在白内障外科手术期间使用超声波晶状体乳化(超声波乳化)而破裂。在这些情况下，通过角膜进入可将前段中的玻璃体以及来自后段前部的一些玻璃体去除。当前的临床实践是必须使用单独的玻璃体切除装置来去除玻璃，而不是使用超声波晶状体乳化(超声波乳化)装置。如果外科手术医生试图通过超声波装置使用水晶体去除末端或通过冲洗/抽吸机头使用囊体抛光头去除玻璃体，则机头针由粘性的玻璃体堵塞，并在眼睛后段中的元件上产生牵拉(出于上述原因)并且变得无效。在该行业中人们普遍认为不能使用具有标准末端的超声波乳化装置将玻璃体从前房去除。

关于超声波的许多专利描述了一般性地将眼部组织以及专门将水晶体组织破碎成碎片或小片。当考虑去除水晶体时，将其描述成与冲洗液混合的破碎水晶体的碎片浆提供相当精确的模型。鉴于给定玻璃体的纤维化、粘性、胶状性质，这是对组织的较不准确的描述。

鉴于上述情况，用于去除玻璃体的装置的一个主要设计目的是断开玻璃体丝，允许抽吸到切割器内，改善通过切割器的流动性，并使切割器外部的牵拉最小化。一个附加的目的是最大限度地减少抽吸端口和所述装置端部之间的距离，这样一来，只要实现低牵拉目标，玻璃体就可从尽可能靠近视网膜的区域去除。

在临床上，用户希望实现五个目标：快速去除玻璃体，通过尽可能小的切口进入到眼睛内，避免牵拉或直接切割而对视网膜造成机械损伤，最大限度地减少眼睛内的输注压力，并保持眼睛内的稳定和正压力。缓慢去除玻璃体意味着更长的外科手术时间，这对于患者和患者的眼睛而言是有压力的。较大的伤口需要跨过切口缝合以便闭合，可能引起不适和光学畸变。机械性的视网膜损伤可能导致盲点或慢性视力退化。高输注压力可能限制到视网膜的血液流动，从而可能导致对视网膜造成永久性的损伤。眼内压力的波动可导致组织意外移动到切割器的嘴部内，或造成眼睛瞬间失明。此外，当与玻璃体接触时，在超声波导管的末端处可能形成气泡，从而使得手术部位的视觉模糊并不利地影响眼内液流。这些气泡，通常被称为空穴，也有可能损伤并不意旨被损伤的组织。

这些目标可能彼此冲突。在一般情况下，组织抽吸路径必须得到更大化以便加快玻璃体的去除；而较大的抽吸路径又需要更大的切口来插入套管，并需要更高的输注压力来支撑流入到眼睛内的水以便保持眼内压力稳定。低输注压力针对眼内压力的波动提供较少的安全余量。另一个复杂的因素是对于给定压差而言的玻璃体流动通常小于水的流动；以及玻璃体和水因为它们都是透明的而在外科手术期间难于通过目视来区分。如果组织切割器的嘴部进入到水内，则输注压力必须设定得足够高以保持房室稳定，或抽吸真空必须设定在较低水平下，最大限度地减少玻璃体流动以及堵塞组织切割器的风险。因此，人们希望提供一种手术装置，其允许使用邻近正常生理眼内压力水平的输注压力，并且仍然通过小管腔实现满意的玻璃体流动，同时在外科手术过程中保持眼内压力稳定。

已经存在提到用超声波装置去除玻璃体的专利和科学论文，但是没有教导如何在外科手术过程中以无牵拉的方式安全可靠地去除玻璃体。

Banko的US3,805,787公开了用超声波装置去除玻璃体。该装置包括护罩，所述护罩限制超声波能量并通过保持组织不远离超声波探头去除而提供安全因素，诸如保护视网膜。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

Jones的US3,941,122教导将玻璃体凝胶从优选脉冲的体积小的高频率源去除。操作频率在“至少90-100MHz的数量级上”，显著高于在标准的眼科显微外科手术系统中所采用的常规的20至60千赫的频率。此外，换能器被确定为位于辐射端部本身内。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

Kossovsky等人的US4,531,934教导利用超声波并利用在一端部处具有单个开口的针来粉碎和抽吸包括玻璃体的眼内组织，所述端部具有的直径显著小于针轴向孔的直径。其包括“...开口的横向端壁部和...结合到一起...钻孔以便形成抽吸眼内组织的真空”，或不借助于辅助抽吸泵的抽吸，这可能导致不可接受的低流速。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

Spinosa等人的US4,634,420主要涉及超声波系统，其具有用于输送治疗流体的改进的可去除护罩装置。提及对玻璃体使用的参考。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

Perkins的US6,126,629公开了具有多个端口的一种超声波乳化针，所述端口包括轴向端口，即在远侧末端顶点上的端口，其在后囊附近是安全的，使得不会发生玻璃体脱出。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

Banko的US6,299,591描述了一种超声波乳化器，其包括具有不同几何形状的末端和抽吸端口的针的几个实施例。不同的末端设计用于根据需要集中超声波能量。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

Wuchinich的US2007/0255196描述了一种超声波振动的固体末端，其由固定的护罩包围以便玻璃体液化。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

研究论文已经针对在玻璃体内利用超声波但不是同时输注和抽吸而发表。例如，在超声波玻璃体切除术-一种当前所使用的机械程序的替代技术(UltrasonicVitrectomy-an Alternative Technique to Presently Used Mechanical Procedures)(Lietgeb，Schuy和Zirm在Graefes Archives of Clinical and ExperimentalOphthalmology，卷209，第263-268页，1979)中，作者在60千赫下用2毫米直径的探头，其具有位于后房中部内的未知行程，以便液化牛玻璃体，并测量所述探头远侧末端周围的液化区域的直径。然而，没有作出尝试通过装置将玻璃体从房室抽吸出来。没有有关在去除过程中玻璃体牵拉的论述。

具有可相对于外部切割器移动的内部切割器的机械玻璃体切割器是公知的并基本上是所使用的玻璃体切割器的唯一类型。几乎所有的机械玻璃体切割器是具有轴向往复内部切割器的挤切(guillotine)-类型的。然而，在现有技术中存在内部切割器的实例，其横过外部切割器上的端口来回旋转或摆动。因为可能会损伤视网膜的对未切割玻璃体的可能牵拉问题(“缠绕”)而不使用振荡切割器。在所有的情况下，机械玻璃体切割器依靠抽吸来将玻璃体拉入到切割器端口内，且在内部和外部切割器之间的可靠剪刀型接触是用于防止牵拉所必需的。通常情况下，气动驱动器已被用于产生轴向内针运动；使用马达驱动的凸轮，音圈，螺线管，或低频非谐振压电致动器的电力驱动的设计也已经提出或被销售。DavidWuchinich在其网站上提出了一种版本，其中所述内针由谐振换能器中的压电元件驱动。尽管在驱动机构上不同，但是所有这些装置包括具有端口的固定外针和移动内针。

最近，机械玻璃体切割器的切割动作的频率已经增大，以及切割之间的时间段减短以减小切割丝片段的总尺寸。切割速度已从600CPM(每切割周期100毫秒)提高到5,000CPM(每切割周期12毫秒)，并有积极的努力以将切割速率增加到10,000CPM(每切割周期6毫秒)。最终的最大切割速率会通过必须在气动装置中来回移动的往复质量和空气体积以及电力装置的马达要求限制在某些值。

必要地，具有成对针设计的所有机械玻璃体切割器包括两个针，外针和内针。抽吸路径路由通过内针，以及抽吸路径的几何形状部分地由所述内针的内径(ID)确定。因为内针必须在外针内相对自由地移动，所述内部切割器OD和抽吸路径OD之间的有效间隔距离必须是两个管壁厚度加上一定气隙。眼科手术器械已经变得越来越小，以允许使用更小的切口，其泄漏更少，愈合更快，不需要缝合线，需要更短的准备时间，并诱导更少的光学像差。然而，由于这种趋势，用户的兴趣在于使得外部切割器的OD更小。因为(对于管内流动的基本模型而言)阻力正比于管径的四次方，使用用于提供抽吸路径的第二、更小的内管通过增加流动阻力并降低流速来限制抽吸速率。

由于外针端口的嘴部对于完整玻璃体的合理量而言必须足够大以便被拉动通过外针壁，这样玻璃体可由内针和外侧端口边缘抓住并切割，一些玻璃体的碎片可具有与外针内径相比的大约相同尺寸或更大的横截面面积。因此，玻璃体的切割碎片必然大于由内针的ID所限定的抽吸路径。这意味着，玻璃体碎片会拖拉内针壁并且可当它们沿着管向上流动时不时地被挤到一起。这增加了流动阻力和堵塞的可能性，同时还降低了有效的流速。

为了有效地切割，移动内针的前缘必须延伸通过在固定外针中的端口前缘，同时保持牢固地压靠该端口前缘。因为希望对玻璃体进行两次完整的切割以便最小化牵拉，以及为了端口可能的最前面位置，设计者和制造商发现它们自身平衡偶尔不完全切割的可能性(因为针端部未能通过端口端部)防止无法接近视网膜切割的可能性(因为该端口从远端更靠后定位，以便给内针提供更多的空间从而驱动经过端口的端部)。所有机械玻璃体切割器由于内针的弯曲或位移而依赖于内针和外针之间的某种干扰水平；这种干扰增加了阻力，从而减慢内针，使得难以实现更高的切割速率。

由挤切型切割器切割玻璃体的高速视频已经表明当内针越过端口并抵靠外侧端口引导边缘挤压玻璃体时，玻璃体切割器拉动端口外侧的玻璃体，使其移动约等于端口嘴部大小的一个距离，其通常是约0.015英寸(381微米)。这在每次切割过程中，甚至是在完美的切割中产生牵拉(拉动端口外侧的玻璃体超过玻璃体到达端口的自然流)。

流量测量表明通过当前机械玻璃体切割器的水的流速比在相同的真空水平和致动速率下通过相同切割器的玻璃体流速要高得多。这表明玻璃体的流动阻力高于水的流动阻力，这有两个效果。其使得整体的玻璃体切割时间更长，并且在切割器在水和玻璃体之间移动然后再返回时，其会导致流入到眼睛内的输注流中的突然变化。这些突然的流量变化需要更高的输注压力来管理眼内压力，并有可能会损坏眼睛内的结构。

如上所述，外科手术医生会希望端口尽可能地靠近切割器的端部定位，以便于去除靠近接近视网膜的膜的玻璃体。然而，在常规的机械玻璃体切割器中，设计者必须在端口的前边缘和外针的端部之间留出空间，使得所述内针具有使其通过的空间，导致所有的装配变化和公差。这意味着切割器端口的前缘可定位成与外针的端部相距约0.008英寸至0.015英寸(200至380微米)的距离。

虽然部分有效，但是所有的现有技术玻璃体切除装置都未能充分地实现小切口尺寸、高流动性和低牵拉力的最终目标。

发明内容

该部分提供本公开的总体概述，而不是其全部范围或其所有特征的全面公开。

一些示例性实施例可包括眼科手术装置，其包括具有远端和近端的壳体。套管附接到壳体远端，并具有远侧末端，所述远侧末端具有至少一个与延伸通过套管的管腔连通的端口。管腔与壳体中的抽吸路径连通。此外，端口的横截面面积小于管腔的横截面面积。眼科手术装置还包括保持在壳体内的振动源，用于振动所述套管的远侧末端，以便有助于将玻璃体和其它组织从患者眼睛去除。抽吸源连接到抽吸路径以用于将负压力施加到管腔和至少一个端口以用于将流体、玻璃体和其它组织从眼睛去除。所述振动源和所述抽吸源一起形成通过端口的组织的周期性双向流动，而在远侧末端的外部不产生空穴。

其它示例性实施例公开了一种套管，其附接到能够振动该套管的外科手术器械。外科手术器械还包括一个抽吸路径。套管具有轴，其具有的长度足以延伸穿过眼睛的后段，而套管的近侧部分或外科手术器械的远侧部分不与进入部位对准装置接触。至少一个端口邻近套管远侧末端形成并形成到套管中心轴线的一侧。端口与延伸通过套管以便与抽吸路径连通的管腔连通。至少一个端口的横截面面积相比于管腔的横截面面积至少为三分之一或更少。

另外的示例性实例公开了一种眼科手术套件，包括第一进入部位对准装置、附接到一定长度管道的输注套管、和用于接收组织提取装置的第二进入部位对准装置。输注套管用于插入到所述第一进入部位对准装置内，所述管道用于附接到输注流体源。第一进入部位对准装置具有大于第二进入部位对准装置的管腔直径的更大直径的管腔。

另一示例性实施例公开了一种眼科手术套件，其包括多个进入部位对准装置和多个附接到一定长度管道的输注套管。每个输注套管用于插入到所述多个进入部位对准装置之一内，以及管道用于附接到输注流体源。多个进入部位对准装置的另一个用于接纳组织提取装置。多个输注套管提供相比于组织提取装置端口的抽吸横截面积适于输注流体的更大横截面面积。

另一示例性实施例公开了一种眼科手术系统，其包括玻璃体套管，所述玻璃体套管附接到用于振动该玻璃体套管的外科手术器械。玻璃体套管具有远侧末端，所述远侧末端具有与延伸通过玻璃体套管到达玻璃体套管的近侧端部的管腔连通的至少一个端口。管腔与外科手术器械中的抽吸路径连通，以及端口的横截面面积小于管腔的横截面面积。当玻璃体套管振动使得产生通过端口的组织的周期性双向流动时，玻璃体和其它组织从眼睛去除。输注流体源连接到输注套管。抽吸源附接到外科手术器械抽吸路径，以便从眼睛抽吸玻璃体和其它组织。多个用于插入到眼睛内的进入部位对准装置用于接收至少输注套管和玻璃体套管。

根据本发明的一个方面，提供一种眼科手术装置，其包括：具有远端和近端的壳体；套管，其附接到壳体远端，并具有远侧末端，所述远侧末端具有至少一个端口，所述端口与延伸通过套管并与壳体中的抽吸路径连通的管腔连通；保持在壳体内的振动源，用于振动所述套管的远侧末端，以便有助于将玻璃体和其它组织从患者眼睛去除；其中所述振动源产生所述远侧末端的峰值速度，所述峰值速度等于或小于由眼睛的眼内压力与套管管腔内比该眼内压力小的一压力之间的压差而引起的通过所述至少一个端口的水的可能最大流速。

优选地，所述壳体和所述振动源是超声波乳化外科手术器械的一部分。

优选地，套管具有用于附接到所述超声波乳化外科手术器械的螺纹连接。

优选地，所述眼科手术装置还包括附接到所述套管并延伸超过套管远侧末端的防护装置。

优选地，所述眼科手术装置还包括附接到装置并围绕和延伸超过套管远侧末端的护套，其中所述护套包括靠近所述套管远侧末端的端口。

优选地，所述套管远侧末端包括与所述管腔连通的多个端口。

优选地，所述多个端口形成到所述套管的中心轴线的一侧。

优选地，所述至少一个端口形成到套管远侧末端的一侧，以有助于外科手术医生在外科手术过程中看到所述至少一个端口，以允许套管远侧末端的与具有所述至少一个端口的那侧相对的一侧接触脆弱组织而不造成损伤。

优选地，所述至少一个端口具有小于约75,000平方微米(μm²)的横截面面积。

优选地，所述至少一个端口具有比管腔小的横截面面积。

优选地，所述振动源导致套管远侧末端超声地振动。

优选地，所述振动源导致套管远侧末端声速地振动。

优选地，振动源导致套管远侧末端以纵向方式、扭转方式、和横向方式中的一种或多种来振动。

优选地，所述振动源振动套管远侧末端以便充分振动来去除水晶体碎片。

优选地，所述套管弯曲以有助于外科手术医生看到至少一个端口。

优选地，所述振动源以至少0.05米每秒(m/sec)的速率振动套管远侧末端。

优选地，所述至少一个端口在735毫米汞柱或更小的真空下具有小于1克的保持力。

优选地，所述眼科手术装置还包括与眼睛连通的输注流体源，并且其中流入到眼睛内的输注流体压力形成眼内压力的一部分。

优选地，所述眼科手术装置还包括输注套管，所述输注套管用于插入到眼睛内并具有比所述至少一个端口的横截面面积大的横截面面积。

优选地，所述眼科手术装置还包括抽吸源，所述抽吸源应用至所述抽吸路径以用于将负压力施加到所述管腔和所述至少一个端口以用于将流体、玻璃体和其它组织从眼睛去除。

优选地，所述套管被振动使得峰值末端速度为沿着套管的中心轴线的轴向速度。

优选地，所述套管以如下的末端速度振动，该末端速度等于或小于通过所述至少一个端口的水的可能平均流速。

优选地，所述套管具有23规格或更小的外径。

根据本发明的又一个方面，提供一种眼科手术套件，包括：第一进入部位对准装置；附接到一定长度管道的输注套管，套管用于插入到所述第一进入部位对准装置内并且所述管道用于附接到输注流体源；和用于接收组织提取装置的第二进入部位对准装置；其中第一进入部位对准装置具有比第二进入部位对准装置的管腔直径更大直径的管腔。

优选地，所述眼科手术套件还包括所述组织提取装置以从患者的眼睛去除玻璃体和其它组织。

优选地，所述组织提取装置为挤切型玻璃体切割器。

优选地，所述组织提取装置为振动型外科手术器械。

优选地，所述眼科手术套件还包括用于附接到振动型外科手术器械的套管，所述套管具有远侧末端，所述远侧末端具有至少一个端口，所述端口与延伸通过套管并与壳体中的抽吸路径连通的管腔连通。

根据本发明的又一个方面，提供一种眼科手术套件，包括：多个进入部位对准装置；多个附接到一定长度管道的输注套管，每个套管用于插入到所述多个进入部位对准装置之一内，以及管道用于附接到输注流体源；以及用于接收组织提取装置的另外多个进入部位对准装置；其中多个输注套管提供相比于组织提取装置端口的抽吸横截面积适于输注流体的更大横截面面积。

根据本发明的又一个方面，提供一种套管，其用于附接到能够使该套管振动的外科手术器械，其中所述外科手术器械还包括抽吸路径，所述套管包括：轴，其具有的长度足以延伸穿过眼睛的后段，而套管的近侧部分或外科手术器械的远侧部分不与进入部位对准装置接触；以及至少一个端口，其邻近套管远侧末端形成并形成到套管中心轴线的一侧并与延伸通过套管以便与抽吸路径连通的管腔连通，其中至少一个端口的横截面面积相比于管腔的横截面面积至少为三分之一或更少。

优选地，所述外科手术器械是超声波乳化外科手术器械。

优选地，所述套管远侧末端包括与所述管腔连通的多个端口。

优选地，所述轴的长度为31毫米至33毫米。

优选地，所述至少一个端口具有205微米或更小的直径。

优选地，所述至少一个端口具有155微米或更小的直径。

优选地，所述至少一个端口具有130微米或更小的直径。

优选地，所述套管具有20、23、25和27规格其中之一的外径。

适用性的其它方面从本文提供的描述将变得显而易见。在该发明内容部分中的描述和具体实例意旨仅仅用于示例性的目的，而并非意旨限制本公开的范围。

附图说明

本文描述的附图仅仅用于所选实施例而不是所有可能的实施方式的示例性目的，并且并不意旨限制本公开的范围。

图1是一个示例实施例的装置的正视图；

图2是图1的虚线圆圈2的局部正视图；

图2-2是图2沿着线2-2所取的正视图；

图3是图2的替代性实例的局部正视图；

图3-3是图3沿着线3-3所取的正视图；

图4是图2的另一个替代性实例的局部正视图；

图4-4是图4沿着线4-4所取的正视图；

图5是图2的又一替代性实例的局部正视图；

图6是图2的又一替代性实例的局部正视图；

图6-6是图6沿着线6-6所取的正视图；

图7是用于与实例装置一起使用的套管实例的正视图；

图8是示例性装置的套管的又一实例的局部正视图；

图8a是图8的90度旋转视图；

图9是示例性装置的套管的又一实例的局部正视图；

图10是示例性装置的套管的另一实例的局部正视图；

图11是示例性装置的套管的另一实例的局部正视图；

图12是示例性装置的套管的一个替代性实例的局部正视图；

图13是示例性装置的一个示例性弯曲套管的正视图；

图14是示例性系统的局部透视图；

图15是示例性套件的正视图；

图16是包含在示例性套件内的替代性装置的正视图；

图17A-D是示出玻璃体流的套管的局部剖视图；

图18是示出作为与端口相距距离函数的压力梯度下降的图表；

图19是示出22规格(22gauge)套管的玻璃体流速的曲线图；以及

图20是示出各种端口尺寸的静电夹持力的曲线图。

在附图的几幅视图中相应的附图标记指示相应的部件。

具体实施方式

现在将参照附图对示例性实施例进行更全面地说明。

图1是根据一个示例性实施例的眼科手术装置10的正视图。装置10包括具有远端14和近端16的壳体12。套管18附接到壳体远端14。套管18具有远侧端部20，其具有至少一个端口22，所述端口22与延伸通过套管18并与壳体12中的抽吸路径24连通的管腔(图1中未示出)连通。振动源26保持在壳体12内，以便振动套管18的远侧末端20，以便有助于将玻璃体和其它组织从患者眼睛去除。抽吸源(图1中未示出)经由管连接器21连接到抽吸路径24以用于将负压力施加到管腔至少一个端口22以用于将流体、玻璃体和其它组织从眼睛去除。所述振动源26和所述抽吸源一起形成通过端口22的组织的周期性双向流动，而在远侧末端20的外部不产生空穴。末端的运动可导致流体的周期性双向流动以便通过一个或多个端口来回流通，如将在下面进一步详细解释说明的那样。

应当指出的是，装置10可以是套管18，其附接到如上所述振动的常规的超声波乳化或破碎的手术装置。装置10可具有振动源26，其是压电、磁致电阻、或振动套管足以以很少或没有牵拉的方式破坏玻璃体和其它组织的任何其它振动机构。振动源26可导致套管远侧末端20以超声波或音波的方式振动。如果使用常规的超声波手术装置，则20-60千赫的振动频率是常见的。类似地，振动源26可导致套管远侧末端20以纵向方式(由箭头28所指示的那样)、扭转方式(围绕套管18的纵向轴线)、和横向的方式(远侧末端20的一侧到一侧或椭圆形的运动)中的一种或多种进行振动。

套管远侧末端依赖于装置10的设计和所需性能可具有任何几个实施例。图2至图6-6示出套管远侧末端和端口的几个实例。除了示出的实例之外，端口可以是不同大小和任何所需的几何形状(例如，三角形，矩形，正方形，椭圆形，八角形等)。端口22的总的横截面面积或多个端口的总的横截面面积优选小于约75000平方微米(μm²)。每个端口优选具有小于套管18管腔的横截面面积(参见下面的图7)。更优选地，每个端口具有为相比于管腔横截面面积的1/3或以下的横截面面积。

套管18优选具有从套管的管座(以下面的图7中的17示出)到远侧末端20的从31至33毫米的轴长度，即延伸过眼睛后段的足够长度，而套管(管座)的后部或外科手术器械的远侧部分(在图7中未示出)不接触进入部位对准装置(在图14中以164示出)。套管18长于典型的破碎针(通常约17毫米)和超声波乳化针(通常约14.5毫米)。套管长度或轴长度限定为套管的通常是圆筒形的一部分，并且是套管的下述部分，其适配到进入部位对准装置内，但不包括从管座到套管的大致圆筒形部分形成的锥形部分。套管优选具有20、23、25、或甚至27规格(gauge)的外径。端口22的直径可通过切入EDM(放电加工)、激光切割、或其它适当的方法形成，并形成小至0.004英寸(102微米)，其中目前认为直径在0.006英寸(152.4微米)和0.008英寸(203.2微米)之间是优选的，从而导致端口的横截面面积小于35,000平方微米(μm²)和小于20,000(μm²)。127微米(0.005英寸)的端口直径导致12,667平方微米(μm²)的横截面面积，直径152.4微米(0.006英寸)具有18,241平方微米(μm²)的横截面面积，而直径203.2微米(0.008英寸)具有32,429平方微米(μm²)的横截面面积。因此，端口优选具有小于205微米、小于155微米、或小于130微米的直径。

图2和2-2具有形成在套管远侧末端20一侧的端口。端口22的该侧放置有助于外科手术医生在外科手术期间看到端口22，并允许套管远侧末端20的与带有端口22的那侧相对的一侧29没有损伤地接触脆弱组织。如果端口形成在轴向末端或远侧末端20的顶点上，对于外科手术医生而言就不可能在外科手术期间看到端口，以及并非所需的组织会被破坏并从眼睛去除。看到端口周围组织的能力对于外科手术医生进行安全处理而言是至关重要的。此外，轴向末端端口通过减小在远侧末端20中的有效移动横截面积而会降低产生所需周期性双向流动的有效性，需要更大的振动功率(末端速度)，与由形成于套管中心轴线一侧的端口所需的相比，这又会导致增大损伤视网膜组织的可能性。

图3和3-3示出了套管远侧末端30，其具有与所述套管管腔连通的多个端口32。多个端口32形成于套管中心轴线34的一侧。

图4和4-4示出套管，其具有大致平坦的远侧末端40，所形成的端口42是在平坦的远侧末端40和侧壁46之间的圆角过渡部分44。远侧末端的几何形状或外形可以是任何形状，这取决于套管的制造方法和所希望的性能(例如，棱锥形，圆形(像图2)，正方形，圆锥形，截头圆锥形，等等)。

图5类似于图4，除了平坦的远侧末端50具有在侧壁56中的端口52之外。

图6和6-6示出具有多个端口62的远侧末端60。

图7示出套管18，其具有小于管腔19的横截面面积的端口22。套管18也示出为具有在近端27处的用于附接到装置10的螺纹连接部分25，其可以是超声波乳化外科手术器械。当然套管18可具有其它连接，诸如摩擦配合、快速连接、或用于将套管18附接到装置10的任何合适的机构。此外，套管18可被加工成具有振动源26的组成部件的单个结构，诸如喇叭(未示出)。

图8至图11示出附接到套管并延伸超过套管远侧末端的防护装置的备选实例。防护装置可通过任何足够的方法附接，其中包括粘合剂、摩擦接触、包覆模制、或任何其它合适的技术。防护装置优选由柔软的柔顺材料诸如硅树脂或其它合适的材料形成。防护装置用于保护脆弱组织(诸如视网膜)免受损伤。

图8示出具有端口82的套管远侧末端80以及附接到套管并延伸超过套管远侧末端80的防护装置84。防护装置84延伸超过套管远侧末端80的距离取决于装置的性能、外科手术医生的偏好、以及所要求的安全余量。防护装置84可被描述成环形带配置。距离可以为约1mm或以下。图8a示出图8旋转90度。

图9示出具有端口92的套管远侧末端90和防护装置94，防护装置94可被描述成多个触须96。

图10与图9相同，增加了用于支撑触须96的增强环100。

图11示出套管远侧末端110，其具有端口112和用于接纳塞子116的孔114，塞子116由硅树脂或其它合适的柔软的、顺应性材料形成，用于保护脆弱组织不在玻璃体切除过程中被去除或损伤。

图12示出附接到装置10的顺应性护套120(未示出附接)。护套120围绕并延伸超过套管远侧末端122。护套120还包括靠近套管远侧末端22的端口124。该护套不与针固定，而是随之移动。

图13示出弯曲的套管130，其可有助于外科手术医生看到远侧末端34的端口132。

返回参照图1，振动源26优选能够充分地振动套管远侧末端20以便将嵌入到玻璃体内的水晶体碎片去除，其通常将显著大于去除玻璃体所需的振动。为了去除水晶体碎片会需要超声波振动。应该理解的是，套管18连同其相对较小的端口22将乳化水晶体碎片，但由于套管18的保持力或紧握力显著小于标准超声波乳化或破碎针，装置10将会比具有标准针的标准破碎装置效率低。据信振动源26需要以一定的速度幅度振动套管远侧末端20，该速度幅度取决于内腔面积和平均抽吸流速两者。对于20规格的ETW(极薄壁)末端和0.5毫升/分钟的抽吸速率而言，这将是至少0.02米每秒(米/秒)。装置10还包括用于附接抽吸管(未示出)的抽吸管连接器21，以及用于向振动源26供应控制信号和电力的电源线23。套管18附接到振动套管18的外科手术器械或装置10。套管18具有远侧末端20，其具有与管腔19连通的至少一个端口22。管腔19延伸通过套管18到达套管18的近端27，以及管腔19与外科手术器械10中的抽吸路径24连通。当套管振动以使得创建通过端口22的组织的周期性双向流动时将玻璃体及其它组织从眼睛中去除。下面的表1中示出作为设计实例的作为流量和规格函数的一些预期的目标最小末端速度。在表1中，在规格栏下，E指代超薄壁以及U指代极薄壁。

表1

峰值末端速度是由振动导致的由远侧末端20所达到的峰值速度。峰值末端速度或V_TP可表示为在振动频率f下的末端谐波速度。公知的是使用在振动频率下的峰值到峰值的行程距离(S_p-p)值作为用于量化振动输出的度量单位。因此，V_TP＝S_p-p*π*f。

通过端口的水的可能的最大流速V_water取决于跨过端口的压差或压降。所以在这种情况下，通过至少一个端口22的水的最大流速可表示成眼睛的眼内压力和套管管腔19内的压力之间的压差。为了进行抽吸，在所述管腔19内的压力必须小于眼内压力。眼内压力包括眼内的自然压力加上流入到眼睛内的任何输注流体减去从眼睛抽吸或泄漏出的任何流体。应当指出的是，在下面的公式中，压力差表示为眼内压力加上抽吸真空值，其原因在于抽吸通常以低于大气压的负压项表示，而不是作为绝对压力。对于压降Δ_p和抽吸介质的密度ρ而言，如果没有其它损失，则水的无穷小的体积可从静态加速到速度因此，其中Δ_p＝(眼内压力+抽吸真空)，以及ρ＝介质的密度，对于水和玻璃体而言为～1000千克/立方米。V_water表示为米每秒(m/sec)，并且可通过施加到Δ_p项的系数进一步修正，以补偿流动通过端口的流量损失。系数通常在0.62至0.75之间。

通过端口的平均抽吸流体速度V_flavg取决于体积流率F和端口的面积大小。所以F＝V_flavg*N*A_port，其中F可为立方米/秒，V_flavg为米/秒，A_port为平方米，以及N是端口数目。对于圆形端口而言，面积当然是π*r²。

端口22或多个端口的任何组合具有在735毫米汞柱真空下的小于1克或更小的保持力。因为小的保持力，与有限远侧末端速度结合，已经发现当破坏和抽吸眼球后部中的玻璃体和其它脆弱组织时牵拉很少或没有牵拉。

图14示出包括眼科手术器械10之外的附加装置的系统140。例如输注流体源142与眼睛144连通。进入到眼睛144内的输注流体146的压力形成眼睛144的眼内压力的一部分。用于插入到眼睛144内的输注套管148优选地具有比端口22的横截面面积或多个套管端口的任何组合的横截面面积更大的横截面面积。输注套管148经由输注管道150与源142连通。抽吸源152经由抽吸管道154施加到抽吸路径24。抽吸源152将负压力施加到管腔19和端口22以用于去除流体和来自眼睛144的玻璃体和其它组织。电源线23连接到用于控制振动源26的外科手术控制台156。输注源142示出为附接到杆158的平衡盐溶液的瓶或袋，所述杆158上下移动以便增加或减少流入到眼睛144内的流体146压力。然而，输注源可以采取其它形式，诸如增压输注源或袋，其被挤压以便施加适当的输注压力，或可以采取将输注流体提供到眼睛内的其它任何合适的方式。

图14示出装置10，其将玻璃体160从眼睛144去除以便修复视网膜破损处162。套管18和输注套管144示出通过进入部位对准(ESA)装置164和166插入到眼睛144内。ESA装置164和166是已知的，并且允许适于无缝线外科手术，因为ESA装置使得切口小到足以自行密封，而不需要缝合。输注套管148优选具有23规格的管腔(未示出)以及玻璃体套管18的管腔19是25规格或更小。

图14可描述成眼科手术系统140。系统140包括附接到用于振动玻璃体套管18的外科手术器械或装置10。玻璃体套管18具有远侧末端20，其具有至少一个端口(参见图2到图6)，所述端口与延伸通过玻璃体套管18到达玻璃体套管18的近端27的管腔19连通(参见图7)。管腔19与外科手术器械10中的抽吸路径24连通。当玻璃体套管18振动以使得所述振动源和所述抽吸源一起形成通过端口的组织的周期性双向流动而在远侧末端的外部不形成空穴时，玻璃体160和其它组织从眼睛144去除。输注流体源142通过输注管道150连接到输注套管148。抽吸源152经由连接器21附接到外科手术器械10和抽吸路径24，以便从眼睛144抽吸玻璃体160和其它组织。多个进入部位对准装置164、166用于插入到眼睛144内以及用于至少接纳所述输注套管148和玻璃体套管18。

图15示出眼科手术套件200。套件200可用于除了本发明之外的常规玻璃体切除系统和装置，诸如机械玻璃体切割器。朝着更小的外科手术器械发展的当前趋势产生流动通过玻璃体切割器/去除装置的足够流量的问题。较小的器械管腔需要较高的真空水平以产生足够的流量来防止堵塞和保持去除组织的足够体积。如果输注套管和输注ESA装置的尺寸与用于玻璃体切割器使用的尺寸相同，则输注套管可能需要过大的输注压力来维持外科手术过程中的眼内压力。过大的输注压力可导致组织损伤和掩盖外科手术部位的流体射流，并在眼睛的液体中产生不必要的湍流。为了避免这些问题，可以使用横截面面积大于玻璃体切割器/玻璃体去除装置的内径的横截面面积的输注套管。这允许输注套管在安全的低输注压力下提供足够的输注流体体积并保持稳定的眼内压力。

套件200包括具有第一进入部位对准装置204和第二进入部位对准装置206的包装202。套件200还包括附接到一段长度管道210的输注套管188。套管188用于插入到第一进入部位对准装置204内，以及管道210用于经由连接器212附接到输注流体源(未示出且为套件的一部分)。第二进入部位对准装置206用于接收组织提取装置，诸如上述的振动型外科手术器械10或常规的挤切型玻璃体切割器214，如图16中所示。第一进入部位对准装置204具有大于第二进入部位对准装置206管腔直径的更大直径的管腔。套件200还可包括组织提取装置214或10，以便从患者的眼睛去除玻璃体和其它组织。套件200还可包括用于附接到振动型外科手术器械10的套管18，套管18具有远侧末端20，其具有至少一个端口22，所述端口22与延伸通过套管18并与壳体12中的抽吸路径24连通的管腔19连通(如图7中所示)。多个套管针201也可包括在套件200中。

在替代方案中，输注套管不是具有大于组织提取装置管腔的管腔，而是可以使用与所述组织提取装置的管腔尺寸相同或更小的多个输注套管。目标是对于输注流体而言提供比组织提取装置的端口或管腔的抽吸横截面面积更大的横截面面积。

考虑到上述情况，提出一种新的玻璃体切除装置的设计，其能够解决现有设计的缺陷。它由单个的、覆盖或未覆盖的、移动外针构成，无内针，具有一个或多个的离轴端口。取决于针规格，端口优选具有的横截面面积小于针内径的横截面面积的70％(因此保持完整的凝胶状块的任何尺寸太小而不会造成堵塞)，以及跨过端口的最大尺寸在约0.003英寸和0.012英寸(75-305微米)之间。这可能是到所述套管轴线一侧的单个端口，具有不到针内径一半的直径，且这将获得可接受的结果。

附加的结构偏好是套管/针小到足以穿过手术中的标准伤口(例如，1毫米或更小的OD)或进入可见对准系统套管(例如，对于23规格的系统而言0.625毫米或更小的OD)，而且它足够长以达到跨过眼球(例如，从管座端部出的锥形部到轴末端的距离为30毫米或更大)。

作为运动幅度和构建尺寸的一个实例，端口尺寸可在约0.005英寸或127微米，以及最小壁厚可为0.001英寸或25微米；预期的最大位移幅度可在5至15微米之间。作为相对速度的一个实例，具有10微米位移幅度和28,500赫兹的谐波工作频率的装置将具有约1.8米/秒的谐波速度幅度；通过在装置端部中的4个0.005英寸(125微米)的直径的孔的粒子速度对于3.5毫升/分钟的流速而言将为约1.2米/秒，与通过类似23规格装置的水的所需流率相一致。

可在示例性实施例上进行许多微小变型。这些包括孔的总数、孔的直径、远侧末端的内外轮廓、用于制造针的材料、用于制造针的过程(其可整体地机加工或从组件制造，并可包括钻孔或EDM或用于形成孔的其它过程)、总长度、内径和外径、操作频率、以及连续的或脉冲操作。

作为示例性实施例的一部分，某些驱动控制模式可以是预见的。例如，一些用户会希望用末端抓握或剥离诸如膜的解剖特征。因为切割器只需要低的真空水平，并具有小孔，所述末端的抓握力与用常规切割器相比会相当低。因此，当不要求超声波功率时，装置的一种控制模式包括自动地施加高水平的真空，一旦施加超声波功率，所要求的抽吸真空水平就降低。

可预期末端运动的替代方向。例如，因为末端端部中的孔略微偏离中心，末端的扭转动作可能会导致孔的侧面以类似于与纵向运动发生的破坏方式破坏和液化玻璃体。端口的扭转动作可通过将流体从端口的侧面区域直接推动到针的外部和内部而产生双向流动。类似地，轻微的侧向或横向运动可达到同样的效果。在这种情况下，当针沿着端口的轴线移动时，双向流动会导致将在端口的前面产生交替的压力和真空区域，或如果针平行于端口的表面移动，则诱导由跨过端口表面的高流体速度产生的低压力区域。

示例性实施例的替代性描述可以是本公开的手术装置可实现与在相同真空水平下常规挤切型玻璃体切割器相比的更高流速。

示例性实施例通过多个机制改善流动，包括增加通过端口的组织抽吸路径可用的针内区域，消除在抽吸循环的一部分期间由内针对抽吸端口的堵塞，沿着最小抽吸路径直径的壁施加高剪切应力，在触变玻璃体中导致剪切变稀，并将玻璃体破碎成小的碎片(通过将简短论述的机构)。在后面的段落中更详细地描述这些机构中的每一个。

示例性实施例仅具有一个针，而不是两个针，如在机械玻璃体切割器中那样。通过省除内针，对于外针的相同外径而言，在跨过针的给定压差下通过针的流量可增加两到四倍。非湍流通过长管道的流动阻力的经典分析已知与公式1/长度*直径⁴相关。典型的常规机械玻璃体切除装置具有至少30毫米的抽吸管腔，足够长以便从眼睛一侧处的进入点跨过眼球到达眼睛另一侧上的点。一些典型针材料组合的直径示于下表2，以0.001英寸为单位(用于乘以25.4微米转换到表中的度量数)。

表2

其中，MTW＝超薄壁；UTW＝极薄壁

可以看出，为了使得外针装配通过给定规格的套管，消除内针可使得抽吸路径的直径增大25％至40％，这转换成流动阻力的至少(1-(1/1.25)⁴的降低，其大于55％。对于针而言使用不同的生产方法，诸如机加工，可能会影响该最终结果。

此外，机械玻璃体切割器的内针通常比达到跨过眼睛所需的最小距离长得多，因为其在离开所述外针之后必须附接到驱动机构。由于是长度因数的倒数，这导致流动阻力的额外增加。

在常规玻璃体切割器中，在一部分切割周期期间所述内针堵塞抽吸端口，导致抽吸减少。例如，在固定的真空水平下，在端口持续打开的情况下，水将以约5毫升/分钟的速率流动通过常规的切割器；在相同的条件下玻璃体以0毫升/分钟的速率流动。一旦切割被激活，玻璃体的流量增加(因为现在将玻璃体切成小的碎片)，但水的流量减少，因为现在切割器抽吸端口有时被针堵塞。在常规的切割器中，最小化内针的递送时间将堵塞阶段最小化，由此增加通过眼睛的流量，但较短的递送时间通常需要更高的驱动压力，并且随着切割速率增加，相对的递送时间(闭式占空比循环)不可避免地延长。通过示例性实施例消除该堵塞时间将使得在抽吸中断周期期间可用的总时间最大化。

诸如玻璃体的触变材料当经受高的剪切应力时粘性变小。使抽吸路径的壁往复运动持续地将高剪切应力施加到与壁接触的任何玻璃体上，使其保持液体状态，降低流动阻力。一旦所抽吸的组织移动到针下游的较大直径的抽吸路径内，所述通路的流体阻力降低，就像预期的流速那样，最小化该路径部分的流体阻力的影响。

该示例性实施例还包括促进破坏和液化玻璃体的特征；由此产生的碎片会小于由常规玻璃体切割所产生的碎片。即使抽吸路径的内径保持不变，更小的碎片会导致流动阻力降低。

具体地，在针端部处的孔或多个孔的模式仅允许更小的碎片通过；通过选择显著小于抽吸路径ID的孔有助于将材料破碎成小于抽吸路径横截面积的碎片。此外，具有多个孔的孔模式在孔之间生成分隔开独立流动流(和在那些流动流中的股流)的一个或多个连结条，当其进入时分隔开玻璃体。此外，当针的端部以谐波方式在形成流动通过端口的双向流动的速度下快速位移时产生使触变玻璃体液化的局部剪切应力。此外，一旦拉动通过小孔，通过套管中25规格管道的最小抽吸路径面积比端口面积大得多。适配通过端口且靠近壁被破坏的碎片将不会聚集在一起也不会彼此堵塞。

此外，在通过端口之后，在抽吸管腔扩展开的过程中，材料将经受高的横向剪切应力。因此，在只持续几个谐波周期的时间段(<0.1毫秒)期间，玻璃体组织将被拉入到抽吸端口附近内，所述组织的各部分将在流动方向的相反方向上拉回，然后在抽吸流动的方向上以大于平均流速的速度拉动，然后在更大的抽吸管腔区域内展开得更薄。周期性应力导致的湍流混合破坏和液化组织，将其破碎成碎片，其可消除针外部的牵拉，最小化针内的流动阻力。

此外，当在更高端口速度下形成惯性射流时，通过在环形单元中形成的同时双向对置形式以及所形成的旋转流动将在端口中遇到高的横向剪切应力，进一步破碎玻璃体并将其液化。

上面刚刚进行的论述示于下表3中，将常规的玻璃体切割器性能与所公开的示例性实施例进行比较。

表3

在声学介质中，谐波运动是往复式或振荡运动，其中压力波通过粒子的局部位移可传递通过介质。重要的是应当理解，虽然压力波的相前可行进很大的距离，介质中的粒子移动地很少，并以循环的方式在每一振荡阶段内返回到以前的位置。粒子运动的幅度由介质中粒子传递的压力波的幅度来确定；波的压力幅度越大，则粒子的位移幅度越大。粒子速度也可被描述成谐波函数，并且将是粒子位移幅度函数的一阶导数。这种关系在声学中很好地理解，以及一个简单的引导式为：

P＝Z_m*u

其中：

P＝谐波压力函数；

u＝谐波粒子的速度函数；以及

Z_m＝已知为声阻抗的材料特性。

应当理解的是，在海平面，压力幅度不能超过一个大气压，在高于此的幅度下，负压力幅度一半的绝对值将下降到低于绝对真空，这在物理上是不可能的。因此，当针尖远离其外面的组织向后移动时，其将产生接近真空的压力，但不能产生绝对真空。一旦在末端附近的绝对压力下降到介质的蒸汽压以下，充满饱和蒸气的气包(pocket)将在适当的边界处形成，限制真空度的进一步降低。

相比于谐波粒子的运动，所抽吸粒子的速度是单向的。粒子速度是实际的体积流速和抽吸路径几何形状的函数。抽吸流粒子速度可从等式V＝Q/Area估计，其中V是横跨平面的平均流速，Q是体积流速，以及Area是流动路径的横截面面积。

在1.5和15毫升/分钟之间的流速从眼科临床观点出发将被认为是理想的。如果流速太低，将玻璃体从眼球去除的时间变得过长。如果它们过大，在眼睛内的流体平衡可能会受到影响，并且外科手术医生可能难以保持手术部位稳定。

当路径面积最小时流速将是最高的。在常规的玻璃体切割装置中，上述情况是发生在内针内。与标准的23或25规格的进入部位对准系统套管兼容的装置的流动路径直径由抽吸针的ID确定，在常规的装置中其将至多为0.38毫米的直径，下降到小至0.28毫米的直径。作为最低值，其在2毫升/分钟的流速下导致0.29米/秒至0.54米/秒的粒子速度范围。更高的速度将由更高的流速和更小的针路径几何形状导致。

对于具有约为3.5毫升/分钟的所需水流速的常规23规格5000CPM(每分钟的切割数)切割器而言，值得注意的是组织切割段的前缘对于每次切割将通过抽吸针行进6至12毫米的距离，其中平均粒子速度在约0.5和1.0米/秒之间，以及峰值粒子速度约为上述的两倍。为了进行比较，对于具有约1毫米总行程的5000CPM切割器而言的内针峰值速度将为约0.4米/秒。因为针速度将与行程成正比，行程将与端口大小成正比，端口大小与针规格部分地成正比，较小的切割器内针会稍微较慢地行进。

然而，内针实现该峰值速度仅持续短的时间段。针响应于增大的空气压力从完全停止状态加速前进；所得速度函数与时间的平方成正比，直到针碰到前面的止动部为止。

为了进行比较，构建原型23整体的超声波玻璃体切除针，其具有0.025英寸(635微米)的OD、0.020英寸(508微米)的ID、和四个0.005英寸(127微米)直径的孔，对称地位于端部处，以便在28.5千赫以及5至15微米的谐波行程幅度下使用。在典型的机械玻璃体切割器的同为3.5毫升/分钟的流速下，通过这四个孔的平均流速将为约1.1米/秒。在约为10微米的峰值到峰值的位移幅度下，峰值变换流速幅度为约3.7米/秒，这意味着对于周期显著部分(大于30％)而言超过抽吸流速，有效地逆转流动通过端口的流动方向，同时对于显著的时间段而言在相反的方向上移动。其它类似结构和驱动条件的另一种单个0.005英寸孔的装置将导致更高的抽吸流速(3.5米/秒)和峰值变换流速仍实现流动方向的逆转。

本公开创造性的手术装置与针通过使得小体积的流体(以下简称“变换推注物(exchange bolus)”)从大致缓慢行进的进入流迅速地来回通过诸如图1的端口22的小端口来破碎玻璃体，形成通过端口的组织的周期性双向流动。组织的周期性双向流动类似于上面所提及的谐波运动。快速的来回运动通过在变换流的边缘和变换流的中心之间形成的剪切力并通过在变换推注物的快速移动后缘和前进进入流的缓慢移动的前缘(当推注物从末端外侧移动到末端内侧，或正常运动时)或尾随排出流的后缘(当推注物从末端内侧移动到末端外侧，或者逆行运动时)之间的张力破碎组织。从理论上而言，变换流的速度越大，两种类型的力越大。

本发明的装置通过提供具有小端口的基本上封闭的末端、以足以导致通过端口的双向流动的速度驱动、利用所施加的抽吸真空产生周期性的双向流动或变换推注。末端的驱动速度必须足以在所需抽吸流动水平下产生双向流动。在某一点，由末端速度在末端内部产生的真空达到最大水平，并且末端的效果可以说是最优化的。高于产生最大真空的那些以上的末端速度将继续有效地破坏组织，但会具有负面的副作用，诸如湍流或组织损伤，并且在某一点，它们开始产生末端外侧的空穴。希望将末端驱动速度保持在低于在末端外部产生空穴的水平的一点。

尽管本发明在下面描述成使用中空球形末端，但应指出的是，本发明的行为只取决于面积而不是形状。中空半球形末端、实心半球形末端以及具有同等的内、外和端口区域的平坦末端将具有类似的最小驱动速度和最佳驱动速度，尽管上部空穴驱动速度极限值可在某种程度上取决于外部末端几何形状。

通过末端的体积流速由两部分组成：随时间不变的抽吸流速Q_asp和随时间变化的声学流速Q_acstc。使用大写字母Q来代表体积流速(每单位时间的体积)在文献中是公认的。

Q_total(time)(＝Q_T(t))＝Q_asp+Q_acstc(t)＝Q_DF+Q_HF(t)

其中time是时间。

下标HF表示双向流或谐波流，以及DF表示直接流。应当指出的是，如果Q_HF(t)是对称的，(例如，Q_HF(t)＝Q_HF0*sin(ωt))，Q_T(t)将是不对称的，并且最大正值将大于最小负值。

Q_DF应选择成足够高的值以便允许外科手术医生以及时的方式完成外科手术，但不能高到使眼睛变得不稳定或需要高静电输注压力。外科手术医生通常都满意于允许在眼睛中心内的约1.5毫升/分钟(在1和2毫升/分钟之间)的玻璃体抽吸速率的产品，并且可以使用更低的流速，因为它们接近临界或松散的结构，诸如视网膜。适于体积流速的SI单位为立方米/秒；1.5毫升/分钟为约2.5×10^-8立方米/秒，或0.025毫升/秒，或25μl/sec，或25立方毫米/秒。抽吸总是进入到端口内。因此，对于符号规则，通过端口进入到末端内的流被指定为正向流以及通过端口流出末端的流是负向流。

抽吸速度V_DF＝Q_DF/Area_port＝Q_DF/A_port

Q_HF(t)是由末端的内侧和外侧移动表面的动作来回通过端口位移的体积。有效地，垂直于运动轴线的内表面的面积乘以平行于运动轴线的表面速度。Q的幅度取决于内侧面积、端口面积和末端速度，并且受到端口和运动轴线之间角度的影响。基本公式为：

Q_HF(t)＝Q_HF0sine(ωt)

其中Q_HF0＝垂直于运动轴线的末端速度乘以{垂直于运动轴线的末端的内侧面积-(端口面积乘以端口法线和运动轴线之间的夹角的余弦)}＝V_T*(A_ID-A_port*Cosine(φ))。

通过我们在前面所建立的规则，正向流为流入到端口内的流动；负向流为流出端口的流动。当末端向前移动进入到外部区域内时，因为所述外表面将流体从末端前表面推压并用末端表面的内侧拉动流体而发生正向流。

抽吸速度V_HF(t)＝Q_HF(t)/A_port，以及

Q_HF(t)＝A_InsideTip*V(t)_tip

在线性状态下，Q_HF(t)＝Q_HF0*sin(ωt)；在非线性状态下，这可能是不正确的。

当对于V_HF(t)而言的峰值负值小于V_DF时，针或装置在单向流动域中操作(没有双向流体流动通过针端口)。即，V_T(t)＝V_DF+V_HF(t)总为正值。流体总是流入到端口内，但流体加速和减速。流体流基本上对应于末端通过在其向前移动行程的中点，并且大致当末端通过在其向后移动行程的中点时流体流为最小。

当QDF/A_InsideTip>V_tip时，流动处于单向流动域中。装置和针在该域内以高抽吸速率、小位移区域、以及低末端速度运行。典型的超声波乳化针在该域内操作，因为末端内侧的面积为零，(即，末端根本不封闭)，使得公式左侧的项无穷大。如果在玻璃体中操作，它们通常会堵塞，确认该域在玻璃体中不是有效的。典型的I/A装置和针在该域内操作，因为末端速度为零，使得公式右侧的项非常小。如果在玻璃体中操作，它们通常会堵塞，确认该域在玻璃体中不是有效的。

当谐波速度只是略微高于抽吸速度或平均线速度时，装置和针进入到如上所确定阈值以上的双向流动域内。该域中流的变化在直到下述点时可被认为是线性的，在该点处用于实现从任一侧进入到端口内的速度所需的压差大于约一到两个全气压。内表面向前移动的行为可在通向端口的外侧入口处创建一个真空气压；同时外表面向前移动的行为可创建端口外部和邻近其的正压力。所产生的正压力的量取决于所述外侧末端尺寸和末端速度。

通过端口的流由通过孔口的静态流限制在上端部，其中V_port2＝2Δ_pressure(t)/ρ，其可扩展到时域内：V_port ²(t)＝2Δ_pressure(t)/ρ。在这种情况下，Δ_pressure(t)是从向前移动的表面到达通向端口的外侧入口。其不能增大到远高于1ATM(103500帕)，因为在端口处的针内侧会不存在大于1ATM的真空，并且在末端外侧产生的峰值压力永远不会大于在针内侧所产生的峰值真空，并且在线性条件下通常更小。此外，应当注意，通过端口的由V_port在上面所确定的流是线性流和双向变换流的组合。当针朝向手术装置向回移动时，所述针内表面会产生使得流体流出端口所需的压力。向前运动的情况是限制性的情况。此外，因为声学和惯性效应可实现的最大双向流速可小于理论上的最大抽吸流速。

当在端口附近由末端产生的反应性声压力不再高到足以将材料在所需速度下拉动通过端口时，装置和针的射流将受到限制。在该点处，空穴将在针内开始，并且所述往复的声学流将开始受到限制。该交叉点在一定程度上可以预测，并主要取决于末端速度，对末端尺寸上具有较弱的依赖性。一旦在非线性域中，双向流随着末端速度增加而缓慢增加。

为了求得极限情况，将Q_asp项舍弃，上述公式简化为项完全是物理常数；当对于水而言在ATM＝103500帕以及ρ＝1000kg/m³时，其等于14.4米/秒。此外，在圆形的内侧面积和圆形端口的情况下，对于最大线性动作的末端速度而言的公式可进一步简化成V_tip＝(D_port/D_tipID)²*14.4米/秒。在流量中存在较大变化时，极限速度对于所考虑的针大小而言变化不大，支持使用用于计算极限的简化的公式。

在往复的流速下，因为在整个单个周期内在往复流内在端口内侧的粒子位移超过端口直径的显著部分，在线性声学中使用的较小幅度假设可被违反，以及可能会形成流出端口的小惯性射流，以及围绕端口轴线的环形再循环流通池。这将在高于双向流动阈值的某一点处发生。这些不改变基本的变换流量的量，但会导致稍有不同的流动分布。图17A-D示出在套管18的纵向振动中的不同点处通过端口22的组织流动。所有示出的流动可以不受到施加到套管18的任何抽吸压力的影响。图17A示出套管18处于最大的伸展程度下，同时导致相对的端口具有很少的净流量或没有净流量流动通过端口22。线170指示端口22外侧的再循环流动，形成围绕端口的小圆环。线172指示端口22内侧的再循环流动。线174指示流出端口的流动以及线176指示进入端口内的流动。线177和178总存在，并指示在端口的内侧和外侧远离端口22的流动。图17B示出套管18处于由箭头171所指示的朝向装置12向回拉动的点处，其中净流量流出端口22。线173指示朝向套管18的向回流动。图17C示出套管18处于最小的伸展程度下，同时导致相对的端口具有很少的净流量或没有净流量流动通过端口22。图17D示出套管18处于由箭头179所指示的远离装置12向前移动的点处，其中净流量流入到端口22内。线180指示用于填充套管18内部顶点的流体流。线182指示沿着套管18的外表面进入到端口22内的流体流。线184指示远离在182处所指示流动的环形流动。

与针对相同端口面积的较小末端相比，较大的末端具有较低的末端非线性流速阈值。非线性阈值随着规格和壁厚迅速变化。非线性阈值随着目标抽吸速率中的变化更缓慢地变化。此外，末端的非线性阈值速度以与端口面积成比例的方式减小。

在非常高的末端速度下，空穴开始在末端的外表面上形成。玻璃体可从外部液化，但抽吸流的速度或体积变得更不可预测，声场强度变得更大且更难以预测，在末端周围的流体变得更加动荡，会形成声流，并且损伤相邻组织的可能性上升。然后针对在本公开的装置和末端中的安全实践而言，这可被认为是上限。末端的速度应足够低，使得等于末端内侧和外侧面积之间的差减去端口面积的简单源的压力幅度小于1个大气压。

该上限速度阈值的量化理解如下。在声学中，对于小点源(本公开的末端在其内进行变化)而言已知的是P＝ρ*f*Q/(2r)，其中r是从声学中心到所考虑的点的半径。对于末端的外表面而言，Q＝V_tip*A_outer，并且在空穴极限下，P是一个大气压或103500帕。公式则为V_tip＝(ATM/ρ)*(1/f)*(2r/A_outer)。对于线性移动的半球形壳而言，所述声学中心位于约1/3半径处，或在振动轴线上壳顶点后面的直径的1/6处，使得r＝r_outer/3或D_outer/6。该公式简化成V_tip＝(2ATM/ρf)*((r_outer/3)/A_outer)。对于接近或高于其的速度而言，很可能发生外部空穴。

重要的是应该指出，通过与内侧面积匹配的外表面部分上位移的体积为双向流或变换流的一部分，并且可不导致外部空穴，因为其由通过端口的流体来置换。因此，A_outer是总的外侧面积减去总的内侧面积(或在圆形几何形状的情况下，A_outer＝(π/4)*(OD²-ID²))。因此，极限值最强烈地受到管壁厚度的影响。此外应当注意声学中心的有效位置由于这种变换可以偏移，并且使得对于封闭形式的公式而言更难以计算几何形状因素。通过对振动末端周围的压力场FEA(有限元分析)建模并且通过用于寻找气泡和空隙的高速摄像机的直接观察可确定空穴的极限速度。此外，从前一公式可知，外部空穴极限值相对地不会受到抽吸流或端口面积或位置的影响。

对于某些设计条件而言，达到双向流动的最佳末端速度不能在不超出外部空穴阈值的情况下完成，在这些情况下，末端应靠近但不超过外部空穴阈值振动以便最大有效性。这对于较厚的壁、较小的规格以及较大的端口而言尤其如此。

总结上述公开：单向流动域不是有效的；在高于单向流动域水平下驱动代表所需驱动水平的下边界；使用用于在玻璃体中设计成适于白内障外科手术的超声波针(这些通常不具有任何末端内侧表面面积)落入到该域内；这些针通常会堵塞；对于切除玻璃体的某一非零末端速度是必需的；该较低的速度极限可由V_tip＞Q_DF/A_InsideTip限定；在线性域内的双向流动是有效的，其有效性随着双向流动的幅度增大而增加；在内部空穴存在情况下的双向流动或是有效的，但有效性的增加趋于稳定；与内部非线性域相比，高于外部空穴阈值的双向流动在端口处破坏组织的方面不会更有效，同时诸如湍流和安全问题的不良影响开始迅速地逐渐增大。来自空穴的冲击波传播会不能区分地破坏紧邻末端外侧区域中的玻璃体或视网膜组织。

所提供的所有实例假设标准压力在海平面下。在高海拔下，大气压力将更低(例如，在墨西哥城在2200米或7200英尺的海拔下约80千帕)，并可能改变一些转变点，但这不是基本原则。在足够低于海平面水平下以便显著改变性能的操作是不可能的。

此外，装置与针的性能将受到端口和外表面声学中心之间的距离的影响。随着这两点移动分离开，末端将在较低的末端速度下从线性域移动到非线性域，其原因在于外表面的动作将对端口处的压力具有较小的影响。

虽然已经对诸如针的内径和外径的直径和端口直径进行了参考，横截面区域可以是非圆形的，而基本上不影响基本原则。

对于环境温度而言空穴将大致在水的蒸气压下开始；显然，其接近但大于完全真空。为了简化分析的目的我们假设完全真空。

一些观察如下。针外径(OD)的主要影响在外部空穴速度极限值上。OD越大，总Q值越大，即使保持壁厚度，但其分布过更大的区域。针内径(ID)最主要影响内部空穴阈值，对于给定的端口大小而言，面积越大，空穴速度阈值越小。对于抽吸流和往复流而言，较小端口增加通过端口的速度。在相对于端口的较大距离下，端口外侧的速度场将通常独立于端口大小，只取决于Q值。端口直径对于下限单向/双向阈值或外侧空穴边界上没有影响。壁厚((OD-ID)/2)影响声学区域，并且如果沿着针轴不变，其影响针的刚度。ID与端口直径的比值驱动往复流的速度。较大的比例(在较大ID附近的小端口)使得通过端口的速度较大，开始在较小行程下的双向流动的开始。

一些设计考虑如下。虽然已经公开了影响抽吸和双向流动平衡的主要因素，但设计者会集中到端口面积的选择上。

如果没有任何其它影响，用户对于通过较小的切口而不是较大的切口而言具有强烈的偏好。不过，他们也希望最高可能流量、坚硬可靠的器械，并且它们对于真正的端部切割作用以及端口前方的组织的可见度会具有不同的偏好。

设计者将选择最大外径，其将可接受地适配通过切口或通过插入通过切口的套管。

设计者将选择尽可能大的内径(即最薄的壁厚)，而不会使得器械具有不可接受的柔性或易于断裂的可能性，以尽量减少流动阻力。

设计者通常倾向于使用现成的材料以便具有成本效益，因此，他们可基于用于商品医用级微管的可用尺寸来进一步选择它们的内径和外径。

设计者将选择端口和末端之间的角度以便当末端插入时平衡端部切割效果(在零度)以及端口可见性(最大90度)。

这对于设计者而言选择端口面积和末端速度以便根据上述公式提供最佳的变换流，对末端速度的选择进行平衡，以尽量减少外部空穴，以及选择抽吸真空以实现所需的抽吸流动。

针的几何形状(圆形或非圆形)和末端的几何形状(半球形、子弹形、圆锥形、扁平的、凿子形等)细节则会由受到其它用户所需的影响，或用于提高可制造性或耐久性。

针的基本上封闭的远端显著导致玻璃体的液化。开放的针，诸如标准的超声波乳化针不具有液压增益且不能产生双向流动。此外，诸如用于抓住、抓握到较大组织块上并移动较大组织块的能力在超声波乳化和破碎针中是非常可取的；在超声波乳化程序中牵拉基本上是可取的，并且在玻璃体切割程序中是不可取的。超声波乳化针具有形成的钟形结构，其具有具体用于提高紧握力(可用的拉力或保持力的量)的较大的开放横截面面积。由于在标准超声波乳化针中的单个端口的面积等于或大于所述抽吸横截面面积，几乎未被破碎的任何碎片适配通过随后的抽吸区域，并且可结合到一起，导致临床上可见阻塞。

玻璃体液化的效果可通过两种独立的方法来观察。

方法1a：在该方法中，固定体积的纯玻璃体或纯水通过固定的真空从眼睛抽吸出，并测量用于抽吸出组织的时间。当用于两种不同流体的时间显著不同时，组织中的液体比水少得多(即更粘稠)；其中它们接近彼此，组织基本上是液体。该测量可在比较的基础上进行，比较机械切割器和超声波技术。

方法1b：方法1a的变型用固定真空抽取一定体积的纯玻璃体或纯水持续固定时间；在这种情况下，在固定时间下允许最大抽吸体积或质量的装置是优选的，并且如可使用纯水抽吸的抽吸类似质量或体积表明组织基本上是液体。

方法II：玻璃体的样品被切割或液化，并且测量组织处理前和处理后两者的分子量，并与水的分子量相比。分子量为介质的临界力学特性，并涉及一些性能，包括流动性。在这种情况下，较低分子量反映出更大的流动性。

可采取多种方法来制备示例性实施例的装置，这将影响对于玻璃体切除目标而言不是关键的几何形状的各方面。

例如，装置可从诸如钛的材料整体地加工制成。在这种情况下，内侧路径通过从钛棒钻出盲孔来构成。由于钻头的点通常不会是半球形的，端部的内表面将不会是半球形的，所以封闭端部的形状和厚度会是不均匀的。然而，在这种情况下，在封闭端部上钻出的孔将具有小于通过装置的抽吸路径面积的横截面面积。

这些孔可通过各种方法来制造，包括但不限于冲孔、钻孔、或使用线式放电加工的切割。

轴可通过深拉伸、整体机加工、或密封预成形来形成，或可以是用焊接、锻造或其它处理的预先切割的微型管。

此外，具有端口的末端可与针的轴分开地形成，并且可通过任何已知的方法附接，诸如粘合剂、焊接、摩擦接触、或将末端和轴固定到彼此的任何其它方法。在轴的ID小于末端部分ID的这种两部件式的设计中，轴的ID是在上述教导中所用的ID。

装置可构造成使得用户接纳切割针和超声波驱动器，或针可制成为使得它们可由用户安装到可重复使用的超声波驱动器上。

装置可由适于制造过程的任何生物相容材料构成，所述材料包括金属和塑料。

构建的一个实例是具有4个0.005英寸端口的22规格的针，与150毫米汞柱的端口压差结合，在高达约3米/秒的速度下驱动(在28.5千赫下峰值到峰值为35微米)，导致约10毫升/分钟的水流速和约2.5至4.0毫升/分钟的玻璃体流速。管腔ID为约0.020英寸，以及标称端口流体速度小于((20/10)²*3＝)12米/秒，很好地高于从压力差所获得的6米/秒的最大可实现水的抽吸流速，或对于通过四个端口的2.5ml/min的流动而言所预期的0.8米/秒的玻璃体抽吸流速。在较高的速度下，内部空穴已开始形成。玻璃体的相对流动性从玻璃体和水流速小于分隔开的幅度数量级的事实而显而易见。

可设想到其它配置。由于端口总面积变大，对于固定压差而言的总抽吸体积增加；最终，用于维持眼睛稳定(以及在较小程度上用于固定眼睛)的愿望支配着设计决策过程。因为输注套管变得更小(例如，具有25规格或27规格的套管)，在来自峰值水输注流动的眼内压力的下降变得越来越重要，并且整体优化设计开始集中于更早确定的较小端口/较高真空设计。

在常规的闸刀型切割器中，玻璃体使用两个相对金属表面之间的剪刀式切割动作而切割成段；段相对较大(例如，对于每分钟抽吸1毫升的处理后玻璃体的5000CPM切割器而言每段约0.2μl)。

相比而言，在示例性的实施例中，玻璃体可通过由针的高度局部剪切和压缩力的组合来液化，从而导致在独立的处理应力点之间的小得多的段(例如，对于每分钟抽吸1毫升玻璃体的28.5kHz的装置而言每段小于0.0006μl)。

下面是使用示例性实施例的液化玻璃体过程的概要：

1)双向流动对玻璃体丝施加压力并断开；

2)流动通过较小端口的相对高流速导致非恒定的流速分布，经常被认为是抛物线形状的，导致通过流的高剪切力；

3)通过端口的材料经历周期性的压力循环以最小的稀薄真空可能低至水在体温下的蒸气压(约绝对7000帕)和几个大气压的最大压缩压力，这将导致任何截留的气体快速膨胀和压缩，导致局部破裂；

4)流过端口边缘的材料将被迫突然转动90度，经受高度旋涡，其也将需要较大的但高度局部化的剪切力；以及

5)在端口外边缘处的材料通过在最前和最后针位置处的端口边缘将在行程的每个循环期间经受剪切冲击波，形成用于撕裂的许多点；以及

6)在较高速度下在内侧和外侧处围绕端口轴线的环形流通池会将材料撕裂开来。

与常规的超声波乳化装置相比，示例性实施例通过使用相对小的端口开口控制牵拉力。可以表明在第一序列的基础上，压力梯度随着从端口相距距离的增加而急剧下降，在远点和从端口相距约一个直径的点之间的压降只有从远场到端口本身的总压降的约1.5％(参见图18)。机械玻璃体切割器的挤切型端口必须较大，接近所述外针的OD大小，或对于23规格的针而言约0.025英寸(635微米)，以允许玻璃体进入端口足够远，以便捕获在移动的内针和将被切割的外侧端口的前边缘之间，以及以便确保在每一切割周期切割足够的玻璃体以产生有用的流动。因为超声波玻璃体切除末端的局部剪切作用以及显著的更高周期率，玻璃体仍可行进到小端口内足够远，以便以临床有用的速率进行切割。

常规的超声波针通常具有在远侧定位的端部端口的单个较大直径，该直径尽可能大以提高牵拉(在白内障手术中也被称为“紧握”)，其可应用到水晶体碎片以使它们四处移动。超声波乳化后的输注/抽吸(I/A)末端已知具有小到0.3毫米(0.012英寸)的端口。

示例性实施例还通过基本的玻璃体切割作用来控制牵引，其在玻璃体中在通到端口的入口处产生小的破裂并断开在边缘附近的玻璃体中的纤维，从而它们不能沿着丝的长度创建局部化的拉动作用。

示例性实施例还通过使得能够使用相对低的真空水平来控制牵拉。

图19是示出具有上述4个0.005英寸(127微米)直径的端口的22规格套管的玻璃体流速(流量，在y轴上)的曲线图，上述是对于在超声波乳化装置(可从博士伦购入)的各种超声波功率水平下的水最大流速(速度位势，在x轴上)(超声波水平以米/秒的峰值末端速度的项表示)而言的。

流出眼睛的任何流必须由通过输注套管的流入眼睛内的流动来进行平衡。流装置可抽吸眼睛内的任何流体，包括输注溶液(水/BSS)。用于供应该流体的压力通常保持较低(如尽可能接近小于22毫米HG的健康眼睛的眼内压力(IOP))。对于流出眼睛的低粘度流动而言，横跨输注套管的压降导致眼内的压降；如果压降太多，则可能会损伤眼睛。适于23规格的外科手术的通常套管可具有从刚好10毫升每分钟的输注流量的6至10毫米的压降。在样品针中，玻璃体流速已经为水流速的约33％，有时高达水流速的40％，以及1至2毫升/分钟的玻璃体抽吸速率允许眼睛内的所有玻璃体在一两分钟内大量去除，这一直是临床上可以接受的。因此，设计成在预期的压力差水平下允许(例如)约10毫升/分的水流量通过针的端口可被认为足够大，以及不需要使用更大的端口。

具有较大输注套管和较小玻璃体切除套管的套件可能有助于在某种程度上偏离于此，但总是会具有一定的上限以便基于具有被动输液方案的输注极限进行流动。检测流动并增大眼内压力的主动方案也可偏离于此，但承担性能风险和成本，并且给定可用被动系统和玻璃体切除针实现的可接受性能，可避免上述情况。

小于在已知超声波乳化或破碎针上那些的端口出于以下几个原因执行得更好。首先，较小的端口增加流动通过端口的流速，在与较大端口相比的较低速度下形成双向流动。其次，它们显著减小静态牵拉(参见图20和下面的论述)。第三，较小端口为如下边界，其保护来自末端的高流场，允许更接近视网膜使用末端。

图20是示出在可能的不同速度下的不同端口尺寸的不同的保持强度(单位为克，在y轴上的对数标度)的曲线图。常规23规格的玻璃体切割器可具有在0.018英寸到0.024英寸量级的端口，从而导致在约350毫米汞柱的真空下约1.5毫升/分钟的玻璃体流，产生一克或更多的静态牵拉。相比而言，22规格的样品内置有在约150毫米汞柱提供相同流动的四个0.005英寸的孔(相当于一个0.010英寸的孔)，而且仅将产生约100毫克的牵拉。幅度量级较小的保持力很可能就是示例性实施例提供优越的玻璃体切除而与常规的机械玻璃体切割器相比没有任何明显牵拉的原因。

标准的超声波乳化或破碎针出于至少几个原因对于玻璃体切除没有效果。其中最主要的是，它们在与玻璃体的接触点处没有用于产生进出端口的往复流动的结构。这导致在入口处在壁上拖动的玻璃体的较大缠结，堵塞端口并形成外部牵拉。此外，限流直径通常总是沿着轴定位，并在使用更小直径的情况下，钟形件位于远端处，以便给水晶体材料提供更好的牵拉，从而进一步降低在发生振动的端口处的抽吸流体速度。此外，较大的端口直径将允许玻璃体的一些抽吸，尽管存在牵拉，仍鼓励用户使用最少的抽吸真空水平，进一步限制抽吸流体速度。本实例需要一些振动，以启动通过端口的流体，但较小的端口导致更高的流体速度，从而允许较低速度的末端运动，这限制外部空穴。

斩针设计采用在针管座附近的紧缩喉部。虽然这具有将产生较高流速的更小抽吸端口，但它不是位于远端，其中振动运动首先与末端相互作用。在入口端口处，直径大得多(以便当斩针预期用于水晶体去除和操纵时增强紧握力)，降低抽吸速度。

出于解释说明和描述目的提供了实施例的前述描述。其不意旨是穷尽的或限制本公开。特定实施例的单个元件或特征通常不局限于该特定实施例，但是在适用情况下，即使没有具体示出或描述也是可互换的，并且可以在所选择的实施例中使用。相同的上述也可在许多方面变化。这样的变化不应被视为脱离本公开，而是所有这种修改意旨被包括在本公开的范围之内。

Claims (10)

1.一种眼科手术装置，其包括：

具有远端和近端的壳体；

套管，其附接到壳体远端，并具有远侧末端，所述远侧末端具有至少一个端口，所述端口与延伸通过套管并与壳体中的抽吸路径连通的管腔连通；

保持在壳体内的振动源，用于振动所述套管的远侧末端，以便有助于将玻璃体和其它组织从患者眼睛去除；

其中所述振动源产生所述远侧末端的峰值速度，所述峰值速度等于或小于由眼睛的眼内压力与套管管腔内比该眼内压力小的一压力之间的压差而引起的通过所述至少一个端口的水的可能最大流速。

2.根据权利要求1所述的装置，其特征在于所述壳体和所述振动源是超声波乳化外科手术器械的一部分。

3.根据权利要求2所述的装置，其特征在于套管具有用于附接到所述超声波乳化外科手术器械的螺纹连接。

4.根据权利要求1所述的装置，其特征在于还包括附接到所述套管并延伸超过套管远侧末端的防护装置。

5.根据权利要求1所述的装置，其特征在于还包括附接到装置并围绕和延伸超过套管远侧末端的护套，其中所述护套包括靠近所述套管远侧末端的端口。

6.根据权利要求1所述的装置，其特征在于所述套管远侧末端包括与所述管腔连通的多个端口。

7.根据权利要求6所述的装置，其特征在于所述多个端口形成到所述套管的中心轴线的一侧。

8.一种眼科手术套件，包括：

第一进入部位对准装置；

附接到一定长度管道的输注套管，套管用于插入到所述第一进入部位对准装置内并且所述管道用于附接到输注流体源；和

用于接收组织提取装置的第二进入部位对准装置；

其中第一进入部位对准装置具有比第二进入部位对准装置的管腔直径更大直径的管腔。

9.一种眼科手术套件，包括：

多个进入部位对准装置；

多个附接到一定长度管道的输注套管，每个套管用于插入到所述多个进入部位对准装置之一内，以及管道用于附接到输注流体源；以及

用于接收组织提取装置的另外多个进入部位对准装置；

其中多个输注套管提供相比于组织提取装置端口的抽吸横截面积适于输注流体的更大横截面面积。

10.一种套管，其用于附接到能够使该套管振动的外科手术器械，其中所述外科手术器械还包括抽吸路径，所述套管包括：

轴，其具有的长度足以延伸穿过眼睛的后段，而套管的近侧部分或外科手术器械的远侧部分不与进入部位对准装置接触；以及

至少一个端口，其邻近套管远侧末端形成并形成到套管中心轴线的一侧并与延伸通过套管以便与抽吸路径连通的管腔连通，其中至少一个端口的横截面面积相比于管腔的横截面面积至少为三分之一或更少。