CN109069293B - 具有模制毂的超声手术抽吸针组件 - Google Patents

Abstract

一种与超声机头附接的手术针组件包括具有远端和近端的细长金属套管。毂大体上朝着套管近端被插入模制到套管上，并且由具有极限强度的材料构成，所述极限强度为在手术针组件与超声机头一起使用时细长金属套管与毂之间的接合部处的峰值循环应力的至少两倍。毂材料具有如下刚度，所述刚度足以在手术针组件与超声机头一起使用时将细长金属套管的运动限制成小于预期峰间行程长度的1.5倍。毂包括用于配合附接至超声机头的结构。

Description

具有模制毂的超声手术抽吸针组件

相关申请的交叉引用

本申请要求2016年4月29日提交的申请号为15/142,932的美国申请的优先权。该美国申请的全部内容以引用的方式并入本文。

技术领域

本发明涉及一种超声手术抽吸针组件。更具体地，本发明涉及一种具有金属针或套管的超声针组件，该金属针或套管模制到用于与眼科手术机头附接的毂。

背景技术

本节内容提供与本发明相关的背景信息，所述背景信息并非一定是现有技术。

例如用于白内障手术的超声乳化(phaco)针组件的毂和轴部通常由刚性金属(最常见的是钛)整体加工而成。已经提出将软的柔顺尖端用于超声乳化套管轴远端，但尚未提出将非金属材料用于毂。金属毂和金属套管轴是刚性的并且足够坚固，以承受由超声振动施加的力并且有效地将来自振动源的超声振动传递通过毂和套管从而在针组件的远端处乳化组织。

诸如聚合物的模制材料比金属更柔顺并且相比于金属在传递超声能量上效率较低。已经提出了使多部件冲洗(非振动)针组件包括在基本上直的轴和较大毂之间的柔顺O形环，但是这些针组件不旨在传递超声能量。此外，还已知注射针组件具有模制在金属针上的毂；这些针组件也不旨在传递超声能量，并且没有迹象表明这种针组件能承受超声振动。

由于套管外径变小、套管长度变大、以及套管壁厚度变薄，因而加工毂和针组件是昂贵的并且变得开销越来越大和困难。当试图制造用于后房超声玻璃体移除的针组件时，这在共同未决的题为“Vibrating Surgical Device for Removal of Vitreous andOther Tissue”的美国专利申请14/020,386中进行了描述，经历了加工毂和针组件的困难。用于玻璃体去除的超声针组件比典型的超声乳化针组件长，以使针组件能够跨过眼睛的后房段。与典型的超声乳化套管相比，超声玻璃体套管还具有更小的外径(OD)，以允许玻璃体针组件穿过无缝线后房手术中使用的入口对准套管。还希望超声玻璃体套管具有尽可能大的内径(ID)，以尽可能有效地去除玻璃体。由于玻璃体套管的OD受入口对准套管的限制，为了使玻璃体套管的ID最大化，期望使玻璃体套管的壁厚最小化。

并且，期望制造一种成本足够低的超声手术针组件，以用作单次使用的一次性针组件。期望以这种成本制造一种超声手术针组件，以证明一次性针组件的合理性，该针组件能够容纳比标准长度更长且比正常针组件的壁厚更薄的、特别小规格的针组件。

附图说明

本文记载的附图仅用于所选实施例的说明性目的，而不是所有可能的实施方式，并且不旨在限制本公开的范围。

图1是示例性手术针组件的正视图；

图2是图1的沿线2-2截取的正视图；

图3是图1的局部透视图；

图4是可替换实施例的局部透视和局部剖视图；

图5是另一可替换实施例的局部透视和局部剖视图；

图6是附接到超声机头的示例性手术针组件的局部透视和局部剖视图；

图7是附接到超声机头的另一示例性手术针组件的局部透视和局部剖视图；以及

图8是图7的局部视图。

在附图的多个视图中，相对应的附图标记指示相对应的部件。

具体实施方式

现在将参考附图来更全面地描述示例性实施例。

图1示出了附接至超声机头的手术针组件10。针组件10包括细长的金属套管12，其具有远端14和近端16。毂18大体上朝着套管近端16而被插入模制到套管12上，并且由具有极限强度的材料形成，所述极限强度为在手术针组件与超声机头(未示出)一起使用时细长金属套管12和毂18之间的接合部20处的峰值循环应力的至少两倍。毂材料还具有当手术针组件10与超声机头一起使用时足以将细长金属套管12相对于毂18的各部分的运动限制为小于预期峰间(peak to peak)行程长度的1.5倍的刚度。毂18还包括用于配合附接至超声机头(未示出)的结构22。据信，毂配合结构22作为凸形结构(male structure)时性能最好，例如所示的螺纹。然而，毂配合结构也可以形成为凹形结构(female structure)。取决于所使用的超声水平，凹形毂配合结构可能需要使用套筒以防止毂在使用期间当毂材料加热时膨胀和滑动，从而保持与超声机头的流体密封连接。也可以使用除螺纹之外的其它配合结构。

可以通过任何可接受的模制技术将毂18插入模制到套管12上，并且所述毂可以由聚合物形成，例如由许多公司以商标Ultem^TM销售的聚醚酰亚胺(PEI)。目前由SABIC制造的Ultem^TMHU1010和HU1010K已被发现是有效的毂材料。根据应用场合，其它材料也是可接受的，例如聚醚醚酮(PEEK)、聚芳醚酮(PAEK)、聚砜(PSU)、聚醚砜(PESU)、聚苯砜(PPSU)、自增强聚苯(SRP)、聚碳酸酯(PC)或其它合适的材料。材料也可以使用填料，例如玻璃，只要它们可以证明是生物相容的。本公开中使用的术语“插入模制”是指围绕其它非塑料、非聚合物部件(插入件)模制或形成塑料或其它聚合物的过程。接合部20在图2中最佳地用粗黑线示出。

套管12可由适当的生物相容性金属形成，例如不锈钢、钛或镍钛合金(也被称为镍钛诺)。

可以选择毂聚合物的属性以改善手术操作的各个方面。例如，可以选择毂材料的极限强度，以避免在正常预期手术条件下喇叭部-毂-套管接口所遭受的预期循环应力下的接合失效。可替换地或附加地，毂聚合物的熔点可选择得足够低以在如受到高压釜温度时熔化或变形，从而避免再次使用一次性针组件。

近端16可具有形成在套管12上的附接结构，用于增强毂材料对套管12的粘附或抓牢和/或改善毂材料的抗剪刚度。例如，可使用化学蚀刻或沉积技术以使套管12的外表面(未示出)粗糙化。例如可以使用激光蚀刻形成图4中的凹槽24(交叉阴影线)和升高的凸台26(菱形)，以改善套管12和毂18之间的夹持。当蚀刻凹槽24时应该小心，特别是具有薄壁的小规格、例如23或25号(ga.)套管，这是因为已经发现凹槽会在超声操作期间产生应力失效位置。如果对于特定设计而言需要增强套管12和毂18之间的粘附，则将材料沉积到套管12(未示出)上可以提供更稳健的解决方案。可替换地，如图5所示，可将环形护套28安装在套管12上，以减小在使用过程中承受剪切力的毂部分的厚度，由此增强了接合部20的刚度，并提供了将轴向推拉力直接传递到套管12的轴向表面30。环形护套28可以通过任何可接受的方式安装到套管12上，例如粘合剂、焊接、激光焊接、压接等。

凸形结构22可包括如图1至图3所示在毂18中形成的螺纹或者可包括如图4至图6所示的压配合支承面22'，以与机头的喇叭部形成干涉附接。如图6所示，凸形结构还可以具有大体上在30处示出的短区段，其具有较小的外径(OD)，以便于在挤压安装期间插入喇叭部32中。如图所示，凸形结构还可以具有锥形区段，以进一步方便初始的挤压安装。

如果毂18具有螺纹，则如图7所示，机头34可以具有大体上在36处示出的螺纹区段，以与毂18配合。机头34和毂18的螺纹可具有任何可接受类型的螺纹，从而便于在使用期间的液密密封。譬如，螺纹可具有类似于已知管螺纹的锥形区段。

可替换地，当手术针组件10通过螺纹附接到超声机头34时，如图8所示，可以添加螺纹填充材料38以增强手术针组件10与超声机头34的附接，并增强与超声机头34的液密密封。螺纹填充材料可以是强化毂18与超声机头34附接的任何可接受材料，如

M121HP或M11fl。毂18还可包括凸缘部分40，其足够厚以与超声机头34产生液密密封。凸缘部分40必须足够厚以提供结构稳定性并且不会变形，从而可以在凸缘部分40和机头34之间形成42处的紧密密封。

图3提供了毂18的良好透视图，包括与扳手配合以将毂18紧固到机头的扳手搭面44。

制造具有插入模制毂的、商业上适用的超声手术针组件要求该毂满足至少两个条件。首先，毂必须足够坚固，以承受正常使用时超声振动所施加的预期力。其次，毂必须足够刚硬，以充分限制针组件在正常超声循环振动条件下的运动。对于用于注射的针组件，不期望这些条件。

毂的设计细节(长度、材料厚度、材料剪切模量和剪切强度、以及包含诸如螺纹、脊、交叉孔等干扰特征)可影响毂的刚度和强度。

为了优化强度，设计人员可以指定更长的毂，其通过将力扩展到更大的区域以降低应力来增加毂强度，或者可以选择更高强度的材料。通常将材料强度规定为阈值应力水平(例如压力单位，如MPa(兆帕)或PSI(磅/每平方英寸))，在该应力水平会在材料测试样品中产生特定的不良影响(如塑性变形、永久变形、彻底失效等)。

为了优化刚度，设计人员可以指定更长的毂或更薄的模制毂壁，或选择更硬的材料。通常使用一个或多个指定在材料中产生已知弹性变形所需的材料应力水平的模量值来指定材料刚度。较高模量的材料通常导致较硬的毂。

如在本公开中所使用的，术语“极限强度”(又称拉伸强度)σ_ts是在单轴向应力-应变测试中的最大工程应力(施加的负载除以试样的原始横截面积)。对于不可变形的材料，最大工程应力是在拉伸时加载的材料圆棒发生分离的标称应力。对于可变形材料，最大工程应力在断裂(分离)之前的应变处发生在开始颈缩时。对于脆性固体(陶瓷、玻璃和脆性聚合物)，最大工程应力与拉伸时的失效强度相同。对于金属和大多数复合材料，由于加工硬化或者在复合材料的情况下向增强成分的载荷传递，它比屈服强度σ_y大1.1到5倍。

如在本公开中所使用的，术语“耐久强度”(又称疲劳强度)S_Nf是在N_f循环之后发生失效的应力值。可以采用各种倍增器以解决在针组件的预期使用寿命期间毂材料和/或接合部的退化。在上述情况下，针组件连续使用5分钟会导致其受应力通过略少于1000万次的循环。描述周期性疲劳对遭受材料周期性应力的材料的强度的影响的Wohler曲线(S-N曲线)显示了材料强度在给定数量的循环中可能降低多少。因此，设计人员会选择毂部件的设计参数，以确保在预期数量的应力循环之后，毂具有等于或大于在套管和毂之间的接合部处经历的峰值循环应力的耐久强度。

在正常的眼科超声手术使用时，毂18使套管12的质量体加速通过临床有效性所需的谐波振幅(行程长度)。虽然套管12和毂18是具有更复杂的加速度曲线的更大谐振结构的一部分，但可以通过假设大多数运动来自超声机头的喇叭部并且套管12为硬质量体来方便地界定针组件10的最大加速度。在这种情况下，可以通过以下等式计算出毂18将经受的最大力的上限：

最大预期力＝X₀*针组件质量*(谐波频率)²＝X₀mω²

在套管12的一个示例性情形(情形A)中，其具有41mm长度、0.025”OD、0.017”ID、以及由密度为8g/cm³的不锈钢制成的0.004”壁，以28.5kHz(约179,000rad/sec)被驱动，且具有40微米(X₀＝20微米)的峰间行程幅度(长度)，套管质量约为0.056克并且峰值力为近似36牛顿(约8磅力)。

在套管12的另一更极端示例性情形(情形B)中，其具有41mm长度、0.025”OD、0.013”ID、以及由密度为8g/cm³的不锈钢制成的0.006”壁，以28.5kHz(约179,000rad/sec)被驱动，具有60微米(X₀＝20微米)的峰间行程幅度(长度)，套管质量约为0.077克并且峰值力为近似74牛顿(约17磅力)。

实践中，薄套管材料的刚性可能比包覆模制毂大得多，但与机头的驱动喇叭部相比不是完美刚性的。因此，毂18处的运动幅度可能会稍小于远端14的运动幅度，从而导致套管12内的一些谐振增益并导致对于给定的远端14运动在毂18处的峰值力的相应减小。另一方面，由于可能的周期性疲劳，针组件设计中的一些额外余量可能是有用的，并且不能承受上面计算的峰值力的针组件设计在遭受正常预期的操作应力时可能会失效。

可以通过从套管或毂上悬挂一个重物或通过使用(例如

公司提供的那些)自动拉伸强度测试仪拉动接合部来方便地评估套管12和毂18之间的接合强度。虽然将套管12锚固到振动喇叭部过程中毂18受到的应力为剪切应力，但针组件/喇叭部系统中的总有效力是轴向或纵向的。确保针组件设计足够牢固的一个简单测试是靠近接合部轴向拉动喇叭部和针组件，并且确认接合失效点高于上述情形A和B中确定的峰值力。这可以使用力倍增器(如，在接合部20处为预期峰值循环应力的两倍)在新的毂上完成以解决周期性退化，或者可以在驱动针组件通过适当数量的循环之后完成。

利用

测试仪拉动具有模制到23规格针组件的、4-40UNC(UnifiedNational Coarse)螺纹嵌件的一批

毂会产生25至50磅的失效点，远远超过上面确定的所需力。已经发现，模制过程的完整性影响了接合强度。失效点较低的毂具有可见的内部缺陷，例如气泡，而失效点较高的毂却没有这些缺陷。

当然，设计人员可以针对更高的接合强度来提供额外的设计余量，以使得大量部件失效率或制造工艺改变的潜在影响最小化，或者考虑更大的行程或更久的使用。

现在将讨论毂18的刚度。可以将毂视为弹簧，受制于胡克定律(力＝K*位移)。这样看来，力/K＝位移。毂必须足够硬以使得与整体上期望的运动幅度(行程长度)相比在预期驱动力下的位移是不显著的。使用已经鉴定的关系(力＝X₀mω²)并且要求在该力下穿过毂的位移必须是所需幅度的小因子(1/N)(即，位移<X₀/N)，可以理解毂的有效刚度K为：力/位移＝{X₀mω²/(X₀/N)}或Nmω²。

具有OD、ID、长度L和材料剪切模量为G的、N理想上径向对称的毂的理论刚度可以表示为K＝2πG*L*ID/ln(OD/ID)。举个例子，对于OD＝0.112”(4-40螺纹的主直径)、ID为0.025”(23规格针组件的最小ID)、长度为0.3”、并且剪切模量G为约170kPSI的模制Ultem毂，估算的刚度K＝5300磅/英寸或5.3磅/0.001”。在

测试仪上轴向拉伸测试七个样品表明接合部的刚度约为4000磅/英寸(4磅/.001”或大约0.7牛/微米)，与预测的理想值一致。

采用这种设计，对于36牛顿(Nt)的恢复力，情形A中的毂18的挠曲度约为50微米，或大于40微米的峰间行程长度但小于峰间行程长度的1.5倍。实验室经验表明这种柔顺性水平是可以容忍的。

可以理解的是，接合部20处的弹簧作用与套管的质量相结合形成了具有针组件的谐振频率的质量弹簧系统。对于这种集总模型，已知谐波谐振频率ω₀为ω₀＝√(k/m)。对于上面给出的例子，k～930000Nt/m,m～0.000056kg,ω₀～128,000radians/sec，并且谐振频率为～20kHz。接合部越硬，针组件的谐振频率越高。如上所述，至少是计划驱动频率的一半的针组件的谐振频率是可以接受的，但针组件的谐振频率等于或大于计划驱动频率是优选的。

与毂强度一样，对于超声驱动的针组件相比于注射针组件而言，毂刚度更重要。如果注射针组件在注射期间稍微向前移动，则偏转不会影响注射品质，并且许多注射针组件安装在本身非常柔顺的无菌塑料注射器上。然而，超声针组件的不希望或过度的偏转可能是无效的或可能带来危险。在低于失效力的力的状态下，通过当如上所述的自动拉伸强度测试仪上的轴向力增大时观察针组件位移，可以与毂设计强度同时地方便评估毂设计刚度。合成应力/位移曲线的斜率表示毂设计刚度。然而，应该注意的是，对于可靠的数据，测量系统应当比预期的接合部刚度明显更硬。如果测量系统不够坚硬，则测量的柔度将略低于实际的柔度。

将毂设计成刚性的另一个好处是与更柔性的毂相比，降低了毂加热。柔性毂可以被视为弹簧。存储在弹簧中的在最大伸展时的能量是施加的力和弹簧常数的函数。在实践中，一部分能量被弹簧吸收和消散，每个循环产生热量并使弹簧逐渐升温。设计相对较硬的毂(从而它们不会在每个力循环中存储很多能量)、并且选择具有低机械耗散损耗因子(以便它们在伸展时不吸收能量)和具有热稳定的机械性能(使得如果由于周期性致动使毂材料变热，性能不会改变)的材料会引起针组件改善的性能。

用于附接到超声机头的手术针组件的替代示例性描述可以是如上所述具有远端和近端的细长金属套管。如上所述，毂大体上朝着套管近端插入模制到套管上并且由具有耐久强度的材料构成，所述耐久强度等于或大于在手术针组件与超声机头一起使用时细长金属套管与毂之间的接合部处的峰值循环应力。毂材料还具有足够的刚度以在手术针组件与超声机头一起使用时将细长金属套管的运动限制到小于预期峰间行程长度的1.5倍。毂还可包括用于配合附接到超声机头的凹形结构的凸形结构。替代实施例可具有如上所述的相同特征并且由相同的材料制成。

用于附接到超声机头的手术针组件的另一替代示例性描述可以是具有远端和近端的细长金属套管。毂大体上朝着套管近端插入模制到套管上并且由具有耐久强度的材料构成，所述耐久强度等于或大于在手术针组件与超声机头一起使用时细长金属套管与毂之间的接合部处的峰值循环应力。手术针组件的谐振频率是超声机头的标称操作频率的至少一半。毂包括用于配合附接到超声机头的凹形结构的凸形结构。同样，该替代实施例可具有如上所述的相同特征并且由相同的材料制成。

可参照具有主体的超声手术机头描述又一个替换实施例。超声振动组件保持在主体内。手术针组件附接至超声振动组件的远端部分。手术针组件包括具有远端和近端的细长金属套管。毂大体上朝着套管近端插入模制到套管上并且由具有耐久强度的材料构成，所述耐久强度等于或大于在手术针组件与超声机头一起使用时细长金属套管与毂之间的接合部处的峰值循环应力。手术针组件的谐振频率是超声机头的标称操作频率的至少一半。毂包括用于配合附接到超声机头的凹形结构的凸形结构。同样，该替代实施例的手术针组件可具有如上所述的相同特征并且由相同的材料制成。超声振动组件可以是众所周知的压电或磁阻组件，如图7中35处所示。

可参照具有主体的超声手术机头描述又一替换实施例。超声振动组件保持在主体内。将细长金属套管插入模制到超声振动组件的远端部分上。在该替换实施例中，毂可以与超声手术机头和细长金属套管同时形成和插入模制。也就是说，上述的凸形结构不是在附接到机头之前形成并随后螺合或压配合到机头上，而是凸形结构通过注射成型形成在细长金属套管上并附接至机头。譬如，图6的毂18可以通过注射成型附接到套管12和喇叭部32上，而不是上述的压配合示例。

出于示例和说明的目的提供了对实施例的上述说明。其并非旨在详尽说明或限制本发明。即便没有特地示出或描述，特定实施例的单个元件或特征通常不限制于该特定实施例，而在适当情况下是可互换的，并且能够用于选定的实施例。本发明也可以以多种方式变型。不应认为这些变型脱离了本发明，而是意图将全部这些变型包括在本发明的范围内。通过提供示例性实施例，本文将会向本领域技术人员彻底地、全面地传达上述范围。提出了许多特定细节，例如特定部件、装置和方法的实例，以便彻底理解本发明的实施例。对本领域技术人员而言，显而易见的是，特定细节不一定被采用，示例性实施例可以以许多不同的形式实施，并且所述特定细节和示例性实施例中任一者都不应被理解为限制本发明的范围。在某些示例性实施例中，没有详细描述公知的方法、公知的装置结构和公知的技术。

本文使用的术语仅是出于描述具体的示例性实施例的目的，而不意图加以限制。如本文中使用的，单数形式“一”、“一个”和该还可意在包括复数形式，除非上下文明确地指示其它情况。术语“包括”、“包含”、“含有”和“具有”是包括性的，且因而指明了所指出的特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件的存在，但不排除存在或增加其它特征、整数、步骤、操作、元件、部件和/或由它们构成的组中的一个或多个。当一元件或层被称为位于另一元件或层“上”，“接合到”、“连接到”或“耦接到”另一元件或层时，它可能直接位于该另一元件或层上，直接接合到、连接到或耦接到该另一元件或层，或者可能存在介入元件或层。相反地，当一元件被称为“直接”位于另一元件或层“上”，“直接接合到”、“直接连接到”或“直接耦接到”另一元件或层时，可能不存在介入元件或层。应该以类似的方式理解用于描述元件之间的关系的词语(例如“之间”对“直接之间”、“相邻”对“直接相邻”，等)。如本文中使用的，术语“和/或”包括一个或多个相关的列举的项目中的任何和所有组合。

尽管本文可能使用术语第一、第二、第三等描述各种元件、部件、区域、层和/或区段，但这些元件、部件、区域、层和/或区段不应被这些术语限制。这些术语可以仅用于将一个元件、部件、区域、层或区段与另一个区域、层或区段区分。本文中使用诸如“第一”、“第二”和其它数量型术语时，它们不意味着序列或顺序，除非上下文明确地指明。因此，下文论述的第一元件、部件、区域、层或区段可以命名为第二元件、部件、区域、层或区段，而不脱离示例性实施例的教导。

本文可能使用诸如“内”、“外”、“底”、“下方”、“下”、“上方”、“上”等与空间有关的术语，以便描述如附图所示的一个元件或特征与其它元件(一个或多个)或特征(一个或多个)的关系。除了附图中描述的定向之外，与空间有关的术语可能意图涵盖装置在使用或操作中的不同定向。例如，如果将附图中的装置翻转，则被描述为位于其它元件或特征“下面”或“下方”的元件或特征将因此会被定向为位于所述其它元件或特征“上方”。因此，示例性术语“下方”可以涵盖上方和下方这两种定向。该装置可以其它方式定向(旋转90度或处于其它定向)，并相应地解释本文使用的与空间相关的术语。

Claims (29)

1.一种用于与超声机头附接的手术针组件，包括：

细长金属套管，其具有远端和近端；

毂，所述毂大体上朝着所述细长金属套管的近端被插入模制到所述细长金属套管上，并且由具有极限强度的材料构成，所述极限强度为在所述手术针组件与所述超声机头一起使用时所述细长金属套管与所述毂之间的接合部处的峰值循环应力的至少两倍，所述插入模制是指围绕其它非塑料部件模制形成聚合物部件的过程；

构成所述毂的材料具有如下刚度，所述刚度足以在所述手术针组件与所述超声机头一起使用时将所述细长金属套管的运动限制成小于预期峰间行程长度的1.5倍；以及

所述毂包括用于配合附接至所述超声机头的毂配合结构。

2.根据权利要求1所述的手术针组件，其特征在于，所述细长金属套管还包括在所述细长金属套管上形成的附接结构，用于增强所述毂与所述细长金属套管的粘合。

3.根据权利要求1所述的手术针组件，其特征在于，所述细长金属套管由不锈钢和钛中的一种形成。

4.根据权利要求1所述的手术针组件，其特征在于，所述毂由聚醚酰亚胺、聚芳醚酮、聚砜、聚醚砜和聚苯砜中的一种形成。

5.根据权利要求1所述的手术针组件，其特征在于，所述毂包括足够厚以与所述超声机头产生液密密封的凸缘部分。

6.根据权利要求1所述的手术针组件，其特征在于，所述毂配合结构包括在所述毂中形成的阳螺纹。

7.根据权利要求6所述的手术针组件，其特征在于，所述手术针组件通过螺纹附接到所述超声机头，并且还包括螺纹填充材料以用于增强所述手术针组件与所述超声机头的附接并增强与所述超声机头的液密密封。

8.一种用于与超声机头附接的手术针组件，包括：

细长金属套管，其具有远端和近端；

毂，所述毂大体上朝着所述细长金属套管的近端被插入模制到所述细长金属套管上，并且由具有耐久强度的材料构成，所述耐久强度等于或大于在所述手术针组件与所述超声机头一起使用时所述细长金属套管与所述毂之间的接合部处的峰值循环应力，所述插入模制是指围绕其它非塑料部件模制形成聚合物部件的过程；

构成所述毂的材料具有如下刚度，所述刚度足以在所述手术针组件与所述超声机头一起使用时将所述细长金属套管的运动限制成小于预期峰间行程长度的1.5倍；以及

所述毂包括用于配合附接至所述超声机头的毂配合结构。

9.根据权利要求8所述的手术针组件，其特征在于，所述细长金属套管还包括在所述细长金属套管上形成的附接结构，用于增强所述毂与所述细长金属套管的粘合。

10.根据权利要求8所述的手术针组件，其特征在于，所述细长金属套管由不锈钢和钛中的一种形成。

11.根据权利要求8所述的手术针组件，其特征在于，所述毂由聚醚酰亚胺、聚芳醚酮、聚砜、聚醚砜和聚苯砜中的一种形成。

12.根据权利要求8所述的手术针组件，其特征在于，所述毂包括足够厚以与所述超声机头产生液密密封的凸缘部分。

13.根据权利要求8所述的手术针组件，其特征在于，所述毂配合结构包括在所述毂中形成的阳螺纹。

14.根据权利要求13所述的手术针组件，其特征在于，所述手术针组件通过螺纹附接到所述超声机头，并且还包括螺纹填充材料以用于增强所述手术针组件与所述超声机头的附接并增强与所述超声机头的液密密封。

15.一种用于与超声机头附接的手术针组件，包括：

细长金属套管，其具有远端和近端；

毂，所述毂大体上朝着所述细长金属套管的近端被插入模制到所述细长金属套管上，并且由具有耐久强度的材料构成，所述耐久强度等于或大于在所述手术针组件与所述超声机头一起使用时所述细长金属套管与所述毂之间的接合部处的峰值循环应力，所述插入模制是指围绕其它非塑料部件模制形成聚合物部件的过程；

所述手术针组件具有为所述超声机头的标称操作频率的至少一半的谐振频率；以及

所述毂包括用于配合附接至所述超声机头的毂配合结构。

16.根据权利要求15所述的手术针组件，其特征在于，所述细长金属套管还包括在所述细长金属套管上形成的附接结构，用于增强所述毂与所述细长金属套管的粘合。

17.根据权利要求15所述的手术针组件，其特征在于，所述细长金属套管由不锈钢和钛中的一种形成。

18.根据权利要求15所述的手术针组件，其特征在于，所述毂由聚醚酰亚胺、聚芳醚酮、聚砜、聚醚砜和聚苯砜中的一种形成。

19.根据权利要求15所述的手术针组件，其特征在于，所述毂包括足够厚以与所述超声机头产生液密密封的凸缘部分。

20.根据权利要求15所述的手术针组件，其特征在于，所述毂配合结构包括在所述毂中形成的阳螺纹。

21.根据权利要求20所述的手术针组件，其特征在于，所述手术针组件通过螺纹附接到所述超声机头，并且还包括螺纹填充材料以用于增强所述手术针组件与所述超声机头的附接并增强与所述超声机头的液密密封。

22.一种超声手术机头，包括：

主体；

保持在所述主体内的超声振动组件；以及

附接至所述超声振动组件的远端部分的手术针组件，所述手术针组件包括：

细长金属套管，其具有远端和近端；

毂，所述毂大体上朝着所述细长金属套管的近端被插入模制到所述细长金属套管上，并且由具有耐久强度的材料构成，所述耐久强度等于或大于在所述手术针组件与所述超声手术机头一起使用时所述细长金属套管与所述毂之间的接合部处的峰值循环应力，所述插入模制是指围绕其它非塑料部件模制形成聚合物部件的过程；

所述手术针组件具有为所述超声手术机头的标称操作频率的至少一半的谐振频率；以及

所述毂包括用于配合附接至所述超声手术机头的毂配合结构。

23.根据权利要求22所述的超声手术机头，其特征在于，所述细长金属套管还包括在所述细长金属套管上形成的附接结构，用于增强所述毂与所述细长金属套管的粘合。

24.根据权利要求22所述的超声手术机头，其特征在于，所述细长金属套管由不锈钢和钛中的一种形成。

25.根据权利要求22所述的超声手术机头，其特征在于，所述毂由聚醚酰亚胺、聚芳醚酮、聚砜、聚醚砜和聚苯砜中的一种形成。

26.根据权利要求22所述的超声手术机头，其特征在于，所述毂包括足够厚以与所述超声手术 机头产生液密密封的凸缘部分。

27.根据权利要求22所述的超声手术机头，其特征在于，所述毂配合结构包括在所述毂中形成的阳螺纹。

28.根据权利要求27所述的超声手术机头，其特征在于，所述手术针组件通过螺纹附接到所述超声手术 机头，并且还包括螺纹填充材料以用于增强所述手术针组件与所述超声手术 机头的附接并增强与所述超声手术 机头的液密密封。

29.一种超声手术机头，包括：

主体；

保持在所述主体内的超声振动组件；

细长金属套管，所述细长金属套管被插入到所述超声振动组件的远端部分上；以及

毂，形成所述毂并且所述毂被同时地插入模制到所述超声振动组件的远端部分以及所述细长金属套管上，所述插入模制是指围绕其它非塑料部件模制形成聚合物部件的过程，

所述毂由具有如下极限强度和刚度的材料构成，所述极限强度为在所述超声手术机头以及与其使用的手术针组件一起使用时所述细长金属套管与所述毂之间的接合部处的峰值循环应力的至少两倍，所述刚度足以在所述超声手术机头以及与其使用的手术针组件一起使用时将所述细长金属套管的运动限制成小于预期峰间行程长度的1.5倍。

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