CN118042998A - 超声换能器 - Google Patents

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尼古拉·朱塞佩·范努
桑迪·科克伦
玛格丽特·卢卡斯
鲁珀特·辛格顿
丽贝卡·雪莉·克利里
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Abstract

本文公开了一种用于外科手术应用的超声换能器。该超声换能器包括：后质量块；前质量块；保持在后质量块和前质量块之间的超声致动器装置；位于前质量块之前的超声变幅杆装置。后质量块、超声致动器装置、前质量块和超声变幅杆装置沿着换能器的纵轴布置。由超声致动器装置产生的振动沿着振动能量传递路径被传导到前质量块和超声变幅杆装置中，并且由超声变幅杆装置放大振幅。后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个包括多个开口，这些多个开口开向纵轴并与振动能量传递路径相交，并且被配置为在沿着振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性。

Description

超声换能器
本申请要求2021年7月29日提交的GB2110897.2的优先权，其内容和元素出于所有目的通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及超声换能器和超声换能器的操作方法。这种超声换能器特别适用于外科应用，但不一定是唯一的应用。
背景技术
用于硬组织或软组织的现代超声手术装置的设计几乎都类似于Paul Langevin和Chilowsky于1922年发明的用于水下应用的配置[1]。一般来说，这些装置采用超声振动来增强切割性能，并采用换能器安装在手持装置中。在软组织切割的情况下，可以识别一些共同特征。图1示出了+Shears(/>Endosurgery，强生公司，美国俄亥俄州辛辛那提市)，其中标记出波导10、手持件12和朗之万型换能器14。图1中的插图还示出了振动方向“Vib”，在本例中是纵向的(平行于换能器和波导的纵轴)，以及包括可枢转钳口16和振动刀片18的钳口刀片机构。
+Shears与SENHANCETMUltrasonic(/>Medical，BOWA电子公司，德国戈马林根)代表了在撰写本文时仅有的两种与机器人手术平台兼容的超声切割装置，这些平台分别是Da/>手术系统(/>Surgical Inc.，美国加利福尼亚州桑尼维尔)和SENHANCETM手术系统(/>Medical，德国戈马林根)。
(/>外科公司)是Da/>能量装置的最新发明之一。这种铰接关节使末端执行器能够进行类似于人类手腕的一系列运动，从而复制了开放手术的体验。图2显示了采用/>技术的通用Da/>末端执行器。末端执行器20附接在轴22的端部处，并且具有允许屈曲和伸展(围绕第一轴线旋转)的第一枢转接头24和允许内收和外展(围绕第二轴线旋转，(在本例中)与第一轴线正交)的第二枢转接头26。抓握工具28设置在末端执行器的远端处。
截至撰写本文时，已有多种采用技术的能量装置可供使用，直径为5-10mm，可通过腹腔镜端口插入并在人体内操作。迄今为止，尚不存在采用/>技术的超声切割装置。图2显示了/>通用末端执行器可用的运动范围[2]。
目前的超声切割装置仅允许轴向和旋转运动，因为换能器太大而无法穿过5-10mm的套管针。换能器轴向约束在机械臂上，而将超声振动从人体外部传递到内部末端执行器的波导不能弯曲。这对于外科超声装置来说是一个显着的缺点。事实上，尽管超声切割已被证明比其他能量装置更精确和有效，并且具有出色的凝固速度，但后者由于其灵巧性仍然是首选。
US 9,408,622 B2公开了一种可弯曲的波导，其解决了上面指出的一些问题，但灵巧性依然有限。
超声驱动的手术工具是电灼工具的替代品，有可能避免电灼工具的一些缺点，同时实现类似的结果。
ACE+Shears是唯一与Da/>手术系统兼容的超声装置。其主要缺点之一是缺乏灵活性，因为它与/>不兼容。其主要原因是超声换能器的尺寸太长太大，无法夹在末端执行器腕关节的末端以穿过钻孔或腹腔镜端口。
优选长的刚性波导将超声频率的振动能量从人体外部传递到人体内部。这就不可避免地限制了超声波能量装置的应用，使其只能用于少数不需要进入困难部位的应用。
表1概述了超声切割装置与单极和双极手术工具在微创手术中的优缺点。尽管该装置具有表5.1所列的诸多优点，但在可操作性方面缺乏灵活性，从而限制了其在一些手术中的应用，这是因为波导长且直，刀片尖端没有铰接接头，因此只能达到轴向目标。
表1：与单极和双极电灼手术工具相比超声能量装置在微创手术中的优缺点[6]，[7]。
机器人腹部腹腔镜手术采用超声技术进行实质(功能组织)横切，将器官的实质与结缔组织和支持组织分离。超声能量也用于肺叶切除术以切除器官的一部分。其他常见腹腔镜手术包括胃切除术、肾上腺切除术、脾切除术和肝切除术，尽管这些手术使用非铰接装置，但仍首选超声能量[6]。
鉴于上述考虑而设计了本发明。
发明内容
目前最先进的朗之万型换能器设计技术无法在保留装置功能和性能的同时实现超声手术工具(例如解剖器)的微型化。
因此，本发明人通过详细考虑换能器的部件沿换能器的振动能量传递路径的机械顺应性的影响，解决了上述问题。
在本公开中，我们提出了本发明的不同“开发方案”(Development)，每个开发方案包括不同的可选方面和进一步的可选特征。下面分别介绍开发方案A和开发方案B。
开发方案A
在开发方案A的第一方面，本发明提供了一种用于外科手术应用的超声换能器，该超声换能器包括：
后质量块；
前质量块；
保持在后质量块和前质量块之间的超声致动器装置；
位于前质量块之前的超声变幅杆装置，
其中由超声致动器装置产生的振动沿着振动能量传递路径被传导到前质量块和超声变幅杆装置中，并且由超声变幅杆装置放大振幅，并且
其中后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个包括多个开口，这些开口与振动能量传递路径相交，并且被配置为在沿着振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性。
在开发方案A的第二方面，本发明提供了一种包括根据第一方面的超声换能器的手术工具。
在开发方案A的第三方面，本发明提供了一种超声换能器的操作方法，该超声换能器包括：
后质量块；
前质量块；
保持在后质量块和前质量块之间的超声致动器装置；
位于前质量块之前的超声变幅杆装置，
该方法包括将电信号施加到超声致动器装置以产生振动，该振动沿着振动能量传递路径被传导到前质量块和超声变幅杆装置中，并且由超声变幅杆装置放大振幅，
其中后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个包括与振动能量传递路径相交的多个开口，从而在沿着振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性。
在开发方案A的第四方面，本发明提供了一种使用超声刀通过超声切割来切割组织的方法，包括操作如第三方面所述的超声换能器并将振动能量传导至超声刀的方法。
换能器可以是朗之万型换能器，例如螺栓连接的朗之万型换能器。由于其低频和高功率操作特性，此类换能器在外科应用中受到关注。
超声致动器装置可以包括压电材料元件，例如压电陶瓷元件。可以设置多个这样的元件。可以设置一个或多个相关联的电极，以便将驱动信号传导至压电材料元件。在前质量块和/或后质量块由导电材料(例如金属)形成的情况下，前质量块和/或后质量块可以为压电材料元件提供接地电接触。
后质量块、前质量块和/或超声变幅杆中的振动能量传递路径可以包括环形部分。环形部分可以采用例如空心圆筒的形式，其中圆筒的壁沿着振动能量传递路径延伸，并且在操作中，振动能量沿着圆筒的壁传递。因此，可以穿过环形部分的壁来提供与振动能量传递路径相交的多个开口。开口通常是通孔。尽管原则上可以使用盲孔，但预计不太适合换能器的后续操作。
每个开口可以沿着其深度具有基本上均匀的横截面。将开口的深度方向视为平行于开口的壁的方向，深度方向可以基本上垂直于振动能量传递路径(例如，在局部换能器中)。
开口可以各自具有相同的尺寸(例如，如果开口具有圆形横截面形状，则具有相同的直径，或者对于其他形状具有其他特征线性尺寸)。开口可以具有相同的横截面积。此外，开口可以具有彼此相同的形状，或者可以选自有限数量的形状(例如，两个、三个或四个)。
开口可以根据重复图案来布置。例如，开口可以根据规则的网格布置，例如正方形网格、矩形网格、三角形网格、六边形网格。
或者，开口可以基本上随机地布置，或者从假设的规则重复图案随机偏移。
可以存在3个或更多个开口。例如，可以存在5个或更多个、10个或更多个、15个或更多个、20个或更多个、25个或更多个、30个或更多个、35个或更多个、40个或更多个、45个或更多个、或者50个或更多个开口。通常存在少于500个开口，但在一些实施例中可能存在更多开口。
适合的开口横截面形状包括圆形、卵形、椭圆形、球形、三角形、四边形、长方形、正方形、菱形、五边形、六边形、五边形、八边形等。两个或更多个这样的形状的组合可以用于开口。开口可以具有随机生成的形状。开口通常具有封闭的周边。
开口的横截面积可以为例如至少0.01mm2、至少0.05mm2、至少0.1mm2、至少0.2mm2、至少0.4mm2、至少0.6mm2、至少0.8mm2、至少1mm2、至少1.5mm2或至少2mm2。开口的横截面积没有具体的上限，除了需要将合适数量的开口安装到换能器的总体尺寸上以便对相关部件的顺应性产生影响之外。
开口可以通过任何合适的制造技术形成，例如，机加工、切割(例如激光切割)或蚀刻，或通过净成形或近净成形技术(例如铸造、增材制造等)制造部件。
开口可以填充有填充材料。填充材料的杨氏模量可以比形成开口的材料的杨氏模量低(例如低至少5倍、低至少10倍、低至少20倍或低至少50倍)。合适的材料包括环氧树脂材料或其他树脂基材料。
开口可以形成在后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的两个或更多个中。
换能器的操作频率可以是例如至少1kHz、至少5kHz、至少10kHz、至少20kHz、或至少30kHz或至少40kHz。换能器的操作频率可以是例如至多200kHz、至多150kHz、至多100kHz、或至多90kHz、至多80kHz或至多70kHz。例如，合适的操作频率约为55kHz。
在操作频率下，变幅杆远端处的位移幅度可以在1-200微米峰-峰值范围内。
在操作方法中，超声换能器可以在例如10-1000Wcm-2范围内的功率密度下操作。超声换能器可以在例如1-1000W范围内的功率下操作。
如上所述，开口形成在后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个中。这些在这里被称为换能器的振动能量传递路径组件。每个所述部件可以具有整体结构，即由没有异质界面(当然允许晶界)的单片材料形成。因此，对于本发明的实施例装置来说，多个开口在沿着振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性的要求旨在与参考装置进行比较，在参考装置中超声换能器在其他方面是相同的，但是其中开口替换为相关部件的材料。本发明实施例装置的换能器的操作频率与参考装置的换能器的操作频率相比，本发明实施例装置的操作频率可以是至少1kHz(或至少2kHz、或至少3kHz、或至少4kHz、或至少5kHz、或至少6kHz、或至少7kHz、或至少8kHz、或至少9kHz、或至少10kHz)，与参考装置的操作频率不同(例如小于)。进而，这允许本发明的实施例装置具有比相同操作频率的其他参考装置更小的规格。这意味着在手术期间定位此类换能器以插入体内比将换能器定位在体外并使用细长波导更为现实。反过来，这意味着换能器可以位于手术装置柔性接头的远端，从而更方便地定位换能器。
换能器的长度(沿着振动能量传递路径从后质量块的近端到变幅杆的远端来测量)可以不超过40mm。换能器的最大直径(垂直于长度的方向测量)可以不超过15mm。
更进一步地，本发明的实施例装置与如上所述的参考装置相比，本发明的实施例装置可以表现出与参考装置相同或更好的一个或多个品质因数。例如，本发明的实施例装置的keff可以与参考装置的keff相同或更好。另外或替代地，本发明的实施例装置的Qm可以与参考装置的Qm相同或更好。
开发方案B
继开发方案A的工作之后，发明人进行了进一步的研究，并认为他们在该技术领域的创新还可以表示为进一步的开发方案，这里称为开发方案B。以下的各方面和/或进一步的可选特征可以单独地或以任何组合的方式与关于开发方案A提及的任何方面或可选特征进行组合。
在开发方案B的总体方面，本发明提供了一种用于外科手术应用的超声换能器，该超声换能器包括：
后质量块；
前质量块；
保持在后质量块和前质量块之间的超声致动器装置；
位于前质量块之前的超声变幅杆装置，
其中后质量块、超声致动器装置、前质量块和超声变幅杆装置沿着换能器的纵轴布置，
其中由超声致动器装置产生的振动沿着振动能量传递路径被传导到所述前质量块和所述超声变幅杆装置中，并且由所述超声变幅杆装置放大振幅，并且
其中后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个包括多个开口，这些开口开向纵轴并与振动能量传递路径相交，并且被配置为在沿着所述振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性。
在开发方案B的第一方面，本发明提供了一种根据总体方面并结合一个或多个以下特征的超声换能器。
换能器可以是朗之万型换能器，例如螺栓连接的朗之万型换能器。由于其低频和高功率操作特性，此类换能器在外科应用中受到关注。
超声致动器装置可以包括压电材料元件，例如压电陶瓷元件。可以设置多个这样的元件。可以设置一个或多个相关联的电极，以便将驱动信号传导至压电材料元件。在前质量块和/或后质量块由导电材料(例如金属)形成的情况下，前质量块和/或后质量块可以为压电材料元件提供接地电接触。
后质量块、前质量块和/或超声变幅杆中的振动能量传递路径可以包括环形部分。环形部分可以采用例如空心圆筒的形式，其中圆筒的壁围绕纵轴并沿着振动能量传递路径延伸，并且在操作中，振动能量沿着圆筒的壁传递。因此，可以穿过环形部分的壁来提供与振动能量传递路径相交的多个开口。开口通常是通孔。尽管原则上可以使用盲孔，但预计不太适合换能器的后续操作。
多个开口布置成增加沿着振动能量传递路径的方向上的机械顺应性。具体地，后质量块、前质量块和/或超声变幅杆的纵向轴向刚度可以通过开口的存在而改变。轴向刚度影响纵向模式发生的谐振频率。
纵向模式-扭转模式(L-T)转换可能是由于纵向模式退化为扭转模式或通过纵向模式和扭转模式的耦合而发生的(例如，参见Ultrasonics 52(2012)950-988)。在操作中，多个开口可以基本上不提供纵向模式到扭转模式的转换。例如，开口可以设置在非手性阵列中。另外或替代地，开口可以设置为非螺旋阵列。如果在阵列中可识别螺旋阵列，则优选地在阵列中也可识别镜面对称螺旋阵列。避免L-T模式转换可以保留纵向模式，这对于软组织切割来说是理想的。
阵列的非手性性质可以由开口的相对位置任选地结合每个开口的形状来确定。例如，每个开口的相对位置和每个开口的形状可以布置成使得开口阵列可叠加到其自身的镜像上。镜像可以相对于平行于纵轴的反射平面来限定。
在一些实施例中，多个开口不设置在超声变幅杆装置中。因此，本公开提出的开口设置在后质量、前质量和超声变幅杆装置中的一个或多个中可选地包括本文公开的进一步特征，就此而言，应当明确地理解，本公开的一种修改为开口仅形成在后质量块和/或前质量块中，而不形成在超声变幅杆装置中。
开口的布置可以相对于每个开口的几何中心或质心来限定。几何中心是沿开口边缘的所有点的平均位置。开口(例如几何中心)可以设置在反射对称阵列中，使得对于该阵列的至少一部分，可以存在至少一个平行于纵轴并与其重合的反射对称平面。替代地或附加地，对于阵列的至少一部分或多个部分，可以存在垂直于纵轴的至少一个反射对称平面。
开口可以根据重复图案来布置。例如，开口可以基于映射到前质量块和/或后质量块的表面上的二维的规则网格来布置。规则网格可以包括由其网格参数a、b和β定义的单元格，其中a和b是单元格的相应边缘的长度，β是边缘之间的角度。规则网格可以包括其中β为90度和/或a等于b的单元格。规则网格例如正方形网格、矩形网格、三角形网格、六边形网格可能是合适的。
或者，开口可以基本上随机地布置，或者从假设的规则重复图案随机偏移。
可以存在3个或更多个开口。例如，开口可以形成在前质量块和/或后质量块中，并且可以存在4个或更多个、6个或更多个、8个或更多个、10个或更多个、12个或更多个、16个或更多个、20个或更多个、24个或更多个、30个或更多个、40个或更多个、或者50个或更多个开口。通常存在少于500个开口，但在一些实施例中可能存在更多开口。
开口可以沿着纵轴彼此纵向偏移。这种纵向布置可以包括2个或更多个开口。例如，可以存在3个或更多个、4个或更多个、5个或更多个、8个或更多个、9个或更多个、或者10个或更多个彼此纵向偏移的开口。
开口可以布置在平行于纵轴的轴向方向上。开口可以形成在前质量块和/或后质量块中，并且对于平行于纵轴且终止于纵轴的平面，其与与该平面相交的最大总数的开口相重合，与该平面相交的开口的最大总数可以是至少2个开口。例如，可以存在至少3个开口、至少5个开口、至少6个开口或至少8个开口与该平面相交。该平面可以与穿过其几何中心的开口重合。
替代地或附加地，开口可以沿周向布置。例如，开口可以形成在前质量块和/或后质量块中，并且对于在沿纵轴的位置处垂直于纵轴截取的平面横截面，其与与该平面相交的最大总数的开口相重合，与该平面横截面相交的开口的最大总数可以是至少2个开口。例如，可以存在4个或更多个、6个或更多个、8个或更多个、10个或更多个、或者12个或更多个开口与平面横截面相交。平面横截面可以与穿过其几何中心的开口重合。
替代地或附加地，开口可以形成在前质量块和/或后质量块中，并且对于在沿纵轴的位置处垂直于纵轴截取的平面横截面，其与与该平面相交的最大总数的开口相重合，开口可以分别占前质量块或后质量块的圆周的至少10％。例如，开口可以分别占前质量块或后质量块的圆周的至少20％、至少30％、至少40％、至少50％或至少60％。
开口可以形成在后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的两个或更多个中。
每个开口可以沿着其深度具有基本上均匀的横截面。将开口的深度方向视为平行于开口的壁的方向，深度方向可以基本上垂直于振动能量传递路径(例如，在局部换能器中)。
适合的开口横截面形状包括圆形、卵形、椭圆形、球形、三角形、四边形、长方形、正方形、菱形、五边形、六边形、五边形、八边形等。两个或更多个这样的形状的组合可以用于开口。开口可以具有随机生成的形状。开口通常具有封闭的周边。
开口可以各自具有相同的尺寸(例如，如果开口具有圆形横截面形状，则具有相同的直径，或者对于其他形状具有其他特征线性尺寸)。开口可以具有相同的横截面积。此外，开口可以具有彼此相同的形状，或者可以选自有限数量的形状(例如，两个、三个或四个)。
开口的横截面积可以为例如至少0.01mm2、至少0.05mm2、至少0.1mm2、至少0.2mm2、至少0.4mm2、至少0.6mm2、至少0.8mm2、至少1mm2、至少1.5mm2或至少2mm2。开口的横截面积没有具体的上限，除了需要将合适数量的开口安装到换能器的总体尺寸上以便对相关部件的顺应性产生影响之外。
开口可以形成在前质量块和/或后质量块中，并且每个开口可以包括平行于纵轴的反射对称平面。
每个开口可包括在平行于纵轴的方向上的纵向长度和在垂直于纵轴的周向方向上的周向宽度。周向宽度可以大于纵向长度。例如，纵向长度的值可以是小于95％、小于90％、小于80％、小于60％、小于50％或小于40％的周向宽度的百分比。
开口可具有被垂直于纵轴的横向平面平分的顶角θ。替代地或附加地，开口可具有被平行于纵轴的平面平分的顶角θ。在一些实施例中，对于给定的横截面积，可以基于顶角θ的大小来确定开口的横向(例如周向)和纵向尺寸。
开口可以通过任何合适的制造技术形成，例如，机加工、切割(例如激光切割)或蚀刻，或通过净成形或近净成形技术(例如铸造、增材制造等)制造部件。
开口可以填充有填充材料。填充材料的杨氏模量可以比形成开口的材料的杨氏模量低(例如低至少5倍、低至少10倍、低至少20倍或低至少50倍)。合适的材料包括环氧树脂材料或其他树脂基材料。
前质量块可以包括与超声致动器装置接触的近端部分、连接到超声变幅杆装置的远端部分以及设置在近端部分和远端部分之间的中间部分。开口可以设置在中间部分中。
近端部分和中间部分可具有基本相同的外径。例如，近端部分和中间部分可以彼此一体地形成。中间部分和近端部分可具有基本相同的外径。例如，前质量块可以包括基本均匀的横截面。例如，前质量块和/或后质量块可以是具有基本上恒定的直径的圆筒。均匀的横截面和恒定的直径不考虑仅仅由于开口的存在或形成而导致的变化。
中间部分的表观弹性模量可以不大于假设的参考中间部分的表观弹性模量的80％；除了不存在开口之外，假设的参考中间部分与中间部分相同。
换能器的长度(沿纵轴从后质量块的近端到变幅杆的远端来测量)可以不超过60mm。例如，换能器的长度可以不超过40mm。换能器的最大直径(垂直于长度的方向测量)可以不超过15mm。
换能器的操作频率可以是例如至少1kHz、至少5kHz、至少10kHz、至少20kHz、或至少30kHz或至少40kHz。换能器的操作频率可以是例如至多200kHz、至多150kHz、至多100kHz、或至多90kHz、至多80kHz或至多70kHz。例如，合适的操作频率约为55kHz。
在操作频率下，变幅杆远端处的位移幅度可以在1-200微米峰-峰值范围内。
在操作方法中，超声换能器可以在例如10-1000Wcm-2范围内的功率下操作。
如上所述，开口形成在后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个中。这些在这里被称为换能器的振动能量传递路径组件。每个所述部件可以具有整体结构，即由没有异质界面(当然允许晶界)的单片材料形成。因此，对于本发明的实施例装置来说，多个开口在沿着振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性的要求旨在与参考装置进行比较，在参考装置中超声换能器在其他方面是相同的，但是其中开口替换为相关部件的材料。本发明实施例装置的换能器的操作频率与参考装置的换能器的操作频率相比，本发明实施例装置的操作频率可以是至少1kHz(或至少2kHz、或至少3kHz、或至少4kHz、或至少5kHz、或至少6kHz、或至少7kHz、或至少8kHz、或至少9kHz、或至少10kHz)，与参考装置的操作频率不同(例如小于)。进而，这允许本发明的实施例装置具有比相同操作频率的其他参考装置更小的规格。这意味着在手术期间定位此类换能器以插入体内比将换能器定位在体外并使用细长波导更为现实。反过来，这意味着换能器可以位于手术装置柔性接头的远端，从而更方便地定位换能器。
更进一步地，本发明的实施例装置与如上所述的参考装置相比，本发明的实施例装置可以表现出与参考装置相同或更好的一个或多个品质因数。例如，本发明的实施例装置的keff可以与参考装置的keff相同或更好。另外或替代地，本发明的实施例装置的Qm可以与参考装置的Qm相同或更好。
在开发方案B的第二方面，本发明提供了一种包括根据开发方案B的第一方面的超声换能器的手术工具。
在开发方案B的第三方面，本发明提供了一种根据开发方案B的第一方面的超声换能器的操作方法，该方法包括将电信号施加到超声致动器装置以产生振动，该振动沿着振动能量传递路径被传导到前质量块和超声变幅杆装置中，并且由超声变幅杆装置放大振幅。
在开发方案B的第四方面，本发明提供了一种使用超声刀通过超声切割来切割组织的方法，包括操作如第三方面所述的超声换能器并将振动能量传导至超声刀的方法。
本发明包括本文所描述的各方面和可选特征的任何组合，除非这种组合明显不允许或明确避免。
附图说明
现在将参考附图讨论说明本发明原理的实施例和实验，其中：
图1示出了+Shears(/>Endosurgery，强生公司，美国俄亥俄州辛辛那提)。
图2示出了采用技术的通用Da/>末端执行器。
图3示出了通用外科超声系统及其关键组件。
图4示出了经典d33模式朗之万型超声换能器的示意性截面视图。
图5A是对称式朗之万型换能器的示意图。
图5B是非对称式朗之万型换能器的示意图。
图6A和图6B分别示出了压电陶瓷堆叠长度和位置对效率(图6A)和高功率超声波的归一化品质因数(图6B)的影响。数据来自参考文献[15]。
图7示出了蛇形电极以及它们如何布置在压电堆叠中的示意图。
图8示意性地说明了泊松效应下杆的纵向振动模式。
图9示出了不同空心圆筒的视图，用于考虑不同孔对改变表观杨氏模量的影响。
图10示出了图9所示的样品的孔的形状和特征角θ。应注意，该图中的孔的方向与图9中的相同，并且纵轴在页面上是直立的。
图11、图12和图13示出了根据不同角度θ值的每种孔配置，纵向模式频率与圆筒长度的关系。这些图还表明了不同圆筒模型的表观杨氏模量。
图14示出了BLT模型的示意图，该模型用于评估前质量块中孔的形状和分布的影响。
图15至图18示出了改变孔径角对4f.p.p.HC-TSM换能器的电阻抗幅度和相位的影响。
图19至图22示出了改变孔径角对8f.p.p.HC-TSM换能器的电阻抗幅度和相位的影响。
图23示出了标准换能器和HC-TSM换能器的拟合曲线之间的比较，示出了L1fr与前质量块(FM)至后质量块(BM)的长度之间的关系。
图24和图25分别示出了标准换能器和HC-TSM 55kHz调谐换能器的电阻抗幅度和电阻抗相位。
图26至图30示出了根据本发明实施例的示例性超声换能器的视图。图26示出了换能器的前侧视图。图27示出了换能器后侧视图。图28示出了换能器的纵向截面视图。图29示出了换能器的后侧分解视图。图30示出了换能器的前视图，其中变幅杆已移位。
图31示出了示例性超声换能器的相对于信号频率的速度幅值。
图32示出了示例性超声换能器的相对于信号频率的位移幅值。
图33示出了根据本发明实施例的另一示例性超声换能器的侧视图。
图34示出了根据本发明实施例的另一示例性超声换能器的侧视图。
图35示出了五种不同尺寸的菱形孔，这些孔用于评估不同轴向角θ的影响。应注意，在该图和随后的图中，角θ是在与纵轴相比不同的顶点处测量的，例如与图10相比。
图36A-C示出了用于评估改变轴向角、轴向布置的孔数量和周向布置的孔数量的单独效果和组合效果的前质量块结构的示意图。
图37示出了改变轴向布置的孔数量对于不同的孔布置和尺寸的谐振频率的影响。
图38示出了改变周向布置的孔数量对于不同的孔布置和尺寸的谐振频率的影响。
图39示出了改变轴向角θ对不同的孔布置的谐振频率的影响。
图40示出了改变轴向布置和周向布置的孔数量对每个换能器的第一纵向模式L1的增益的影响。
图41示出了与每个前质量块结构的最终质量相比，改变前质量块中的孔布置和尺寸对谐振频率的影响。
图42A-B分别示出了以CAD和线框图形式呈现的标准装置模型的示意性侧视图。图42C-D分别示出了L1纵向模式的收缩形状和伸展形状的标准装置模型的侧视图。
图43A-B分别示出了以CAD和线框图形式呈现的折叠前质量块装置模型的示意性侧视图。图43C-D分别示出了L1纵向模式的收缩形状和伸展形状的折叠前质量块装置模型的侧视图。
图44A-B分别示出了以CAD和线框图形式呈现的根据本发明的实施例的改进前质量块装置模型的示意性侧视图。图44C-D分别示出了L1纵向模式的收缩形状和伸展形状的改进前质量块装置模型的侧视图。
图45A-B分别示出了以CAD和线框图形式呈现的根据本发明的实施例的另一改进前质量块装置和后质量块装置模型的示意性侧视图。图45C-D分别示出了L1纵向模式的收缩形状和伸展形状的改进前质量块装置模型和后质量块装置模型的侧视图。
图46A-B分别示出了以CAD和线框图形式呈现的根据本发明实施例的又一改进前质量块装置模型和后质量块装置模型的示意性侧视图。图46C-D分别示出了L1纵向模式的收缩形状和伸展形状的第二改进前质量块装置模型和后质量块装置模型的侧视图。
图47示出了根据本发明另一示例性实施例的圆筒的前侧视图，示出了用于结合到前质量块或后质量块结构中的开口的适当的随机布置。
具体实施方式
现在将参考附图讨论本发明的进一步背景以及本发明的各方面和实施例。其他方面和实施例对于本领域技术人员来说将是显而易见的。本文中提及的所有文件均通过引用并入本文。
通用外科超声系统及其关键组件如图3所示。高功率信号发生器30连接到电源32并控制超声换能器，总体上由附图标记34指示。超声换能器是系统的关键元件，因为它将电能转化为有用的机械振动。对于外科手术应用，换能器的典型操作频率在20-100kHz范围内。超声换能器通常是位于外壳36内，因此可以安全地处理它。在换能器的一端附接有探头(波导)38以将波引导至组织。如图3示意性所示，换能器包括夹在前质量块42和后质量块44之间的压电堆叠40。变幅杆46位于前质量42和波导38之间。
系统的每个组件都有自己的作用和重要性，每个部分的设计都遵循一定的规则，以在组织中实现所需的频率、性能和效果。
朗之万型换能器的设计指南是多年成功应用的结果。许多书籍和论文都对它们进行了广泛的报道。例如参见参考文献8、9和10。下面对重要设计规范进行简要概述，作为设计考虑的指南。
图4所示的经典d33模式朗之万型超声换能器的示意性剖视图使用与图3类似的附图标记来表示相应的特征。
在许多已知的装置中，超声换能器的灵感来自Langevin和Chilowsky引入的三明治结构，该结构于1918年首次应用于水下声音投影仪[1]。Langevin设计也称为“Tonpilz”，源自德语，意为“唱歌的蘑菇”，其简单地由堆叠的压电环(通常是压电陶瓷)组成，具有中间电极52，该堆叠通过预应力螺栓50在后质量块44和前质量块46之间施加预应力[8]。这类换能器也称为螺栓连接的朗之万型换能器(BLT)。在图4中，前质量块包括位于前质量块后端的凸缘54和穿过凸缘54形成的冷却孔56。
作为设计的起点，可以将细杆(其中直径d远小于长度l(d<<l))与朗之万型换能器进行比较，以介绍一些基本概念。假设是细杆，换能器的近似长度是波长λ的一半，如公式1中定义，
其中c是杆中声音的速度，f是所需操作频率。在特定材料中声音的速度如公式2中定义，
其中EM是杨氏模量，ρ是材料的密度。公式3显示了如何估算细杆纵向振动模式n(n＝1,2,3...)的固有频率fn。
图5A是对称朗之万型换能器的示意图。如果换能器可以在波节平面中心划分，则对应于长度的换能器的每一半都可以独立研究。
图5B是非对称朗之万型换能器的示意图。
谐振频率(ω＝2πf)、声阻抗ζ以及压电堆叠和端部质量块的长度之间的关系由公式4表示。
其中下标p和m分别表示压电和端部质量块(后质量块或前质量块)。lp和lm分别为压电环的厚度和端部质量块的长度。ζm为端部质量块的声阻抗，其可以通过公式5获得：
ζm＝ρmcmAm 公式(5)
并且ζp为压电元件的声阻抗，其通过公式6获得：
ζp＝ρpcpAp 公式(6)
其中A是组件的横截面积。
公式4可用于近似已知尺寸的换能器的谐振频率，或者在频率和其他参数已知的情况下求出未知尺寸[12]。
压电堆叠40通常由d33模式环或d31模式环制成。在高功率应用中，偶数个环中使用PZT 4和PZT 8等“硬”压电陶瓷来构建压电堆叠，放置在前质量块和后质量块之间，中间有电极。
压电堆叠的总长度选择为大约l的四分之一。然而，选择受到可用的驱动电子装置的影响，因为增加陶瓷厚度需要更高的驱动电场，并且具有更高的电阻抗、更高的机械损耗和更高的电容，从而导致总体成本更高[13]。
堆叠的中心最好位于波节平面，在图5A中标记为“波节”，位于换能器对称设计中的中心，此处应变最高。堆叠位置影响谐振频率和振动幅度，因此其位置是设计过程的一个重要方面[14]。
通常，为了允许放置支撑凸缘以附接外壳，压电堆叠远离波节位置朝向后质量块放置，为不对称配置，如图5B所示。在此配置中，凸缘对振动模式的影响最小。在非对称设计中，每个部分都可以独立分析，并且如果考虑换能器的一半包括后质量块、压电陶瓷堆叠和部分前质量块11，可用公式7估计换能器的频率或未知尺寸。
Lierke[15]表明，当压电陶瓷堆叠居中且其长度为换能器总长度的一半时，换能器的效率最高。距波节的偏移量越大，效率越低，如图6A所示。当考虑品质因数时，通过最大值进行归一化，再次发现压电堆叠的最佳位置位于换能器的中心。当L压电/L换能器比值在0.2到0.5之间时，归一化品质因数高于90％，如图6B所示[15]。
通常选择具有与压电材料相似的材料特性(密度、弹性模量和声阻抗)的电极，以避免不必要的应力集中。应注意，这里我们将“电极”称为与压电材料上形成的任何金属化结构独立的实体。
在手持式换能器中，可以使用图7所示的蛇形电极52a、52b，以便为相应压电环58的每一侧提供电接触。每个压电环采用有孔圆盘的形式，其中孔60沿其主轴线穿过圆盘58形成。图7的左边分别示出了电极52a和压电环58。图7的右边示出了两个蛇形电极52a、52b和形成压电堆叠的四个压电环R1、R2、R3、R4。每个蛇形电极52a、52b具有间隔设置的电极环部分，以便抵靠相应压电环的端面和电极环部分之间的连接部分定位。这种蛇形电极的有用之处在于它们仅具有有限的横向突出和很少的端接线，并且在环附近不需要焊接。唯一需要进行焊接的是在所示的焊接区域62。在某些应用中也可以具有散热片[16]。
压电元件(环)上的金属化通常采用3-10μm层进行制备，这些层通过溅射沉积、电镀或Cr、Ni或Au或其他组合(取决于材料供应商)的特殊涂层获得，这些层形成了压电元件和电极之间的界面。
预应力螺栓用于在堆叠内施加和分布预应力。钛(或钛基合金)由于其高强度和承受循环载荷的能力而成为首选材料。预应力的主要原因是防止压电陶瓷在振动过程中承受过大的拉伸应力，因为压电陶瓷拉伸时的应力通常比压缩时的应力弱七倍。此外，预应力有助于稳定谐振频率和阻抗幅度，此外，它还确保高水平振动期间电接触的连续性[16]。
预应力螺栓的基本期望特性是低刚度(通过长螺栓、小杆直径和低杨氏模量实现)以及对循环载荷的高抵抗力。当前质量块拉伸时，螺栓的螺纹会拉伸，并且螺栓和前质量块之间产生的摩擦可能会导致螺纹不期望的加热和随后的失效(例如，通过疲劳失效)。预应力螺栓的刚度可以等于或低于前质量块的刚度，并且可以低于压电陶瓷堆叠的刚度。然而，长的传动螺栓更容易遭受机械故障[17]。
通常，不指定所需的最佳预应力，并且它会随着每种设计和所使用的压电材料而变化。应用于硬质压电陶瓷的典型预应力范围为PZT 4的25-50MPa和PZT 8的30-79MPa[16]。值得注意的是，压电陶瓷的性能会随着预应力的增加而降低，从而导致压电系数和最高操作温度的降低；它还可能导致压电材料去极化并增加机械损耗。众所周知，当施加预应力时，所有这些参数都会随着时间的推移而恶化。
关于预应力条件下的压电晶体行为，据报道(参见参考文献[18]至[20])，0-60MPa范围内的单轴压力会对机电性能产生负面影响，其后果与压电陶瓷所强调的相同。此外，压电晶体在高功率电场和单轴压力的同时组合下也可能经历相变[21]。
后质量块的主要作用是作为惯性质量块，并且还将预应力横向分布在压电陶瓷环上。它通常是实心圆筒，但据报道可以使用圆锥形状，从而增加换能器的带宽[22]。对于由钢制成的后质量块，经验法则表明其长度应至少为压电陶瓷堆叠直径的45％，其直径应至少等于压电陶瓷堆叠的直径。如果用其他材料代替钢，则可以用杨氏模量作为比较，并按反比例相应调整尺寸。例如，如果使用杨氏模量为钢一半的材料，则后质量块的长度应加倍(参见参考文献[8]至[10]和[23])。
前质量块将振动能量传递到变幅杆和探头/刀片，并且通常包括连接到外壳的凸缘。凸缘有时包括用于冷却空气的孔(见图4)。有时，它可以与变幅杆组合在一起，并且可以将它们加工在一起，因为它们通常由相同的材料制成，但如果无法做到这一点，则需要提供扳手孔或扳手平面，以便用螺纹连接前质量块和变幅杆。在手术工具中，扳手平面是首选，因为它更适合小直径装置。前质量块中使用的材料通常顺应性更好且与后质量块所用的材料相比密度较小，有利于超声振动的传递[24]。
变幅杆是机械放大器，它增加了前质量块的振动幅度：穿过恒定横截面积的振动能量保持恒定；但如果横截面积沿着振动能量传播的方向逐渐减小，那么振动能量密度和振幅就会增加。
可以使用不同的变幅杆设计，例如阶梯式、线性或锥形以及指数式，如本领域技术人员将理解的。一些变幅杆通过使用表面上的切口将振动从纵向模式转换为扭转或横向模式。在某些情况下，多个变幅杆级联连接在一起，放大部分称为“增幅器”(booster)[24][25]。
该外壳可保护用户免受换能器激励所需的高电压和电流的影响，并防止过度加热。它的设计目的是将装置夹紧在其波节平面上，以便装置的基本振动模式不会受到影响。
波导或探头通常是将波引导至尖端的杆状结构。在腹腔镜手术中使用的软组织切割装置中，尖端通常是长波导末端的刀片。它通常由Ti6Al4V合金(90％钛、6％铝、4％钒、0.25％铁和0.2％氧)制成，以处理超声振动的循环应力，同时确保其能够承受任何负载。在装置的操作谐振频率下，传动杆的长度是半波长的整数倍，并且它在波腹处连接到变幅杆[26]。
探头末端的刀片将超声能量传递到组织，并根据所需的效果/应用来成形。下面概述了各种刀片设计。
合适的刀片尖端：
(a)用于软组织切割和密封：S型、/>Medical[3]；
(b)用于超声抽吸：(/>Kalamazoo,MI,USA)；
(c)用于精确切割骨头以便在身体其他部位重复使用：360bone tip，(/>[27])[28]；
(d)用于骨切割：弯曲刀片/>[29]。
如前所述，换能器设计过程的一个重要方面是选择所使用的材料，这取决于它们的特性和应用要求。
杨氏模量EM量化了弹性材料的刚度，在公式8中定义：
为应力σ与应变ε之比，其中F是通过横截面积A施加到材料上的力，dl是沿轴的长度变化，初始长度为l。
弹性表示材料在变形后如何恢复到其原始形状，恢复力与所施加的应力成正比。弹性由胡克定律公式9描述：
F＝k dl 公式((9)
其中k代表刚度。
众所周知，胡克定律仅在应力-应变曲线的弹性区域有效，即曲线直至屈服强度的部分。一般材料可能会承受：
-正常拉伸时的拉伸应力；
-正常压缩时的压缩应力；
-在受力区域平面上剪切时的剪切应力。
选择材料时的另一个重要参数是声衰减。当纵向声波通过介质传播时，它们的强度从源头开始减弱。能量损失现象是由于波在纵向以外的其他方向上的运动以及摩擦产生的热量引起的散射和吸收造成的。优先选用声衰减低的材料，其中包括由钛、铝和镁等金属制成的轻合金；如果可能，应避免使用黄铜和钨等较重的材料。看待这个问题的一个简单方法是通过纵向声速：材料中的声速越快，能量损失越少[10]。
在循环拉伸负载期间，换能器的组件将动态变形，经历高水平的应力和应变，这取决于材料特性和组件的形状，例如尖角和阶梯轮廓。这些力可能会集中，导致加热和失效，例如通过破裂。典型的设计指南表明，每种材料的极限拉伸强度应比工具在操作条件下承受的最大应力高30％[30]。
换能器组件也应在声学上匹配。材料中的声速取决于Em和ρ(公式2)，但是当存在另一种材料时，部分能量将向前传输，部分能量将从材料之间的界面反射回来，部分能量将被转换成不同的波模式。
反射回来的能量用公式10中的反射系数Rc表示：
/>
其中ζ1和ζ2分别是第一介质和第二介质的声阻抗。
材料的声阻抗越接近，通过界面传输的能量就越多，这对于高效装置来说是理想的。后质量块和前质量块应采用不同的材料制成，前质量块使用“密度较低”的材料。这有助于换能器前部产生更大的振动幅度。因此，应遵循公式11：
以实现压电堆叠和前质量块之间的最大能量传输[10]、[31]。
超声能量可以施加到介质上以产生不同的振动模式，其中最简单的是图8所示的纵向模式，即沿换能器纵轴观察到连续的膨胀和收缩，同时观察到由泊松比引起的横向运动[24]。
如前所述，纵向模式还可以用于通过改变波导和/或变幅杆来生成其他模式。可以通过使用不对称刀片在纵向运动中添加横向振动来实现不对称纵向运动，从而使切割过程在某些应用中更有效，如前面提到的超声骨切割手术工具。
切割机制和作用动力学取决于具体的手术任务。空化效应用于组织保存装置，直接冲击或“手提钻效应”用于骨切割装置，热效应用于软组织切割和凝固装置。
在软组织中使用的超声切割装置中，需要热效应，并且组织被加热到变性点。产生这种效果的装置尖端有一个解耦分叉，如图1的插图所示，允许钳口移动并将组织挤压到超声振动刀片上。闭合钳口所需的夹紧压力由外科医生的手通过机械杠杆施加。所产生的摩擦力可在几秒钟内加热、变性和切割组织，而且不会出血。
软组织和超声装置之间的相互作用很复杂，具体取决于接受外科手术的组织的蛋白质和水含量。一般来说，含水量高的组织更容易切割，而蛋白质含量高的组织，如血管、神经和结缔组织，需要更多的能量。温度可能超过100℃，足以使蛋白质变性，如果组织被加热到其临界坏死温度以上，则损伤是不可逆且无法修复的。
切割和止血作用不是独立的，而是同时发生的。然而，根据刀片的频率和振动幅度，其中一种可能占主导地位。较低的频率和较高的振动会导致较快的切割和较慢的凝固速度，而较高的频率和较低的振动会导致较慢的切割和较快的凝固速度[25]，[26]。
Da手术系统(/>Surgical,Inc.)与上述/>一起推出。ACE+Shears(/>Endo-Surgery)是迄今为止唯一兼容Da/>的超声手术工具。该工具的缺点之一是缺乏可操作性，即与/>技术不兼容。这种不兼容性是由于以下讨论的几个相互关联的原因造成的。
首先我们考虑操作频率和装置配置。具有止血解剖功能的超声手术装置通常在约55kHz下操作[34]。BLT的操作频率与装置长度相关。一般来说，BLT被设计为主要在其第一纵向振动模式L1(对应于半波长)下操作。这对装置长度施加了限制。此外，压电堆叠的体积和位置会影响装置的效率和功能。这决定了堆叠内压电环元件的数量及其直径，以实现所需的振动幅度性能。在这些条件下，无法在不影响操作频率和性能(即刀片纵向振动幅度(约80μm))的情况下实现该装置的微型化[35]。
接下来我们考虑波导。从之前的情况来看，所得到的超声换能器实际上太长太大，无法安装到腹腔镜端口中；因此，波导用于将振动从人体外部的换能器传递到人体内部的末端执行器(刀片)。因此，鉴于波导需要足够长以允许换能器位于体外，这种设计限制了刀片的可操作性。为了提高刀片的可操作性，在装置的末端执行器处集成腕关节将是有用的。然而，这会造成波导的中断，并因此呈现包含不连续性的界面。在这种情况下，超声不会向刀片传输，而是会被反射，从而导致刀片不动。
本发明人已经考虑了该领域中的任何先前的研发方案是否将有助于实现可用于外科手术的超声换能器的微型化。
例如，在[36]中进行了BLT优化，以使用于血管切割和密封的超声手术刀微型化，并将该装置与MicroS机器人系统的多自由度末端执行器集成(中国天津大学)。开发了长度约为50mm、直径约为10mm的55kHz谐振装置。该装置已成功集成并安装在腕状关节之外，据报道刀片位移超过100μm。在鸡组织上进行了离体实验，证明了该装置的功能和潜力。然而，实际上，所报告的操作并没有提出任何创新的微型化策略；因为所制造的装置的长度大约是55kHz谐振器的预期长度，对于实际的腹腔镜手术来说太大了。
[37]和[38]报告了一种折叠变幅杆换能器，其中变幅杆的设计允许将变幅杆长度减少两倍，同时保持相同的操作频率。虽然这种设计减少了装置的总长度，但它并没有与实际变幅杆长度解耦。
弯张换能器由夹在两个铙钹形金属端盖之间的压电盘组装而成。据报道，该设计有多项改进，例如引入螺栓以防止高功率驱动时由于粘合环氧树脂层而导致的故障。弯张换能器可以具有相对较小的规格。然而，这种设计的缺点是环氧树脂粘合层可能会产生不对称性，这可能会改变装置的振动模式。此外，典型的设计利用压电盘的径向模式，这不适合各向异性压电晶体。
[42]和[43]中报道了平面超声硅手术刀。该设计使用PZT压电陶瓷，能够在68kHz下实现约50μm的刀片振动幅度。装置尺寸为长度＝80mm、厚度＝20mm、宽度＝22.5mm，这使得它不适合以Si的现有配置和材料特性实现微型化。该设计还通过压电晶体进行了展示和演示[23]。
d31模式的另一种用途是使用压电晶体来驱动标准麻醉针[44]。该设计结合了后质量块和前质量块，因此，由于其与压电环堆叠结构的相似性，它可以被称为伪朗之万型装置。该设计在70VPP下实现了小于10μm的针尖位移。而且，该装置的操作频率约为80kHz，不含针的总长度超过40mm。这意味着要达到55kHz，必须增加装置总长度，从而使该设计更不适合微型化目的。这些设计的另一个缺点是存在粘合层，其由导电环氧树脂制成，在高振动应力下可能会失效。该设计的另一个与粘合相关的问题可归因于振动模式对称性的破坏，这会导致应力集中点，从而可能导致装置在高振动应力下发生故障，即与基板分离和开裂。
接下来我们考虑与本公开相关的机器人手术的需求。许多研究(例如[45])都报道了超声装置比标准电烧具有更高的解剖质量和密封速度。值得注意的是，只有少数研究提到手术过程中会产生手术烟雾[46]，[47]。这可能会降低腹腔镜的可见度，并因内窥镜清洁而导致整个手术时间的延迟。
在机器人手术中，超声解剖器主要用于实质横切，将器官的功能组织与结缔组织和支持组织分离，以及用于叶切除术，以切除器官的一个叶或一部分[5]、[6]、[48]。目前流行的机器人手术涉及使用超声解剖器执行特定的术中任务，包括：肝切除术、脾切除术、肠切除术、肾上腺切除术和甲状腺切除术。一项关于机器人辅助甲状腺手术的研究[49]比较了腕式双极电灼装置(Vessel Sealer Extend，Surgical,Inc.)和超声解剖器(ACE+Shears，/>Endo-Surgery)。
通过直接比较可知，与标准电灼装置相比，使用超声装置减少了术中失血量，提高了解剖边缘和密封速度。然而，由于波导的温度较高，加之装置缺乏可操作性，超声装置造成患者受伤(例如烧伤和非自主组织穿孔)的风险较高。因此，在腕部以外的机器人轴末端安装带有柔性接头的超声解剖器可以解决这些问题。
本发明基于这样的认识：可以设计超声换能器的部件的刚度，以便解决上面指出的一些设计约束并且使纵向模式的fr与装置长度解耦。本公开中使用的词语“超结构”(类似于“超材料”的概念)表示被设计为表现出与制成该结构的块体材料不同的机械性能的结构。
公式3显示了纵向模式的固有频率、声速和细杆长度之间的关系。考虑n＝1，并将c替换为其数学定义(公式2)，得到公式12：
杨氏模量代表材料的刚度，因此由低EM材料制成的杆状结构将以比顺应性不太好(更硬)的材料更低的频率纵向振动。因此，在本发明的实施例的背景下，改变(或调节)杆状结构的刚度以使其在期望的频率下谐振而不改变其长度，这是令人感兴趣的。
有关机械超材料的综述[50]展示了一些通过设计形成整体网格的单元格来改变结构机械性能的策略。特别是，可以在一个或多个方向上改变结构的表观杨氏模量，通常会使结构的杨氏模量的各向异性增加。
为了在超声换能器中实现这一概念，进行了一项研究，结果成功表明，可以设计换能器圆筒形组件来改变其表观杨氏模量，从而在不改变换能器长度的情况下改变纵向模式的频率。在本研究中，考虑了空心圆筒形组件的三种不同规格，每种规格都适合用作BLT换能器的前质量块。
如图9所示，六边形样品使用了穿过空心圆筒壁的六边形通孔阵列，孔总数为54个。孔的布置基于六方网格。对于每个孔的中心，这些中心被布置为使得每个中心与垂直于圆筒主轴线的平面对齐，每个平面有6个中心，围绕圆筒沿周向规则地间隔开。在图中，圆筒的轴向长度为12mm，但这仅用于说明-在模型中，圆筒的轴向长度发生变化，以显示孔布置对刚度的影响。力F沿着圆筒的主轴线施加。
图9所示的SpringNet样品与六边形样品相同，除了孔的形状是菱形。
图9所示的孔样品与六边形样品相同，除了孔的形状为椭圆形。
每个样品的孔形状根据图10进行了更改。对于每个孔，基于在平行于圆筒的主轴线的方向上测量的1.5mm的孔的高度来定义角度θ。应注意，在本公开的这部分中，角θ的定义如图10中所示。对于本公开的后面部分，角度θ的定义不同。
图11、图12和图13示出了对于不同的角度θ值的每个孔配置，纵向模式频率与圆筒长度的关系。
对于非空心圆筒，E＝121GPa(即块体材料的杨氏模量)，频率响应如上面的虚线所示。对于空心圆筒，表观杨氏模量为42GPa，频率响应如下面的虚线所示。与空心圆筒相比，对于特定长度的圆筒，结合有如上所述布置的孔的每个样品具有较低的谐振频率。或者，换句话说，添加孔可以减少达到特定的谐振频率所需的圆筒的长度。此外，每种类型孔的角度θ越小，谐振频率越低。应注意，空心圆筒和包含孔的样品的环形壁厚度是相同的。
基于上述研究，对蜂窝(HC)形孔进行了进一步的研究。做出这一选择是因为HC在降低谐振频率方面表现出强大的能力，而无需在L1附近引入其他振动模式。本文使用的缩写TSM是指可调节刚度元结构(Tuneable Stiffness Metastructure)。
HC-TSM角度θ和每个平面的HC-TSM特征数量(f.p.p.)是在这些变量应该对表观杨氏模量产生影响(因此对L1模式的fr也有影响)的假设下进行研究的。本研究中研究的所有模型如图14所示。HC-TSM设计研究的结果仅针对L1模式进行介绍和讨论，因为它代表了外科应用超声换能器相关的振动模式。
图15至图18示出了改变孔径角对4f.p.p.HC-TSM换能器的电阻抗幅度和相位的影响。图19至图22显示了改变孔径角对8f.p.p.HC-TSM换能器的电阻抗幅度和相位的影响。
图15和图17显示，在更宽的频谱(0-300kHz)中，可以观察到电阻抗幅度和相位以及L1模式的频率位置的变化。图16和图18示出了L1模式附近的数据。这些结果表明，由于将孔径角从120°减小到90°和60°，L1模式的频率会下降。图中还包括标准换能器的电阻抗幅度和相位以供参考。
同样，图19和图21显示，在更宽的频谱(0-300kHz)中，可以观察到电阻抗幅度和相位以及L1模式的频率位置的变化。图20和图22示出了L1模式附近的数据。这些结果表明，由于将孔径角从120°减小到90°和60°，L1模式的频率会下降。图中还包括标准换能器的电阻抗幅度和相位以供参考。
表2显示了HC-TSM的引入对L1模式相关换能器参数的影响。这项设计研究得出的关键点是在不改变换能器长度的情况下改变了L1模式。此外，在其他换能器特性中观察到微小但积极的变化，例如fr处的电阻抗幅度降低和操作带宽提高。
表2：针对HC-TSM换能器设计变量的L1模式研究结果摘要。
因此，可以将“标准”55kHz换能器与示例性HC-TSM换能器进行比较，其中基于上述讨论，该换能器在前质量块的构造上有所不同。两个换能器模型之间最重要的初步比较是HC-TSM装置能够以低于标准装置的频率产生L1模式共振，尽管其长度相同且由相同的材料制成，如图23所示。
图24和图25分别示出了标准和HC-TSM 55kHz调谐换能器的电阻抗幅度和电阻抗相位。图24和图25中的电阻抗幅值和相位谱表明，在两种情况下，曲线拟合都能够正确确定55kHz谐振装置的FM-BM长度。
表3比较了装置L1模式的装置参数。HC-TSM的引入使得换能器设计的长度比标准设计短20.5％，而fr大约相同。此外，与标准设计相比，HC-TSM换能器的谐振电阻抗降低了30％，带宽增加了28％。
表3：根据图24和图25的模拟电阻抗推算出的L1模式的55kHz调谐装置的装置参数。
图26至图30示出了根据本发明实施例的示例性超声换能器的视图。图26示出了换能器的前侧视图。图27示出了换能器的后侧视图。图28示出了换能器的纵向截面图。
图29示出了换能器的分解后侧视图。图30示出了换能器的前视图，其中变幅杆已移位。
在图26至图30的每个图中，换能器具有后质量块44和前质量块46，并且变幅杆48位于前质量块的前方。极性相反的两个压电陶瓷环58将电极52夹在中间以形成压电堆叠(超声致动器装置)，该压电堆叠通过对螺栓50和螺母51施加预应力来保持在后质量块和前质量块之间。前质量块具有环形部分，该环形部分采用围绕纵轴A的圆筒外壁的形式，具有穿过其形成的孔布置(在这种情况下为圆形孔)。在操作中，驱动信号被施加到电极52并且前质量块和后质量块接地，引起压电环的振荡。后质量块44、压电陶瓷环58、电极52、前质量块46和变幅杆48沿着换能器的纵轴布置。这允许压电陶瓷环58产生的振动沿着振动能量传递路径传导到前质量块46和变幅杆48中。然后振动被变幅杆48放大振幅。圆孔朝纵轴开口并与振动能量传递路径相交。这种布置在平行于纵轴的轴向方向上并且沿着振动能量路径提高机械顺应性。
特别参照图29，前质量块46包括近端部分46a、中间部分46b和远端部分46c。近端部分46a与致动器装置接触。开口形成在中间部分46b中。远端部分46c与变幅杆装置接触。当忽略开口70的存在对外径的影响时，前质量块46的近端部分46a、中间部分46b和远端部分46c彼此一体地形成并且具有基本相同的外径。
在操作中，开口的布置基本上不提供纵向模式到扭转模式的转换。这样保留了纵向模式。这是通过在非手性阵列中提供孔来实现的，该非手性阵列可叠加到其自身的镜像上。
在本实施例中，共有24个孔，均形成在前质量块中。每个孔具有相同的深度和横截面积。这些孔设置成反射对称阵列(相对于每个孔的几何中心)，使得存在多个平行于纵轴且与其重合的反射对称平面。在图28中示出了一种这样的反射对称平面，为沿其截取横截面图的平面。显然，对于垂直于纵轴的平面也存在反射对称的平面。该阵列包括沿轴向(平行于纵轴)布置的3排孔，其中每排包括8个周向布置的孔。这些孔布置在映射到前质量块表面上的矩形网格中。因此，存在垂直于纵轴的反射对称平面与第二(中间)排孔重合。
对于平行于纵轴且终止于纵轴的平面，其与与该平面相交的最大总数的孔相重合(例如，图28中示意性地示出的平面R)，本实施例中在前质量块中与该平面相交的孔的最大总数为3。对于在沿纵轴的位置处垂直于纵轴截取的平面横截面，其与与该平面横截面相交的最大总数的孔相重合，与该平面横截面相交的孔的最大总数为8。
对标准和HC-TSM 55kHz换能器可实现的振动幅度进行了比较。对于相同的驱动信号，HC-TSM换能器的刀片尖端位移比标准设计高33％。
图31示出了示例性超声换能器的速度幅度相对于信号频率的关系。应注意，虽然图例指示信号的Vrms为0.8V，但没有相关的数据点。相反，最低曲线为Vrms 3.5V，曲线逐渐升高至Vrms 73V。
图32示出了示例性超声换能器的位移幅度相对于信号频率的关系。最低曲线为Vrms 0.8V，曲线逐渐升高至Vrms 73V。
图33示出了根据本发明的不同实施例的另一示例性超声换能器的侧视图。在该实施例中，后质量块64和前质量块46均具有圆筒外壁，其中圆筒外壁具有穿过其中形成的圆孔布置。
图34示出了根据本发明的不同实施例的另一示例性超声换能器的侧视图。在该实施例中，仅后质量块64具有圆筒外壁，其中圆筒外壁具有穿过其中形成的圆孔布置。
在进一步探索上述见解的进一步研究中，我们提出了一些具有不同开口阵列的前质量块来评估所产生的谐振频率。前质量块结构的模型是在空心圆筒前质量块中形成孔布置，其中前质量块的外径为10.00mm。
在此进一步使用的每个孔的总体形状是具有两条对称线的菱形(具有内曲率半径0.10mm的圆角)。每个孔与前质量块的纵轴(因此与换能器的纵轴)对齐，使得一条对称线平行于纵轴，而另一条对称线垂直于纵轴。换句话说，菱形的第一对相对内角被平行于纵轴且与纵轴重合的平面平分，而第二对相对内角被垂直于纵轴的平面平分。每个前质量块结构包括五种具有不同尺寸的菱形孔中的一种。如图35所示，每种孔类型的边长约为1.00mm。因此，孔尺寸由其内角确定并且在本文中由对应于第一对相对内角的轴向角来标识。五种孔的轴向角分别为150°、120°、90°、60°和30°。应注意，这些孔的角度的定义与图10中使用的定义不同。菱形开口的纵向尺寸和周向尺寸见表4。
表4：各类菱形孔的纵向尺寸和周向尺寸。
考虑到菱形孔的每条边长为1.00mm，轴向角为120°的孔的纵向长度占周向宽度的百分比为57.73％，轴向角为150°的孔的纵向长度占周向宽度的百分比为26.79％。
每个前质量块之间有三个参数发生了变化：孔的轴向角、轴向方向上的孔数量(即平行于纵轴布置)以及周向方向上的孔数量(即垂直于纵轴布置)。
为简化进一步研究，孔的布置仅基于叠加在前质量块的圆筒几何形状上的矩形网格。
轴向上的孔数量在1、3和5之间变化。周向方向的孔数量在2、4和8之间变化。因此，总共研究了45个新的前质量块结构。图36A-C示出了每个前质量块结构的前侧视图。图36A、图36B和图36C分别示出了具有沿周向布置的2个、4个和8个孔的前质量块结构组。
为了识别每个前质量块结构，采用以下命名法：XA_YP_Z，其中X、Y和Z分别表示轴向方向上的孔数量、周向方向上的孔数量以及轴向角。
每个前质量块的外周长为31.42mm。因此，对于在沿纵轴的位置处垂直于纵轴截取的平面横截面，其与与该平面相交的最大总数的孔相重合，最大孔数占每种前质量块结构的圆周的比例(或周向填充系数)如表5所示。
表5：每种前质量块结构与平面横截面相交的孔占圆周的最大比例(周向填充系数)。
图37示出了轴向上不同数量的孔的第一纵向模式的谐振频率。应注意，各点之间的线仅出于说明目的而存在，以说明谐振频率随着轴向布置的孔数量增加而降低。对于5A列中的数据点，最低的曲线对应于_8P_150结构，随后是_8P_120、_8P_90、_4P_150、_4P_120、_2P_150、_4P_90、_8P_60、_2P_120、_2P_90、_4P_60、_2P_60、_8P_30、_4P_30和_2P_30(最高的曲线)。0A列中的实心数据点对应于没有任何孔的实心前质量块的标准实心模型。水平虚线的存在是为了明确与标准实心模型相比，谐振频率增大和减小之间的区别。0A列中的另一个数据点对应于没有孔的空心前质量块。
检查具有最大轴向角150的1A_8P_150、3A_8P_150和5A_8P_150装置之间谐振频率的变化，观察到谐振频率最初下降5.5％，随后下降4.5％。这种趋势在各个系列的装置中都表现出共同的角度；因此，与轴向孔数从1个增加到3个后的谐振频率变化相比，将轴向孔数从3个增加到5个时，谐振频率的下降幅度更小，表明谐振频率与轴向布置的孔数量之间存在反比关系。
因此，进一步增加轴向孔的数量将会降低谐振频率。轴向孔的数量受到换能器尺寸的限制，进一步增加孔数量可能会损害结构完整性。
图38示出了周向方向上不同数量的孔的第一纵向模式的谐振频率。如前所述，应注意0P列中的数据点对应于无孔前质量块的标准实心模型和空心模型。水平虚线的存在是为了明确与标准实心模型相比，谐振频率增大和减小之间的区别。对于8P列中的数据点，最低的曲线对应于5A__150结构，随后是5A__120、3A__150、3A__120、5A__90、1A__150、3A__90、1A__120、5A__60、3A__60、1A__90、1A__60、5A__30、3A__30和1A__30(最高的曲线)。
以5A_X_150类装置(其中X为2P、4P或8P)为例，当孔数量从2个增加到4个以及从4个增加到8个时，谐振频率先降低2.2％，然后再降低8.8％。每一类装置都表现出这种趋势；因此，与将孔的数量从4个增加到8个相比，将周向方向上的孔的数量从2个增加到4个时，产生的谐振频率变化较小。这种非线性关系表明，进一步增加垂直孔的数量可以继续有效地降低谐振频率。然而，孔的数量受限于孔相对于换能器圆周的尺寸。与轴向方向上的孔数量类似，增加孔数量会损害前质量块的结构完整性，应力分析同样有助于了解在不影响前质量块稳定性的前提下，该方向上可能存在的最大孔数。
图39显示了孔的轴向角增大时第一纵向模式的谐振频率。如前所述，应注意0°列中的数据点对应于无孔前质量块的标准实心模型和空心模型。水平虚线的存在是为了明确与标准实心模型相比，谐振频率增大和减小之间的区别。对于150°列中的数据点，最低的曲线对应于5A_8P_结构，随后是3A_8P_、5A_4P_、1A_8P_、3A_4P_、5A_2P_、3A_2P_、1A_4P_和1A_2P_(最高的曲线)。
谐振频率随着孔角度的增加而降低。与标准实心模型相比，包含角度小于90°的孔的装置表现出预期的频率增加，如分隔的黑色虚线所示。对于具有轴向角大于90°的孔的装置，预计谐振频率会降低，这18个装置中有11个表现出这种降低。因此，我们可以得出结论，虽然增加孔的轴向角是降低使用孔阵列的给定装置的谐振频率的有效策略，但通过组合改变与孔阵列相关的三个参数，可以最大程度地降低谐振频率。
研究结果表明，增加圆周孔的数量对谐振频率的影响最大，其次是孔的角度和轴向孔的数量。然而，对所有这三个参数进行改变都是有利的。
5A_8P_150装置的谐振频率下降幅度最大；与实心模型谐振频率相比，频率降低了10.5％，达到约35kHz的谐振频率。将该装置与谐振频率为40kHz的市售BLT[51](制造商零件编号：SMBLTD45F40H)进行比较后发现，尽管具有相似的长度(5A_8P_150＝53mm，SMBLTD45F40H＝53.75mm)，但所设计的装置频率较低。
为了确保改变前质量块结构是超声换能器微型化的可行策略，改变后的装置的纵向或轴向位移范围应与标准实心或空心模型的纵向或轴向位移范围相似或更大。特别是，换能器应具有比实心和空心标准模型更大的适当的增益。增益由换能器各端(即前质量块的前端(远端)和后质量块的后端(近端))的最大轴向位移之比确定。轴向位移是超声换能器的一部分在平行于纵轴的方向上相对于其平衡位置的位置变化。因此，位移为零的位置对应于装置的波节。
图40示出了针对与45个改进前质量块结构中的每一个的第一纵向模式L1相对应的每个换能器装置计算的增益。x轴上的前质量块类型被分成具有相同数量的轴向布置的孔的几组。很明显，无论孔的布置如何，每个前质量块结构的增益都大于最左侧数据点所代表的标准实心模型的增益。尽管如此，图38表明增加轴向布置的孔的数量对增益的影响相对较小。相反，增加沿周向布置的孔的数量(即增加f.p.p.的数量)会导致增益大幅增加-当f.p.p.的数量从4个增加到8个时，这种影响的程度更大。当轴向角从30°增加到150°时，增益的增加对于使用更多数量的沿周向布置的孔的装置来说尤其明显。
相对于标准实心模型，增益增加最多的是5A_8P_150前质量块类型，增益增加了82.4％。该装置的谐振频率下降幅度也最大。
必须认识到，谐振频率的差异是由质量变化以及前质量块结构的改变对机械顺应性和波传播的影响引起的。因此，在研究质量损失对换能器操作的影响时，考虑了每种前质量块类型去除的质量体积，并与每种前质量块类型的谐振频率进行了比较。
图41示出了“十字”数据点表示的每种前质量块类型的前质量块总质量，以及“圆圈”数据点表示的第一纵向模式L1的谐振频率。前质量块类型在x轴上首先按轴向角排序，然后按轴向布置的孔的数量排序，最后按周向布置的孔的数量排序。由线连接的点的组代表具有共同轴向角的前质量块类型。
比较5A_8P_30(40.2kHz)和5A_8P_150(35.3kHz)的质量和谐振频率，可以看出，尽管质量相同(6.54g)，但谐振频率却相差4.9kHz，相当于质量降低0.0％，谐振频率降低12.2％。这充分说明，谐振频率的降低主要是由前质量结构的变化而不是质量的变化引起的。
在进一步的研究中，我们提出了具有不同开口布置的三种换能器模型，以便与“标准”实心模型和“折叠”前质量块模型进行直接比较。标准实心模型使用实心的前质量块和后质量块，但在后质量块和前质量块之间需要有一个通道供螺栓穿过。所有五个模型均包括前质量块、后质量块、两个压电环、两个电极以及延伸穿过后质量块并连接到前质量块的螺栓。每个换能器的总长度相同，均为67mm，总直径相同，均为15mm。构成每个装置(包括前质量块、后质量块和螺栓)的金属材料为钛(Ti)，每个装置的电极材料为铜(Cu)。每个装置模型均使用相同的压电类型PZ26(MEGGITT)[52]。
图42-46示出了每个换能器装置模型的示意图，使用单独的CAD和线框图来呈现每个模型的侧视图。图中显示了每个模型在纵向模式谐振频率下的收缩和伸展振动相位。
图42A-D示出了标准模型，其中前质量块和后质量块均没有开口。图42C所示的收缩形状对应于ωt＝0°相位，图42D所示的伸展形状对应于振荡的ωt＝180°相位，其中ω是标准模型在纵向模式下的谐振频率。
图43A-D示出了折叠的前质量块模型，其中前质量块和后部质量均没有开口，但是前质量块包括一系列同心内折叠。这一系列折叠由不同的、重叠的内环形腔和外环形腔限定。内环形腔从前质量块的远端向内突出，而外环形腔围绕内环形腔。最内侧的折叠包括实心圆筒部分(在图43D中可见轴向突出)其朝前质量块的远端轴向延伸，以将振动传导至前质量块的前方。图43C所示的收缩形状对应于ωt＝0°相位，图43D所示的伸展形状对应于振荡的ωt＝180°相位，其中ω是折叠模型在纵向模式下的谐振频率。
图44A-D示出了改进前质量块模型(FM-mod)，其包括实心后质量块和形成在空心前质量块中的椭圆形孔阵列。该阵列包括沿轴向布置的9排孔，其中每排包括沿周向布置的8个孔。每个孔的周向尺寸大于每个孔的相应的纵向尺寸。共有72个孔。图44C所示的收缩形状对应于ωt＝0°相位，图44D所示的伸展形状对应于振荡的ωt＝180°相位，其中ω是FM-mod模型在纵向模式下的谐振频率。
图45A-D示出了第一改进前质量块和后质量块模型(FM&BM-mod)，其包括形成在空心前质量块和空心后质量块中的椭圆形孔阵列。每个孔的周向尺寸大于每个孔的相应的纵向尺寸。共有144个孔，其中前质量块和后质量块各有72个孔。该阵列包括沿轴向布置的18排孔，前质量块和后质量块各9排，其中每排包括沿周向布置的8个孔。这些孔布置在两个矩形网格中，分别映射到前质量块和后质量块的表面上。因此，对于平行于纵轴且终止于纵轴的平面，其与与该平面相交的最大总数的孔相重合，在前质量块中与该平面相交的孔的最大总数为9。后质量块具有相同的与平面相交的孔的最大总数。对于在沿纵轴的位置处垂直于纵轴截取的平面横截面，其与与该平面横截面相交的最大总数的孔相重合，在前质量块和后质量块中与该平面横截面相交的孔的最大总数为8。图45C所示的收缩形状对应于ωt＝0°相位，图45D所示的伸展形状对应于振荡的ωt＝180°相位，其中ω是FM&BM-mod模型在纵向模式下的谐振频率。
图46A-D示出了第二改进前质量块和后质量块模型(FM&BM-mod2)，其包括形成在空心前质量块和空心后质量块中的椭圆形孔阵列。每个孔的周向尺寸大于每个孔的相应的纵向尺寸。共有104个孔，其中前质量块和后质量块各有52个孔。该阵列包括沿轴向布置的26排孔，前质量块和后质量块各13排，其中每排包括4个孔。在该模型中，这些孔布置在两个三角形网格中，分别映射到前质量块和后质量块的表面上。因此，对于平行于纵轴且终止于纵轴的平面，其与与该平面相交的最大总数的孔相重合，在前质量块中与该平面相交的孔的最大总数为7。后质量块具有相同的与平面相交的孔的最大总数。对于在沿纵轴的位置处垂直于纵轴截取的平面横截面，其与与该平面横截面相交的最大总数的孔相重合，在前质量块和后质量块中与该平面横截面相交的孔的最大总数为4。图46C所示的收缩形状对应于ωt＝0°相位，图46D所示的伸展形状对应于振荡的ωt＝180°相位，其中ω是FM&BM-mod2模型在纵向模式下的谐振频率。
表6显示了每个换能器装置模型的L1模式的谐振频率以及从压电堆叠中心到前质量块远端的增益。正如之前的设计研究所示，L1模式的频率在不改变换能器长度的情况下发生了改变。与标准模型相比，所有三种改进装置的谐振频率更低且增益更高。相对于标准模型，折叠前质量块模型的谐振频率降低。尽管如此，FM-mod和FM&BM-mod2模型的谐振频率仍低于折叠前质量块模型。这证明，通过具有多个开口而不是折叠前质量块布置，可以更大程度地降低换能器装置的机械顺应性。
与折叠前质量块模型或标准模型相比，在前质量块和/或后质量块中形成孔阵列的所有三种换能器模型的增益都更大。在表6列出的五种换能器模型中，FM&BM-mod2换能器装置的谐振频率最低。
表6：提出的换能器模型中L1模式的谐振频率和增益的结果。
值得注意的是，FM&BM-mod装置模型比折叠装置模型具有更高的谐振频率。不希望受理论束缚，我们认为这可能是由于模态密度较高和网格本身在振动响应中占主导地位。鉴于谐振频率差异仅为<1kHz，与折叠变幅杆结构相比，增益有了显著提高，因此这些结果尤其令人感兴趣。
图47示出了圆筒90的前视图，示出了根据本发明另一示例性实施例的适当的开口70a随机布置，以结合到前质量块或后质量块结构中。这些孔基本上随机布置，但每个孔之间具有最小距离以保持装置的结构完整性。因此，孔阵列旨在提供与上述有序孔布置类似的效果，并且特别地不旨在提供实质上的纵向模式到扭转模式的转换。
以上描述中，或在所附权利要求中，或者在附图中公开的特征，根据需要，以它们的特定形式或以用于执行所公开的功能的手段，或用于获得所公开的结果的方法或过程来表达，可以单独地或以这些特征的任何组合来以其不同形式实现本发明。
虽然已经结合上述示例性实施例描述了本发明，但是当给出本公开时，许多等效修改和改变对于本领域技术人员来说将是显而易见的。因此，上述本发明的示例性实施例被认为是说明性的而非限制性的。在不脱离本发明的精神和范围的情况下，可以对所描述的实施例进行各种改变。
为了避免任何疑问，本文提供的任何理论解释都是为了提高读者的理解。发明人不希望受任何这些理论解释的束缚。
本文使用的任何部分标题仅用于组织目的，而不应被解释为限制所述的主题。除非上下文另有要求，在整个说明书中，包括随后的权利要求书，词语“包括”、“包含”将被理解为意味着包括指定的整数或步骤或整数或步骤组，但不排除任何其他整数或步骤或整数或步骤组。
应当注意，如说明书和所附权利要求书中所使用的，单数形式“a”、“an”和“the”包括多个指代，除非上下文另外明确指出。本文的范围可以表示为“约”一个特定值，和/或“约”另一个特定值。当表示这样的范围时，另一个实施例包括从一个特定值和/或到另一个特定值。类似地，当数值被表示为近似值时，可以理解通过使用前项“约”，该特定值形成另一个实施例。与数值有关的术语“约”是指可选的，意味着例如+/-10％。
参考文献
上文引用了一些出版物，以更全面地描述和公开本发明以及本发明所涉及的技术现状。下文提供了这些参考文献的完整引文。这些参考文献的全部内容均并入本文。
[1]D.Zimmerman,“‘A more creditable way’:The discovery of activesonar,the Langevin–Chilowsky patent dispute and the Royal Commission onAwardsto Inventors,”War Hist.,vol.25,no.1,pp.48–68,2018,doi:10.1177/0968344516651308.
[2]S.K.Longmore,G.Naik,and G.D.Gargiulo,“Laparoscopic RoboticSurgery:Current Perspective and Future Directions,”2020,doi:10.3390/robotics9020042.
[3]Olympus,“Thunderbeat,”2020.
https://www.olympus-global.com/technology/technology/thunderbeat/？page＝technology_techn ology(accessedApr.28,2020).
[4]“Ethicon Harmonic Ace.”https://www.ethicon.com/na/epc/code/harh36？lang＝en-default.
[5]M.Kroh,Essentials ofRobotic Surgery.Springer,2015.
[6]G.Spinoglio,Robotic Surgery CurrentApplications andNewTrends.Springer,2015.
[7]S.L.Best and S.Y.Nakada,Minimally Invasive Urology.Springer,2015.
[8]C.H.Sherman and J.L.Butler,Transducers andArrays for UnderwaterSound.2013.
[9]D.Stansfield and A.Elliott,Underwater Electroacoustic Transducers:Second Edition.Peninsula Publishing,2017.
[10]A.Mathieson,“NONLINEAR CHARACTERISATION OF POWER ULTRASONICDEVICES USED IN BONE SURGERY,”University ofGlasgow,2012.
[11]U.Resonators,“Piezoelectric transducer design,”2020.
http://www.ultrasonic-resonators.org/design/transducers/transducer_design.html#mode_33(accessedApr.26,2020).
[12]E.A.Neppiras,“The prestressed piezoelectric sandwich transducer,”Ultrason.Int.,1973.
[13]D.A.Deangelis and G.W.Schulze,“Optimizing Piezoelectric CeramicThickness in Ultrasonic Transducers,”Proc.39th Annu.Symp.Ultrason.Ind.Assoc.,pp.1–9,2010,doi:10.1109/UIA.2010.5506062.
[14]A.Mathieson,A.Cardoni,N.Cerisola,and M.Lucas,“The InfluenceofPiezoceramic Stack Location on Nonlinear Behavior of Langevin Transducers,”vol.60,no.6,pp.1126–1133,2013.
[15]E.G.Lierke,W.Littmann,T.Morita,and T.Hemsel,“Various Aspects ofthe Placement ofa Piezoelectric Material in Composite Actuators,Motors,andTransducers,”vol.57,no.4,pp.933–937,2010,doi:10.3938/jkps.57.933.
[16]D.A.Deangelis and G.W.Schulze,“Optimizing Piezoelectric CrystalPreload in Ultrasonic Transducers,”2009 38th Annu.Symp.Ultrason.Ind.Assoc.,pp.1–6,doi:10.1109/UIA.2009.5404031.
[17]D.A.Deangelis,G.W.Schulze,and K.S.Wong,“Optimizing piezoelectricstack preload bolts in ultrasonic transducers,”Phys.Procedia,vol.63,pp.11–20,2015,doi:10.1016/j.phpro.2015.03.003.
[18]X.Liao et al.,“Functional piezocrystal characterisation undervarying conditions,”Materials(Basel).,vol.8,no.12,pp.8304–8326,2015,doi:10.3390/ma8125456.
[19]D.Viehland,“Effect of Uniaxial Stress Upon the ElectromechanicalProperties of Various Piezoelectric Ceramics and Single Crystals,”J.Am.Ceram.Soc.,vol.89,no.3,pp.775–785,2006,doi:10.1111/j.1551-2916.2005.00879.x.
[20]Z.Qiu et al.,“Characterization of piezocrystals for practicalconfigurations with temperature-and pressure-dependent electrical impedancespectroscopy.,”IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.Freq.Control,vol.58,no.9,pp.1793–803,2011,doi:10.1109/TUFFC.2011.2016.
[21]P.Finkel,M.Staruch,A.Amin,M.Ahart,and S.E.Lofland,“SimultaneousStress and Field Control of Sustainable Switching ofFerroelectric Phases.,”Sci.Rep.,vol.5,p.13770,2015,doi:10.1038/srep13770.
[22]B.W.L.Puskas and T.Piazza,“Designer Waveforms:UltrasonicTechnologies to Improve Cleaning and Eliminate Damage,”no.August,pp.1–9,2001.
[23]M.R.Sadiq,“Enhanced Biopsy and Regional Anaesthesia throughUltrasound Actuation ofa Standard Needle By Muhammad Rohaan Sadiq,”no.February,2013.
[24]K.F.Graff,Power ultrasonic transducers:Principles anddesign.Elsevier Ltd.,2015.
[25]M.Lucas and A.Mathieson,Ultrasonic cutting for surgicalapplications.Elsevier Ltd.,2015.
[26]M.E.Schafer,Ultrasonic surgical devices and procedures.ElsevierLtd.,2015.
[27]Stryker,“SONOPET,”2020.
https://neurosurgical.stryker.com/products/sonopet-ultrasonic-aspirator/(accessed Apr.28,2020).
[28]Soring,“Ultrasonic assisted bone intrument.”
https://www.soering.de/en/products/bone-instrument/(accessedApr.28,2020).
[29]IDOM,“Surgical Ultrasonic Bone-Cutting Device.”
https://www.idom.com/project/surgical-ultrasonic-bone-cutting-device/(accessed Apr.28,2020).
[30]A.MacBeath,“Ultrasonic Bone Cutting,”University ofGlasgow,2006.
[31]S.Cochran,“Piezoelectricity and basic configurations forpiezoelectric ultrasonic transducers,”in Ultrasonic Transducers:Materials andDesign for Sensors,Actuators and Medical Applications,Woodhead PublishingLimited,2012,pp.3–35.
[32]T.Consulting,“Ultrasonic Vessel Sealing and Dissection Devices,”2017.
https://www.youtube.com/watch？v＝dR0H9no9yME(accessed May 05,2020).
[33]Ethicon,“Ethicon Product Catalog by Category.”
https://www.ethicon.com/na/system/files？file＝2020-03/035213-191202-Ethicon-Product-Catal og-Submission-File-v3.pdf(accessedApr.24,2020).
[34]S.D.McCarus and L.K.S.Parnell,“The Origin and Evolution oftheScalpel,”Gynecol.Surg.Technol.Int.,vol.35.
[35]B.J.O’Daly,E.Morris,G.P.Gavin,J.M.O’Byrne,and G.B.McGuinness,“High-power low-frequency ultrasound:A review oftissue dissection andablation in medicine and surgery,”J.Mater.Process.Technol.,vol.200,no.1–3,pp.38–58,2008,doi:10.1016/j.jmatprotec.2007.11.041.
[36]J.Li,H.Liu,J.Li,Y.Yang,and S.Wang,“Piezoelectric transducerdesign for an ultrasonic scalpel with enhanced dexterity for minimallyinvasive surgical robots,”Proc.Inst.Mech.Eng.Part C J.Mech.Eng.Sci.,vol.234,no.7,pp.1271–1285,2020,doi:10.1177/0954406219892750.
[37]S.Sherrit et al.,“Novel horn designs for ultrasonic/soniccleaning,welding,soldering,cutting,and drilling,”Smart Struct.Mater.2002Smart Struct.Integr.Syst.,vol.4701,no.May,pp.353–360,2002,doi:10.1117/12.474671.
[38]S.A.Askins,M.A.Us,and B.Dolgin,“Folded_horn_patent_US20040047485A1(Done 1652020),”vol.1,no.19,2004.
[39]A.Feeney and M.Lucas,“A Comparison ofTwo Configurations for aDual-Resonance Cymbal Transducer,”IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.Freq.Control,vol.65,no.3,pp.489–496,2018,doi:10.1109/TUFFC.2018.2793310.
[40]A.Feeney,“Nitinol Cymbal Transducers for Tuneable UltrasonicDevices,”2014,[Online].Available:http://theses.gla.ac.uk/％5Cnhttp://theses.gla.ac.uk/5805/.
[41]F.Bejarano,A.Feeney,and M.Lucas,“A cymbal transducer for powerultrasonics applications,”Sensors Actuators,A Phys.,vol.210,pp.182–189,2014,doi:10.1016/j.sna.2014.02.024.
[42]R.Lockhart et al.,“Silicon micromachined ultrasonic scalpel forthe dissection and coagulation of tissue,”Biomed.Microdevices,vol.17,no.4,pp.1–12,2015,doi:10.1007/s10544-015-9981-6.
[43]A.Lal and R.M.White,“Silicon microfabricated horns for powerultrasonics,”Int.Conf.Solid-State Sensors Actuators,Eurosensors IX,Proc.,vol.1,pp.405–408,1995,doi:10.1109/sensor.1995.717221.
[44]T.Jiang,C.Xia,S.Cochran,and Z.Huang,“Improved performance of d31-mode needle-actuating transducer with PMN-PT piezocrystal,”IEEE Trans.Ultrason.Ferroelectr.Freq.Control,vol.65,no.8,pp.1415–1422,2018,doi:10.1109/TUFFC.2018.2838566.
[45]N.Velotti et al.,“Comparison between LigaSure and Harmonic inLaparoscopic Sleeve Gastrectomy:A Single-Center Experience on 422 Patients,”vol.2019,2019.
[46]H.Krentel,H.C.Verhoeven,L.A.Torres-de,and R.L.De Wilde,“Laparoscopic ultrasonic dissectors:technology update by a reviewofliterature,”pp.1–7,2019.
[47]B.Person,AE.D.A.Vivas，AE.D.Ruiz，AE.M.Talcott,J.E.Coad,andAE.S.D.Wexner,“Comparison of four energy-based vascular sealing andcutting instruments:A porcine model,”pp.534–538,2008,doi:10.1007/s00464-007-9619-8.
[48]K.J.Wikiel,T.N.Robinson,and E.L.Jones,“Energy in roboticsurgery,”no.November 2019,pp.1–9,2020,doi:10.21037/ales.2020.03.06.
[49]S.C.Yang,J.Ahn,J.H.Kim,J.W.Yi,M.H.Hur,and K.Lee,“Comparison ofthe vessel sealerwith harmonic/>in robotic bilateral axillary-breast approach thyroid surgery,”vol.9,no.2,pp.164–171,2020,doi:10.21037/gs.2020.01.18.
[50]X.Yu,J.Zhou,H.Liang,Z.Jiang,and L.Wu,“Progress in MaterialsScience Mechanical metamaterials associated with stiffness,rigidity andcompressibility:A brief review,”Prog.Mater.Sci.,vol.94,pp.114–173,2018,doi:10.1016/j.pmatsci.2017.12.003.
[51]STEMiNC,Steiner&Martins,Inc.“Bolt Clamped Langevin Transducer 40KHz SMBLTD45F40H.”
[Online]Available:https://www.steminc.com/PZT/fr/bolt-clamped-langevin-tranducer-40-khz
[52]MEGGITT,FerropermTM Piezoceramics,“FerropermTM data sheets fromMeggitt Denmark.”[Online]Available:https://www.meggittferroperm.com/resources/data-sheets/

Claims (21)

1.一种用于外科手术应用的超声换能器，所述超声换能器包括：
后质量块；
前质量块；
保持在所述后质量块和所述前质量块之间的超声致动器装置；
位于所述前质量块之前的超声变幅杆装置，
其中所述后质量块、超声致动器装置、前质量块和超声变幅杆装置沿着换能器的纵轴布置，
其中由所述超声致动器装置产生的振动沿着振动能量传递路径被传导到所述前质量块和所述超声变幅杆装置中，并且由所述超声变幅杆装置放大振幅，并且
其中所述后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个包括多个开口，所述多个开口开向所述纵轴并与所述振动能量传递路径相交，并且被配置为在沿着所述振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性。
2.根据权利要求1所述的超声换能器，其中所述换能器是朗之万型换能器。
3.根据权利要求1或权利要求2所述的超声换能器，其中所述后质量块、前质量块和/或超声变幅杆中的所述振动能量传递路径包括环形部分，与所述振动能量传递路径相交的所述多个开口设置为穿过所述环形部分的壁。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的超声换能器，其中每个开口沿其深度具有基本均匀的横截面。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的超声换能器，其中所述开口各自具有相同的尺寸。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的超声换能器，其中所述开口根据重复图案来布置。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的超声换能器，其中存在3个或更多个开口。
8.根据权利要求1至7中任一项所述的超声换能器，其中沿着所述振动能量传递路径从所述后质量块的近端到所述变幅杆的远端测量的所述换能器的长度不大于40mm。
9.根据权利要求8所述的超声换能器，其中在垂直于所述长度的方向上测量的所述换能器的最大直径不大于15mm。
10.根据权利要求1至9中任一项所述的超声换能器，其中在操作中，所述多个开口基本上不提供纵向模式到扭转模式的转换。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的超声换能器，其中所述开口设置成非手性阵列。
12.根据权利要求1至11中任一项所述的超声换能器，其中所述多个开口未设置在所述超声变幅杆装置中。
13.根据权利要求1至12中任一项所述的超声换能器，其中所述开口设置成反射对称阵列。
14.根据权利要求1至13中任一项所述的超声换能器，其中所述开口根据重复图案来布置。
15.根据权利要求1至13中任一项所述的超声换能器，其中所述开口基本上随机地布置，或者从假设的规则重复图案随机偏移。
16.根据权利要求1至15中任一项所述的超声换能器，其中存在20个或更多个开口。
17.根据权利要求1至16中任一项所述的超声换能器，其中对于在沿所述纵轴的位置处垂直于所述纵轴截取的平面横截面，其与与该平面相交的最大总数的开口相重合，所述开口占前质量块或后质量块的周长的至少10％。
18.根据权利要求1至17中任一项所述的超声换能器，其中所述前质量块包括与所述超声致动器装置接触的近端部分、连接到所述超声变幅杆装置的远端部分以及设置在所述近端部分和所述远端部分之间的中间部分，并且其中所述开口设置在所述中间部分中。
19.一种手术工具，其包括根据权利要求1至18中任一项所述的超声换能器。
20.一种超声换能器的操作方法，所述超声换能器包括：
后质量块；
前质量块；
保持在所述后质量块和所述前质量块之间的超声致动器装置；
位于所述前质量块之前的超声变幅杆装置，
其中所述后质量块、超声致动器装置、前质量块和超声变幅杆装置沿着换能器的纵轴布置，
其中由所述超声致动器装置产生的振动沿着振动能量传递路径被传导到所述前质量块和所述超声变幅杆装置中，并且由所述超声变幅杆装置放大振幅，并且
其中所述后质量块、前质量块和超声变幅杆装置中的一个或多个包括多个开口，所述多个开口开向所述纵轴并与所述振动能量传递路径相交，并且被配置为在沿着所述振动能量传递路径的方向上提高机械顺应性。
21.根据权利要求20所述的方法，其中所述超声换能器在1至1000W范围内的功率下操作。
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CN117846498B (zh) * 2024-03-05 2024-06-18 东北石油大学三亚海洋油气研究院 一种超声波钻进器

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070249942A1 (en) * 2006-04-21 2007-10-25 Alcon, Inc. System for driving an ultrasonic handpiece with a class D amplifier
AU2011220346A1 (en) * 2010-02-28 2012-09-13 Intellimedical Technologies Pty Ltd Multi degree-of-freedom piezoelectric micro-actuator with an energy efficient isolation structure
US9408622B2 (en) 2012-06-29 2016-08-09 Ethicon Endo-Surgery, Llc Surgical instruments with articulating shafts
CN104161619A (zh) * 2014-09-10 2014-11-26 以诺康医疗科技（苏州）有限公司 具有扭转振动的超声手柄
GB201700826D0 (en) * 2017-01-17 2017-03-01 Radley Scient Ltd Torsional ultrasound generator for orthopaedic procedures

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