JP3807783B2 - Ophthalmic ultrasound surgery device - Google Patents

Ophthalmic ultrasound surgery device Download PDF

Info

Publication number
JP3807783B2
JP3807783B2 JP16107396A JP16107396A JP3807783B2 JP 3807783 B2 JP3807783 B2 JP 3807783B2 JP 16107396 A JP16107396 A JP 16107396A JP 16107396 A JP16107396 A JP 16107396A JP 3807783 B2 JP3807783 B2 JP 3807783B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
ultrasonic
output
oscillation
suction
tip
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP16107396A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JPH09313496A (en
Inventor
英夫 小田
英典 神田
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Nidek Co Ltd
Original Assignee
Nidek Co Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Nidek Co Ltd filed Critical Nidek Co Ltd
Priority to JP16107396A priority Critical patent/JP3807783B2/en
Publication of JPH09313496A publication Critical patent/JPH09313496A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP3807783B2 publication Critical patent/JP3807783B2/en
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Images

Landscapes

  • Surgical Instruments (AREA)

Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波振動子が発生する超音波振動により生体組織の破砕や乳化を行う超音波手術装置に関する。
【0002】
【従来の技術】
超音波振動を発生する超音波振動子を持つプロ−ブを備え、プロ−ブの先端に取り付けられた管状のチップに超音波振動子からの超音波振動を増幅伝達して、チップの先端に接触する生体組織を破砕乳化する超音波手術装置が知られている。
眼科分野においては、この種の装置は白内障により白濁した水晶体を破砕乳化して除去する白内障手術に使用される。白内障手術ではチップの先端付近から眼球内に灌流液を供給しつつ、灌流液とともに破砕又は乳化した組織片などをチップの吸引孔及びプロ−ブ内の吸引路を経て外部に排出する。
このような装置は、通常、超音波振動の発振に際して、予め設定された超音波発振出力あるいはフットペダルによるリニアコントロ−ル機能(フットペダルの踏み込み加減により自由に超音波出力を調節する機能)で調節された超音波発振の出力を使用する連続発振モ−ドで手術を行う。また、超音波発振を間欠的に行うようにしたパルス発振モ−ドを備えているものもある。
【0003】
【発明が解決しようとする課題】
上記の連続発振モ−ドを使用した場合、水晶体の核が比較的大きいときにはチップの先端を押し当てながら操作できるので、効率良く核を破砕乳化することができる。しかし、小さな核片を破砕乳化するとき等には、振動するチップの機械的な打撃により核片を突き放してしまことがある。この場合は核片をチップの先端に吸引して捕まえにくくなり、チップの先端が核に接触しないまま不要な発振や空打ちをしてしまうという欠点がある。
なお、リニアコントロ−ル機能を持つ装置の場合は、水晶体の核の状態や手術の状態に応じて術者が微妙に超音波発振の出力を調整できるが、熟練していない術者ではこの調整操作は難しい。
【0004】
一方、パルス発振モ−ドを使用した場合は、非発振時に核片を吸引して捕まえることができるので、特に浮遊した核の破砕乳化に有利である。また、間欠的な超音波発振により超音波発振の平均出力は連続発振モ−ドに比べて下げられるので、過剰な出力を組織に与えなくてすむ。
しかし、パルス発振モ−ドでは非発振時から発振時に移行したときにいきなり強い発振動作を行うので、破砕及び吸引が急激に行われことになり、スム−スな手術操作がし辛い。また、間欠的な発振動作により手術時間が長くなるという欠点がある。
本発明は上記のような従来技術に鑑み、破砕力を維持しつつ使用する平均出力を下げ、熟練していない術者でも手術が容易な超音波手術装置を提供することを技術課題とする。
【0005】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために本発明は次のような構成を有することを特徴としている。
(1) 破砕乳化された水晶体核を灌流液と共に吸引する吸引手段と吸引圧を検出する吸引圧検出手段を備え、超音波振動を発生する超音波振動子を持つプローブの先に取り付けられたチップに前記超音波振動子からの超音波振動を増幅伝達し、前記チップに接触した水晶体核を破砕乳化する眼科用超音波手術装置において、フットペダルの踏み込み量が一定の時は超音波出力をサインカーブに変化させると共に、フットペダルの踏み込み量の変化によって超音波出力の上限又は下限の少なくとも一方を変化させる制御手段を備えたことを特徴とする。
【0011】
【実施例】
以下、本発明の一実施例を図面に基づいて説明する。図1は白内障手術に使用する超音波白内障手術装置の概略構成を示した図である。
1は術者が把持するプロ−ブである。プロ−ブ1の内部の中空部にはシリコンゴムでモ−ルドされた圧電素子等からなる超音波振動子3が保持されている。超音波振動子3は通電線4を介して駆動部31から供給される駆動エネルギにより超音波振動を発生する。5は超音波振動を増幅させるホ−ンであり、ホ−ン5と超音波振動子3は不図示のボルト及びナット6により一体的に固定されている。
【0012】
ホ−ン5の先端には軸方向に吸引孔を持つ管状のチップ7がネジ止めされており、超音波振動子3により発生した超音波振動はホ−ン5で増幅されてチップ7に伝達される。チップ7は増幅伝達された超音波振動により水晶体の核を破砕乳化する。また、ホ−ン5、ナット6及び超音波振動子3にも軸方向に貫通した吸引通路8が形成されており、吸引通路8の前端部はチップ7の吸引孔と連通している。吸引通路8の後端部はパイプ部9を介して吸引チュ−ブ10に接続される。
吸引チュ−ブ10の後方には吸引圧を発生するポンプ20が配設されており、ポンプ20は制御部30により駆動制御される。吸引された廃物は廃液袋21に排出される。また、吸引チュ−ブ10の途中は接続部を介して吸引圧センサ22及び電磁弁23と繋がっている。吸引圧センサ22は吸引圧を常時検出する。制御部30は吸引圧センサ22の検出信号に基づいて、電磁弁23の駆動制御により吸引圧が下がるように空気を流入させたり、ポンプ20の駆動制御による吸引流量のコントロ−ルを行う。
【0013】
11はチップ7に覆いかぶされた円筒状で先細りのスリ−ブであり、スリ−ブ11の先端は灌流液を眼内に供給するための流出口(図示せず)が設けられている。スリ−ブ11の後端はプロ−ブ1の先端に取り付けられる。12は生理食塩水等の灌流液をスリ−ブ11に導くための灌流通路であり、灌流液は灌流チュ−ブ13を通して灌流瓶24から供給される。灌流瓶24はポ−ル等に吊り下げられて灌流液を適度の早さで供給するようにその高さ位置が調整される。灌流チュ−ブ13の途中には灌流制御弁25が配設されており、灌流制御弁25の開閉により灌流液の流出制御が行われる。
14は灌流液の水密性を保つためにホ−ン5の外周に装着されたOリングである。
【0014】
制御部30には各種の条件設定を行うコントロ−ルパネル部34、フットペダル35が接続されている。フットペダル35はその踏み込み加減のポジション位置により灌流制御弁25、ポンプ20及び駆動部31を駆動する信号を発する。さらに、フットペダル35はその踏み込み加減により自由に超音波出力を調節するリニアコントロ−ル機能を備えている。
【0015】
図2はコントロ−ルパネル部34を説明する図である。
40はLINEAR/PANEL切換スイッチであり、超音波発振の制御をフットペダル35の踏み込みによるリニアコントロ−ルで行うか、予めコントロ−ルパネルで設定した設定値に基づいて行うかを切換え選択する。41は超音波の発振モ−ドを選択する選択スイッチであり、連続発振モ−ド、パルス発振モ−ド、及び超音波振動の出力を徐々に増加させた後再び徐々に減少させ、これを連続または断続的に繰り返す出力変化発振モ−ド(後述する)の3種類の発振モ−ドが選択できる。なお、出力変化発振モ−ドの選択に加えてフットペダル35のリニアコントロ−ルを選択したときには、さらにリニア変化選択スイッチ49により、リニアに変化させる超音波出力のパタ−ンを選択できる。
【0016】
42は超音波出力の上限を設定するスイッチであり、43はその表示部である。44は出力変化発振モ−ドの選択時に超音波出力の下限を設定するスイッチであり、45はその表示部である。46はパルス発振モ−ド又は出力変化発振モ−ドの選択時に単位時間当たりのパルスレ−ト又は繰り返しレ−トを設定するスイッチであり、47はその表示部である。48は超音波発振時間を表示する表示部及びリセットスイッチである。
50は吸引動作時の吸引圧や吸引流量等を設定するための吸引スイッチ部、51は灌流瓶の高さを変更して供給する灌流量を調節する灌流スイッチ部、52は装置の各種の動作モ−ドを選択する動作モ−ド選択スイッチ部である。
53は各種の情報を表示するディスプレイ、54は条件設定を予め記憶設定しておくPRESETスイッチ群である。
【0017】
次に、以上のような構成の装置における動作を説明する。ここでは、本発明の特徴的な部分である出力変化発振モ−ドを選択したときの動作を中心に説明する。
手術に際し、コントロ−ルパネル部34のスイッチにより灌流瓶24の高さ設定、吸引圧や吸引流量の吸引条件の設定、及び超音波発振の条件設定等を予め行っておく。装置側の準備ができたら、術者はプロ−ブ1を把持し、チップ7を眼球内に挿入して水晶体の破砕除去手術を行う。
フットペダル35を踏み込むと、そのポジション位置信号は制御部30に入力される。制御部30は入力信号に基づき灌流制御弁25、ポンプ20を作動させ、灌流液の供給及び吸引を行う。また、フットペダル35の踏み込みにより、超音波振動を発振させる信号が入力されるようになると、制御部30は駆動部31を作動させ、駆動部31は駆動エネルギを超音波振動子3に供給して超音波振動を発生させる。
【0018】
図3は、超音波出力の制御をパネル設定にしたときの、超音波振動子3による超音波発振出力の時間変化を示す図である。フットペダル35から超音波振動を発振させる信号が入力されている間、制御部30は超音波発振の出力をサインカ−ブ的に変化するように超音波振動子3を駆動制御する。すなわち、超音波発振の出力を設定された上限まで徐々に増加させ、その後設定された下限出力まで徐々に減少させる。これを設定されたレ−トで繰り返すように超音波振動子3を動作させる。
【0019】
このような超音波発振の出力変化に対応して超音波振動子3に接続されたチップ7が振動する。超音波発振の出力が減少すると、チップ7の振動速度と振幅は小さくなり、付与される吸引圧により浮遊した水晶体の核片はチップ7に吸引されて捕まえやすくなる。その後、超音波出力が徐々に増加すると、これに対応してチップ7の振動速度と振幅も次第に大きくなる。増幅伝達された振動によりチップ7の先端は水晶体の核に衝撃を加え、核を破砕乳化する。
【0020】
以上のように超音波出力は徐々に変化するので、チップ7はいきなり強い振動動作を行うことがない。このため、水晶体の核の破砕及び吸引は急激ではなく徐々に行われるので、術者はスム−スな手術操作がしやすい。また、超音波出力の増減変化は自動的に繰り返し行われるので、術者はフットペダル35の細かい操作で出力調節を行わなくても、吸引によるチップ7への核片の引き付けと破砕を行うことができる。また、超音波出力の繰り返しの増減変化により、パルス発振モ−ドの時に比べて破砕力をある程度維持しつつ、その平均出力はパルス発振モ−ドのように低く抑えることができる。したがって、患者眼に過度の出力を与えなくてすむ。
【0021】
超音波出力の制御をリニアに設定したときには、さらにリニア変化選択スイッチ49により次のような制御パタ−ンを選択することができる。図4は超音波発振出力とフットペダル35からの信号出力の時間変化を示す図であり、各図のIは超音波出力変化を示し、Pはフットペダルからの信号出力変化をそれぞれ示す。図4の(a)は、フットペダルの踏み込み加減による位置信号により、超音波出力の上限出力が調節されるパタ−ンである。出力の減少変化は予め設定された下限出力まで下がる。(b)は、出力の増加は設定された上限まで上がり、減少時の下限出力が調節されるパタ−ンである。(c)は上限出力と下限出力とが予め設定された幅で共に調整されるパタ−ンである。このような出力変化により、フットペダル35によるリニアコントロ−ルを選択したときには、より一層術者の意図に応じた手術操作を行うことができる。
【0022】
以上、本発明を実施例に基づいて説明したが、本発明は実施例に限られることなく種々の変容が可能である。例えば、超音波発振の出力は、吸引圧センサ22が検出する吸引圧に基づいて変更するようにしても良い(図5参照)。吸引圧が低いときは破砕すべき核のチップ7への吸引保持力が弱いので、制御部30は徐々に増加する超音波発振の上限出力を上げるように駆動制御する。逆に吸引圧が高くなったときには核の吸引保持力が増すので、制御部30は徐々に増加する超音波発振の上限出力を下げるよう駆動制御する。これにより、過剰な出力を患者眼に与えることなく破砕力は維持できる。
【0023】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、術者が細かい操作を行わなくても自動的に超音波発振の出力が徐々に増減変化するので、急激な発振動作を伴うことなくスム−スな手術ができる。また、破砕力を維持しつつ使用する平均出力を下げて、生態組織に与える超音波の影響を少なくできる。
【図面の簡単な説明】
【図1】実施例の装置の概略構成を示した図である。
【図2】コントロ−ルパネル部を説明する図である。
【図3】超音波出力の制御をパネル設定にしたときの、超音波発振出力の時間変化を示す図である。
【図4】超音波出力の制御をリニアに設定したときの、各制御パタ−ンにおける超音波発振出力とフットペダルからの信号出力の時間変化を示す図である。
【図5】吸引圧センサが検出する吸引圧に基づいて超音波発振の出力を変更するようにしたときの、超音波発振出力の時間変化を示す図である。
【符号の説明】
1 プロ−ブ
3 超音波振動子
7 チップ
30制御部
31 駆動部
34 コントロ−ルパネル部
35 フットペダル
[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic surgical apparatus that crushes or emulsifies a biological tissue by ultrasonic vibration generated by an ultrasonic vibrator.
[0002]
[Prior art]
A probe having an ultrasonic vibrator that generates ultrasonic vibrations is provided, and the ultrasonic vibration from the ultrasonic vibrator is amplified and transmitted to a tubular tip attached to the tip of the probe, and is sent to the tip of the tip. 2. Description of the Related Art An ultrasonic surgical device that crushes and emulsifies a living tissue that comes into contact is known.
In the field of ophthalmology, this type of device is used in cataract surgery for crushing and emulsifying a lens that has become clouded due to cataract. In cataract surgery, a perfusate is supplied from the vicinity of the tip of the tip into the eyeball, and a piece of tissue or the like crushed or emulsified with the perfusate is discharged to the outside through the tip suction hole and the suction passage in the probe.
Such an apparatus usually has a preset ultrasonic oscillation output or a linear control function by a foot pedal (a function to freely adjust an ultrasonic output by depressing or depressing a foot pedal) when oscillating ultrasonic vibration. Surgery is performed in a continuous wave mode using a regulated ultrasonic wave output. Some have a pulse oscillation mode in which ultrasonic oscillation is intermittently performed.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
When the above-described continuous oscillation mode is used, when the nucleus of the crystalline lens is relatively large, the operation can be performed while pressing the tip of the chip, so that the nucleus can be efficiently crushed and emulsified. However, when a small nuclear fragment is crushed and emulsified, the nuclear fragment may be ejected by mechanical hitting of a vibrating chip. In this case, it is difficult to attract the core piece to the tip of the chip and catch it, and there is a disadvantage that unnecessary oscillation or idling occurs without the tip end of the tip contacting the nucleus.
In the case of a device with a linear control function, the surgeon can finely adjust the output of the ultrasonic oscillation according to the condition of the lens nucleus and the state of the operation. Operation is difficult.
[0004]
On the other hand, when the pulse oscillation mode is used, the nuclear fragments can be sucked and captured at the time of non-oscillation, which is particularly advantageous for pulverizing and emulsifying floating nuclei. Further, since the average output of the ultrasonic oscillation is lowered by the intermittent ultrasonic oscillation as compared with the continuous oscillation mode, it is not necessary to give an excessive output to the tissue.
However, in the pulse oscillation mode, a strong oscillation operation is suddenly performed when shifting from the non-oscillation time to the oscillation time, so that the crushing and suction are abruptly performed, and it is difficult to perform a smooth surgical operation. In addition, there is a disadvantage that the operation time becomes longer due to the intermittent oscillation operation.
An object of the present invention is to provide an ultrasonic surgical apparatus in which the average output to be used is reduced while maintaining the crushing force, and even an unskilled operator can easily perform an operation, in view of the conventional techniques as described above.
[0005]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, the present invention is characterized by having the following configuration.
(1) A tip attached to the tip of a probe having an ultrasonic transducer for generating ultrasonic vibrations, comprising suction means for sucking the pulverized and emulsified lens nucleus together with the perfusate and suction pressure detection means for detecting the suction pressure In an ophthalmic ultrasonic surgical apparatus that amplifies and transmits ultrasonic vibration from the ultrasonic vibrator and crushes and emulsifies the lens nucleus in contact with the chip, the ultrasonic output is a sign when the foot pedal depression amount is constant. Control means for changing to a curve and changing at least one of the upper limit and the lower limit of the ultrasonic output by changing the foot pedal depression amount is provided.
[0011]
【Example】
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a diagram showing a schematic configuration of an ultrasonic cataract surgery device used for cataract surgery.
Reference numeral 1 denotes a probe held by an operator. An ultrasonic transducer 3 made of a piezoelectric element or the like molded with silicon rubber is held in a hollow portion inside the probe 1. The ultrasonic transducer 3 generates ultrasonic vibrations by drive energy supplied from the drive unit 31 via the energization line 4. Reference numeral 5 denotes a horn for amplifying the ultrasonic vibration. The horn 5 and the ultrasonic vibrator 3 are integrally fixed by a bolt and a nut 6 (not shown).
[0012]
A tubular tip 7 having a suction hole in the axial direction is screwed to the tip of the horn 5, and the ultrasonic vibration generated by the ultrasonic transducer 3 is amplified by the horn 5 and transmitted to the tip 7. Is done. The chip 7 crushes and emulsifies the nucleus of the crystalline lens by the ultrasonic vibration that has been amplified and transmitted. Further, a suction passage 8 penetrating in the axial direction is also formed in the horn 5, the nut 6, and the ultrasonic transducer 3, and the front end portion of the suction passage 8 communicates with the suction hole of the chip 7. A rear end portion of the suction passage 8 is connected to a suction tube 10 via a pipe portion 9.
A pump 20 that generates suction pressure is disposed behind the suction tube 10, and the pump 20 is driven and controlled by the control unit 30. The sucked waste is discharged into the waste liquid bag 21. Further, the suction tube 10 is connected to the suction pressure sensor 22 and the electromagnetic valve 23 through a connecting portion. The suction pressure sensor 22 always detects the suction pressure. Based on the detection signal of the suction pressure sensor 22, the control unit 30 allows air to flow in so that the suction pressure decreases by driving control of the electromagnetic valve 23, or controls the suction flow rate by driving control of the pump 20.
[0013]
Reference numeral 11 denotes a cylindrical and tapered sleeve covered with a chip 7, and an outlet (not shown) for supplying the perfusate into the eye is provided at the tip of the sleeve 11. The rear end of the sleeve 11 is attached to the front end of the probe 1. Reference numeral 12 denotes a perfusion passage for guiding perfusion fluid such as physiological saline to the sleeve 11, and the perfusion fluid is supplied from the perfusion bottle 24 through the perfusion tube 13. The height position of the perfusion bottle 24 is adjusted so that the perfusate is suspended at a pole or the like and the perfusate is supplied at an appropriate speed. A perfusion control valve 25 is disposed in the middle of the perfusion tube 13, and the perfusion fluid outflow is controlled by opening and closing the perfusion control valve 25.
Reference numeral 14 denotes an O-ring mounted on the outer periphery of the horn 5 in order to maintain the watertightness of the perfusate.
[0014]
A control panel unit 34 and a foot pedal 35 for setting various conditions are connected to the control unit 30. The foot pedal 35 generates a signal for driving the perfusion control valve 25, the pump 20, and the drive unit 31 according to the position of the depression / depression. Further, the foot pedal 35 is provided with a linear control function for freely adjusting the ultrasonic output by adjusting the depression.
[0015]
FIG. 2 is a view for explaining the control panel 34.
Reference numeral 40 denotes a LINEAR / PANEL selector switch, which switches between selecting whether to control ultrasonic oscillation by linear control by depressing the foot pedal 35 or based on a set value set in advance on the control panel. 41 is a selection switch for selecting the ultrasonic oscillation mode. The continuous oscillation mode, the pulse oscillation mode, and the ultrasonic vibration output are gradually increased and then gradually decreased. Three types of oscillation modes can be selected: output change oscillation mode (described later) that repeats continuously or intermittently. When the linear control of the foot pedal 35 is selected in addition to the selection of the output change oscillation mode, the ultrasonic change pattern to be changed linearly can be further selected by the linear change selection switch 49.
[0016]
42 is a switch for setting the upper limit of the ultrasonic output, and 43 is a display unit thereof. 44 is a switch for setting a lower limit of the ultrasonic output when the output change oscillation mode is selected, and 45 is a display unit thereof. Reference numeral 46 denotes a switch for setting a pulse rate or a repetitive rate per unit time when the pulse oscillation mode or the output change oscillation mode is selected, and 47 is a display unit thereof. Reference numeral 48 denotes a display unit for displaying the ultrasonic oscillation time and a reset switch.
50 is a suction switch unit for setting a suction pressure and a suction flow rate at the time of suction operation, 51 is a perfusion switch unit for adjusting the perfusion rate to be supplied by changing the height of the perfusion bottle, and 52 is various operations of the apparatus This is an operation mode selection switch section for selecting a mode.
Reference numeral 53 denotes a display for displaying various information, and reference numeral 54 denotes a PRESET switch group in which condition settings are stored and set in advance.
[0017]
Next, the operation of the apparatus configured as described above will be described. Here, the operation when the output change oscillation mode which is a characteristic part of the present invention is selected will be mainly described.
During the operation, the height setting of the perfusion bottle 24, the setting of the suction conditions of the suction pressure and the suction flow rate, the condition setting of the ultrasonic oscillation, and the like are performed in advance by the switch of the control panel unit 34. When the apparatus side is ready, the operator grasps the probe 1 and inserts the tip 7 into the eyeball to perform a crushing and removing operation of the lens.
When the foot pedal 35 is depressed, the position position signal is input to the control unit 30. The control unit 30 operates the perfusion control valve 25 and the pump 20 based on the input signal to supply and suck the perfusate. When a signal for oscillating ultrasonic vibrations is input by depressing the foot pedal 35, the control unit 30 operates the drive unit 31, and the drive unit 31 supplies drive energy to the ultrasonic transducer 3. To generate ultrasonic vibration.
[0018]
FIG. 3 is a diagram showing a temporal change of the ultrasonic oscillation output by the ultrasonic transducer 3 when the control of the ultrasonic output is set to the panel setting. While the signal for oscillating the ultrasonic vibration is input from the foot pedal 35, the control unit 30 drives and controls the ultrasonic vibrator 3 so as to change the output of the ultrasonic oscillation in a sine curve. That is, the output of the ultrasonic oscillation is gradually increased to the set upper limit and then gradually decreased to the set lower limit output. The ultrasonic transducer 3 is operated so as to repeat this at a set rate.
[0019]
The chip 7 connected to the ultrasonic transducer 3 vibrates in response to such an output change of ultrasonic oscillation. When the output of the ultrasonic oscillation is reduced, the vibration speed and amplitude of the chip 7 are reduced, and the core piece of the lens that has floated due to the applied suction pressure is attracted to the chip 7 and easily caught. Thereafter, as the ultrasonic output gradually increases, the vibration speed and amplitude of the chip 7 gradually increase correspondingly. The tip of the chip 7 impacts the lens nucleus by the amplified and transmitted vibration, and the nucleus is crushed and emulsified.
[0020]
Since the ultrasonic output gradually changes as described above, the chip 7 does not suddenly perform a strong vibration operation. For this reason, since the crushing and suctioning of the lens nucleus is performed gradually rather than suddenly, the operator can easily perform a smooth surgical operation. In addition, since the increase / decrease change of the ultrasonic output is automatically repeated, the surgeon can attract and crush the fragment to the tip 7 by suction without adjusting the output by fine operation of the foot pedal 35. Can do. Also, the average output can be kept as low as in the pulse oscillation mode while maintaining the crushing force to some extent as compared with that in the pulse oscillation mode due to the repeated increase / decrease in the ultrasonic output. Therefore, it is not necessary to give an excessive output to the patient's eyes.
[0021]
When the control of the ultrasonic output is set to linear, the following control pattern can be further selected by the linear change selection switch 49. FIG. 4 is a diagram showing temporal changes in the ultrasonic oscillation output and the signal output from the foot pedal 35. In FIG. 4, I indicates the ultrasonic output change, and P indicates the signal output change from the foot pedal. (A) of FIG. 4 is a pattern in which the upper limit output of the ultrasonic output is adjusted by a position signal by depressing or depressing the foot pedal. The decrease in output decreases to a preset lower limit output. (B) is a pattern in which the increase in output rises to the set upper limit, and the lower limit output at the time of decrease is adjusted. (C) is a pattern in which the upper limit output and the lower limit output are adjusted together with a preset width. Due to such an output change, when a linear control by the foot pedal 35 is selected, it is possible to perform a surgical operation more in accordance with the operator's intention.
[0022]
As mentioned above, although this invention was demonstrated based on the Example, this invention is not limited to an Example, A various change is possible. For example, the output of the ultrasonic oscillation may be changed based on the suction pressure detected by the suction pressure sensor 22 (see FIG. 5). When the suction pressure is low, the suction holding force to the chip 7 of the nucleus to be crushed is weak, so the control unit 30 controls the drive so as to increase the upper limit output of the gradually increasing ultrasonic oscillation. Conversely, when the suction pressure increases, the suction holding force of the nuclei increases, so that the control unit 30 controls the drive so as to lower the upper limit output of the gradually increasing ultrasonic oscillation. Thereby, the crushing force can be maintained without giving excessive output to the patient's eye.
[0023]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, since the output of the ultrasonic oscillation is gradually increased and decreased automatically even if the operator does not perform fine operations, it is smooth without a sudden oscillation operation. Surgery is possible. Moreover, the average output to be used can be lowered while maintaining the crushing force, thereby reducing the influence of ultrasonic waves on the ecological tissue.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating a schematic configuration of an apparatus according to an embodiment.
FIG. 2 is a diagram illustrating a control panel unit.
FIG. 3 is a diagram showing temporal changes in ultrasonic oscillation output when ultrasonic output control is set to panel setting.
FIG. 4 is a diagram showing temporal changes in ultrasonic oscillation output and signal output from a foot pedal in each control pattern when the control of ultrasonic output is set linearly.
FIG. 5 is a diagram showing temporal changes in ultrasonic oscillation output when the output of ultrasonic oscillation is changed based on the suction pressure detected by the suction pressure sensor.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Probe 3 Ultrasonic vibrator 7 Chip 30 Control part 31 Drive part 34 Control panel part 35 Foot pedal

Claims (1)

破砕乳化された水晶体核を灌流液と共に吸引する吸引手段と吸引圧を検出する吸引圧検出手段を備え、超音波振動を発生する超音波振動子を持つプローブの先に取り付けられたチップに前記超音波振動子からの超音波振動を増幅伝達し、前記チップに接触した水晶体核を破砕乳化する眼科用超音波手術装置において、フットペダルの踏み込み量が一定の時は超音波出力をサインカーブに変化させると共に、フットペダルの踏み込み量の変化によって超音波出力の上限又は下限の少なくとも一方を変化させる制御手段を備えたことを特徴とする眼科用超音波手術装置。  A suction means for sucking the pulverized and emulsified lens nucleus together with the perfusate and a suction pressure detection means for detecting the suction pressure, and the ultrasonic probe is attached to a tip attached to the tip of a probe having an ultrasonic vibrator for generating ultrasonic vibration. In an ophthalmic ultrasonic surgical device that amplifies and transmits ultrasonic vibration from a sound wave oscillator and crushes and emulsifies the lens nucleus in contact with the chip, the ultrasonic output changes to a sine curve when the amount of foot pedal depression is constant And a control means for changing at least one of an upper limit and a lower limit of the ultrasonic output according to a change in the amount of depression of the foot pedal.
JP16107396A 1996-05-31 1996-05-31 Ophthalmic ultrasound surgery device Expired - Fee Related JP3807783B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP16107396A JP3807783B2 (en) 1996-05-31 1996-05-31 Ophthalmic ultrasound surgery device

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP16107396A JP3807783B2 (en) 1996-05-31 1996-05-31 Ophthalmic ultrasound surgery device

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH09313496A JPH09313496A (en) 1997-12-09
JP3807783B2 true JP3807783B2 (en) 2006-08-09

Family

ID=15728118

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP16107396A Expired - Fee Related JP3807783B2 (en) 1996-05-31 1996-05-31 Ophthalmic ultrasound surgery device

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP3807783B2 (en)

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7169123B2 (en) 1997-01-22 2007-01-30 Advanced Medical Optics, Inc. Control of pulse duty cycle based upon footswitch displacement
US6780165B2 (en) 1997-01-22 2004-08-24 Advanced Medical Optics Micro-burst ultrasonic power delivery
JP2001170066A (en) * 1999-12-21 2001-06-26 Olympus Optical Co Ltd Ultrasonic treatment tool
US20040092921A1 (en) * 2002-10-21 2004-05-13 Kadziauskas Kenneth E. System and method for pulsed ultrasonic power delivery employing cavitation effects
US7316664B2 (en) 2002-10-21 2008-01-08 Advanced Medical Optics, Inc. Modulated pulsed ultrasonic power delivery system and method
EP2604235A1 (en) 2003-03-12 2013-06-19 Abbott Medical Optics Inc. System and method for pulsed ultrasonic power delivery employing cavitation effects
JP4126253B2 (en) 2003-06-25 2008-07-30 株式会社ニデック Ultrasonic surgical device
US20070078379A1 (en) * 2005-08-31 2007-04-05 Alcon, Inc. Controlling a phacoemulsification surgical system by transitioning between pulse and burst modes
JP5266345B2 (en) * 2005-08-31 2013-08-21 アルコン,インコーポレイティド How to generate energy for use in ophthalmic surgery equipment
ES2352315T3 (en) * 2005-08-31 2011-02-17 Alcon, Inc. HANDLING IMPULSES TO CONTROL A SURGICAL PHACOEMULSIFICATION SYSTEM.
US8308716B2 (en) * 2006-06-30 2012-11-13 Novartis Ag Apparatus and method for auto-titrating a laser
US7785336B2 (en) 2006-08-01 2010-08-31 Abbott Medical Optics Inc. Vacuum sense control for phaco pulse shaping
US8303530B2 (en) * 2007-05-10 2012-11-06 Novartis Ag Method of operating an ultrasound handpiece
US8623040B2 (en) 2009-07-01 2014-01-07 Alcon Research, Ltd. Phacoemulsification hook tip
US10258505B2 (en) 2010-09-17 2019-04-16 Alcon Research, Ltd. Balanced phacoemulsification tip
US20120302941A1 (en) * 2011-05-23 2012-11-29 Dan Teodorescu Phacoemulsification systems and associated user-interfaces and methods
US9849034B2 (en) 2011-11-07 2017-12-26 Alcon Research, Ltd. Retinal laser surgery
WO2014022716A2 (en) * 2012-08-02 2014-02-06 Flowcardia, Inc. Ultrasound catheter system
US10383680B2 (en) 2012-08-31 2019-08-20 Nico Corporation Bi-polar surgical instrument
US9782220B2 (en) * 2012-08-31 2017-10-10 Nico Corporation Bi-polar surgical instrument
US10231869B2 (en) 2014-04-23 2019-03-19 Senju Pharmaceutical Co., Ltd. Intraocular surgery system
US11877953B2 (en) 2019-12-26 2024-01-23 Johnson & Johnson Surgical Vision, Inc. Phacoemulsification apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JPH09313496A (en) 1997-12-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3807783B2 (en) Ophthalmic ultrasound surgery device
US10765557B2 (en) Modulated pulsed ultrasonic power delivery system and method
JP4162544B2 (en) Ultrasonic surgical device
AU2004236631B2 (en) Modulated pulsed ultrasonic power delivery system and method
US7842005B2 (en) System and method for pulsed ultrasonic power delivery employing cavitational effects
US9962288B2 (en) Active acoustic streaming in hand piece for occlusion surge mitigation
JP3585265B2 (en) Ophthalmic ultrasound surgery device
JP2010082287A (en) Ultrasonic operation apparatus
JP3791987B2 (en) Ultrasonic surgical device
JP3695883B2 (en) Ophthalmic surgical foot switch and ophthalmic surgical apparatus provided with the same
JP4003949B2 (en) Ultrasonic surgical chip and ultrasonic surgical apparatus including the same
JPH11192232A (en) Ultrasonic operation tip and ultrasonic operation device with the same

Legal Events

Date Code Title Description
A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20050818

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20051017

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20051214

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060213

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20060418

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20060516

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100526

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100526

Year of fee payment: 4

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110526

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110526

Year of fee payment: 5

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120526

Year of fee payment: 6

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130526

Year of fee payment: 7

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees