專利名稱：超聲波手術系統(tǒng)以及外科用處置器具的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種超聲波手術系統(tǒng)以及外科用處置器具，尤其涉及一種對超聲波振子進行振幅調整的超聲波手術系統(tǒng)以及外科用處置器具。
背景技術：
以往，作為應用了超聲波振動的外科手術用的超聲波手術系統(tǒng)，開發(fā)出一種使用進行超聲波振動的超聲波探頭將生物體組織切開或者凝固的超聲波手術系統(tǒng)。通過安裝到手持件的超聲波振子的驅動控制來實現(xiàn)該超聲波手術系統(tǒng)中的超聲波振動，超聲波探頭的前端部以規(guī)定的振幅振動。但是，根據(jù)超聲波振子的部件偏差或安裝偏差、或者超聲波探頭的部件偏差或安裝偏差，該振幅的大小會變動。當振幅的大小變大時，存在超聲波探頭的應力增加的問題。 抑制這種超聲波振子的部件偏差或安裝偏差、或者超聲波探頭的部件本身的偏差或安裝偏差會涉及到成本上升。另外，在手持件為剪刀形狀的情況下，手柄的把持力量根據(jù)部件偏差或者安裝偏差而變動。存在以下問題當把持力量變小時，切開速度降低，當把持力量變大時，聚四氟乙烯墊片的磨損加快以及超聲波探頭的應力增加。抑制這種與把持力量有關的部件本身的偏差或者安裝偏差會涉及到成本上升。另外，在手持件為剪刀形狀的情況下，也根據(jù)上述超聲波振子的部件偏差或安裝偏差、或者超聲波探頭的部件偏差或安裝偏差，振幅的大小會變動。存在以下問題當振幅的大小變小時，切開速度降低，當振幅的大小變大時，血管耐壓能力降低以及聚四氟乙烯墊片的磨損加快。并且，手術操作者所處置的處置部位的硬度因部位而不同。存在以下問題存在在處置部位為薄的組織的情況下，切開速度降低，在處置部位為硬的組織的情況下，超聲波探頭的應力增加以及主體裝置無法進行超聲波輸出的情況。手術操作者僅能夠處置特定的處置部位、即普通組織，但這種情況從可用性的角度出發(fā)是很不理想的。因此，例如在日本特開2005-27907號公報中，提出了一種超聲波手術系統(tǒng)，對超聲波振子被驅動時的阻抗進行檢測，對提供給超聲波振子的驅動信號進行控制。然而，在上述日本特開2005-27907號公報中提出的超聲波手術系統(tǒng)中，求出與施加到超聲波探頭的機械性負載相對應的超聲波振子被驅動時的阻抗，將該阻抗反饋到主體裝置，在主體裝置的控制部中控制提供給超聲波振子的電流，因此需要用于進行反饋控制的控制程序和控制部。因此，存在上述提出的超聲波手術系統(tǒng)需要用于進行反饋控制的控制程序和控制部，從而成本增加這種問題。因此，本發(fā)明的目的在于，提供一種不需要用于進行反饋控制的控制程序和控制部而能夠控制流經(jīng)超聲波振子的電流的超聲波手術系統(tǒng)。

發(fā)明內容
用于解決問題的方案
根據(jù)本發(fā)明的一個方式，能夠提供一種超聲波手術系統(tǒng)，其特征在于，具備驅動電流產生部；外科用處置器具，其具備包括超聲波振子和處置部的驅動對象，該超聲波振子被上述驅動電流產生部驅動，該處置部與上述超聲波振子相連結而通過由上述超聲波振子產生的超聲波振動對生物體組織進行處置；以及振幅調整部，其被設置于上述驅動電流產生部與上述驅動對象之間，并且根據(jù)施加到上述處置部的負載狀態(tài)使從上述驅動電流產生部流向上述驅動對象的電流分流而對流經(jīng)上述驅動對象的電流量進行調整，由此對上述超聲波振子進行振幅調整。另外，根據(jù)本發(fā)明的其它方式，能夠提供一種外科用處置器具，其特征在于，具備 驅動對象，其包括超聲波振子；以及振幅調整部，其被設置成與上述驅動對象并聯(lián)，并且使流向上述驅動對象的用于驅動上述驅動對象的電流分流，對上述超聲波振子進行振幅調
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圖1是表示本發(fā)明的實施方式所涉及的超聲波手術系統(tǒng)的結構的圖。圖2是表示本實施方式的超聲波輸出前的超聲波手術系統(tǒng)的均衡電路的圖。圖3是表示本實施方式的超聲波輸出時的超聲波手術系統(tǒng)的均衡電路的圖。圖4是用于說明無感電阻的值與提供給超聲波振子的電流之間的關系的說明圖。圖5是用于說明處置部的負載與提供給超聲波振子的電流之間的關系的說明圖。圖6是用于說明處置部的振幅值與主體裝置的振蕩效率之間的關系的說明圖。圖7是用于說明處置部的振幅值與切開時間之間的關系的說明圖。圖8是用于說明處置部的振幅值與血管耐壓平均值之間的關系的說明圖。圖9是用于說明處置部的振幅值與切開次數(shù)之間的關系的說明圖。圖10是表示以往的超聲波手術系統(tǒng)的均衡電路的圖。
具體實施例方式(整體結構)圖1是表示本發(fā)明的實施方式所涉及的超聲波手術系統(tǒng)的結構的圖。超聲波手術系統(tǒng)1構成為包括手持件2、作為輸出控制裝置的主體裝置3以及腳踏開關4。手持件2是能夠進行超聲波輸出的外科用處置器具。手持件2通過可拆裝的線纜 2a與主體裝置3相連接。手持件2具有插入部2b和手柄部2c。另外，手持件2內置有包括超聲波振子2f的驅動對象。該超聲波振子2f具有振動塊，使形成為環(huán)狀的多個壓電元件以隔著配置在相鄰的壓電元件之間的圓環(huán)狀的多個電極的方式層疊來構成為圓筒狀的該振動塊。并且，在所層疊的多個壓電元件與多個電極的中心的貫通孔中貫通螺栓，將螺栓擰入到變幅桿部，由此多個壓電元件與多個電極牢固地密合，從而構成超聲波振子2f。該超聲波振子2f為朗之萬型螺栓緊固超聲波振子的組件。并且，手持件2具有超聲波探頭2d，在該超聲波探頭2d的前端側，由該超聲波探頭 2d的前端部以及相對于該前端部開合自如的可動片形成處置部2e。主體裝置3對內置于手持件2的超聲波振子2f提供用于進行超聲波輸出的驅動信號。超聲波振子2f因被提供該驅動信號而進行超聲波振動。該超聲波振動通過插入部2b內的超聲波探頭2d被傳遞到其前端部。并且，手持件2利用該超聲波振動能量使處置對象的生物體組織產生摩擦熱，從而能夠進行凝固或者切開等處置。腳踏開關4通過線纜4a與主體裝置3相連接。腳踏開關4是用于在進行超聲波輸出時接通或者斷開超聲波輸出的開關。手術操作者通過用手指握住手柄部2c進行打開和關閉操作，來牽引插入到插入部2b內的操作線(未圖示)，打開和關閉處置部2e中的可動片，從而能夠把持處置對象的生物體組織。另外，手術操作者一只手握住手持件2，另一只手握住其它處置器具，例如能夠在腹腔鏡下進行手術。在此，說明以往的超聲波手術系統(tǒng)的均衡電路。圖10是表示以往的超聲波手術系統(tǒng)的均衡電路的圖。如圖10所示，設置于超聲波手術系統(tǒng)101的手持件102上的超聲波振子104由串聯(lián)諧振電路以及并聯(lián)連接在該串聯(lián)電路上的電容器C2構成，該串聯(lián)諧振電路為電阻R1、電容器Cl以及線圈Ll串聯(lián)連接而成。超聲波手術系統(tǒng)101的主體裝置103由輸出變壓器Tr以及并聯(lián)連接在該輸出變壓器Tr上的線圈L2構成。向輸出變壓器Tr的初級線圈提供由未圖示的振蕩電路發(fā)生振蕩而得到的信號，在輸出變壓器Tr的次級線圈中產生用于進行超聲波輸出的驅動信號。線圈L2用于對該驅動信號進行阻抗的匹配使得能夠將驅動信號高效率地提供給超聲波振子104。在輸出變壓器Tr中產生的電流I1與在線圈L2中產生的無效電流I’合流而得到的電流L+I’通過上述線纜2a被提供給手持件102。提供給手持件102的電流1廣1’中的無效電流I’被分流至電容器C2，電流I1被提供給由電阻R1、電容器Cl以及線圈Ll構成的串聯(lián)諧振電路。這樣，在輸出變壓器Tr中產生的電流I1被提供給串聯(lián)諧振電路。串聯(lián)諧振電路根據(jù)電流I1的值而進行諧振，超聲波振子104進行超聲波振動。以往的超聲波手術系統(tǒng)101無法調整在輸出變壓器Tr中產生的電流I1。因此，根據(jù)超聲波振子104的部件偏差或安裝偏差、或者超聲波探頭的部件偏差或安裝偏差，處置部振幅的大小會變動。另外，為了調整在輸出變壓器Tr中產生的電流I1，需要檢測超聲波振子104被驅動時的阻抗并反饋至主體裝置，需要在主體裝置中設置用于進行反饋控制的控制程序和控制部。圖2是表示本實施方式的超聲波輸出前的超聲波手術系統(tǒng)的均衡電路的圖。此夕卜，在圖2中，對與圖10相同的結構附加相同的附圖標記并省略說明。如圖2所示，超聲波手術系統(tǒng)1在輸出變壓器Tr與超聲波振子2f之間并聯(lián)地設置有無感電阻R2。作為振幅調整部的無感電阻R2使從作為驅動電流產生部的輸出變壓器 Tr提供給超聲波振子2f的電流分流。另外，將無感電阻R2設置于手持件2側，該無感電阻 R2的值是與電阻Rl的值大致相同的值。此外，雖將作為振幅調整部的無感電阻R2設置于手持件2側，但是也可以設置于主體裝置3側。另外，代替無感電阻R2，振幅調整部也可以是電阻。關于輸出變壓器Tr的電流13，在電流I2分流至無感電阻R2時，決定電流I3的值使得電流I1流至超聲波振子2f。S卩，電流I3的值為將電流I1的值與電流I2的值相加而得到的值。由此，根據(jù)電流I1的值，串聯(lián)諧振電路進行諧振，超聲波振子2f進行超聲波振動。
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圖3是表示本實施方式的超聲波輸出時的超聲波手術系統(tǒng)的均衡電路的圖。超聲波手術系統(tǒng)1在正在進行超聲波輸出的諧振狀態(tài)下，電容器Cl與線圈Ll之間以及電容器C2與線圈L2之間分別相抵消。因此，超聲波手術系統(tǒng)1的均衡電路僅為無感電阻R2和超聲波振子2f的電阻Rl。流過電阻Rl的電流I1被轉換為超聲波振動，超聲波探頭2d的前端部以規(guī)定的振幅值進行振動。在此，使用圖4以及圖5來說明提供給超聲波振子2f的電流Iiq圖4是用于說明無感電阻的值與提供給超聲波振子的電流之間的關系的說明圖。如圖4所示，當無感電阻R2的值從a[ Ω ]增加至aX 7 [ Ω ]時，提供給超聲波振子 2f的電阻Rl的電流I1的值從I11 [A]增加至I12[A]。這是由于，隨著無感電阻R2的值變大，分流至無感電阻R2的電流I2減少。S卩，在無感電阻R2的值大的情況下，分流至無感電阻R2的電流I2減少，因此流向超聲波振子2f的電阻R 1的電流I1增加。另一方面，在無感電阻R2的值小的情況下，分流至無感電阻R2的電流I2增加，因此流向超聲波振子2f的電阻Rl的電流I1減少。圖5是用于說明處置部的負載與提供給超聲波振子的電流之間的關系的說明圖。 在圖5的例子中，將無感電阻R2固定為規(guī)定的值，使處置部2e的負載(電壓)發(fā)生變化。 處置部2e的負載與超聲波振子2f的負載均衡。即，處置部2e的負載變大與超聲波振子2f 的電阻Rl的值變大均衡，處置部2e的負載變小與超聲波振子2f的電阻Rl的值變小均衡。如圖5所示，當處置部2e的負載從b [V]增加至bX2[V]時，提供給超聲波振子2f 的電阻Rl的電流I1的值從I13[A]減少至I14[A]。這是由于，隨著處置部2e的負載變大，電阻Rl的值變大，分流至電阻Rl的電流I1減少。這樣，在將無感電阻R2固定為規(guī)定的值的情況下，能夠根據(jù)處置部2e的負載對流向超聲波振子2f的電流進行調整，調整超聲波振子2f的振幅值。在此，使用圖6至圖9來說明處置中的技術問題。圖6是用于說明處置部的振幅值與主體裝置的振蕩效率之間的關系的說明圖。在處置部2e的振幅值為目標值(以下還稱為中心值)A2的情況下，主體裝置3的振蕩效率為cXO. ]。在處置部2e的振幅值為A1的情況下，主體裝置3的振蕩效率為 c[%]，其中，A1小于中心值。在處置部2e的振幅值為A3的情況下，主體裝置3的振蕩效率為cX0.6[% ]，其中，A3大于中心值。這樣，當處置部2e的振幅值從A1向A3大約變化十幾μ m時，主體裝置3的振蕩效率大約降低四成。當處置部2e的振幅值變大時，主體裝置3的振蕩效率降低。處置部2e 的振幅值進一步變大，當為某一規(guī)定范圍外的振幅值時，主體裝置3的振蕩效率進一步降低而無法進行超聲波輸出。圖7是用于說明處置部的振幅值與切開時間之間的關系的說明圖。圖7的切開時間是將某一組織切開20cm時所需的時間。如圖7所示，在處置部2e的振幅值為中心值B2的情況下，切開時間為T [S]。在處置部2e的振幅值為B1的情況下，切開時間大約為2. 5倍即TX2.5[S]，其中，B1小于中心值。在處置部2e的振幅值為B3的情況下，切開時間大約為1/2即T/2[S]，其中，B3大于中心值。這樣，當處置部2e的振幅值減少時切開速度減少，處置時間變長。另一方面，在處置部2e的振幅值變大的情況下，切開速度增加，但是超聲波探頭的應力增加。圖8是用于說明處置部的振幅值與血管耐壓平均值之間的關系的說明圖。在處置部2e的振幅值為中心值C2的情況下，血管耐壓平均值大約為 dX0.6[mmHg]。在處置部2e的振幅值為C1的情況下，血管耐壓平均值大約為d[mmHg]， 其中，C1小于中心值。在處置部2e的振幅值為C3的情況下，血管耐壓平均值大約為 dXO. 3[mmHg]，其中，C3大于中心值。這樣，當處置部2e的振幅值增加時，血管耐壓能力大約降低七成。圖9是用于說明處置部的振幅值與切開次數(shù)之間的關系的說明圖。如圖9所示，在處置部2e的振幅值為中心值D2的情況下，切開次數(shù)為N次。在處置部2e的振幅值為D1的情況下，與振幅值為中心值的情況相比，切開次數(shù)為兩倍即2N次， 其中，D1小于中心值。在處置部2e的振幅值為D3的情況下，與振幅值為中心值的情況相比， 切開次數(shù)為1/2倍即N/2次，其中，D3大于中心值。這樣，當處置部2e的振幅值增加時切開次數(shù)減少。這是由于，當處置部2e的振幅值增加時處置部2e的聚四氟乙烯墊片容易磨損。當達到處置部2e的聚四氟乙烯墊片發(fā)生了磨損的破損模式時，超聲波探頭2d與可動片接觸，超聲波探頭2d產生裂紋。在此，說明由于超聲波振子2f等的部件偏差等而處置部2e的振幅值發(fā)生了變動時的處置部2e的振幅值的控制。在處置部2e的振幅值為中心值附近的情況下，處置部2e的負載為中心值附近。在這種情況下，超聲波振子2f的電阻Rl的值不發(fā)生變動，分流至無感電阻R2的電流I2以及流至電阻Rl的電流I1不發(fā)生變動。這樣，流至電阻Rl的電流I1不發(fā)生變動，因此處置部 2e的振幅值不發(fā)生變動。在處置部2e的振幅值低于中心值附近的情況下，處置部2e的負載變小。在這種情況下，與超聲波振子2f的電阻Rl的值變小的情況均衡，分流至無感電阻R2的電流12減少，流至電阻Rl的電流I1增加。在處置部2e的振幅值低于中心值附近的情況下，存在切開速度降低的問題。但是，這樣，在處置部2e的振幅值低于中心值附近的情況下，流至電阻Rl的電流I1增加，因此處置部2e的振幅值上升，從而能夠抑制切開速度的降低。在處置部2e的振幅值高于中心值附近的情況下，處置部2e的負載變大。在這種情況下，與超聲波振子2f的電阻Rl的值變大的情況均衡，分流至無感電阻R2的電流I2增力口，流至電阻Rl的電流I1減少。在處置部2e的振幅值高于中心值附近的情況下，存在血管耐壓能力降低、聚四氟乙烯墊片的磨損加快以及超聲波探頭的應力增加這種問題。但是，這樣，在處置部2e的振幅值高于中心值附近的情況下，流至電阻Rl的電流I1減少，因此處置部2e的振幅值下降， 從而能夠抑制血管耐壓能力降低、聚四氟乙烯墊片的磨損加快以及超聲波探頭的應力增加。接著，說明由于手柄部2c的部件偏差等而手柄部2c的把持力量發(fā)生了變動時的處置部2e的振幅值的控制。在把持力量為中心值附近的情況下，處置部2e的負載為中心值附近。在這種情況下，超聲波振子2f的電阻Rl的值不發(fā)生變動，分流至無感電阻R2的電流I2以及流至電阻Rl的電流I1不發(fā)生變動。因此，由于流至電阻Rl的電流I1不發(fā)生變動，因此處置部2e的振幅值不發(fā)生變動。在把持力量低于中心值附近的情況下，處置部2e的負載變小。在這種情況下，與超聲波振子2f的電阻Rl的值變小的情況均衡，分流至無感電阻R2的電流I2減少，流至電阻Rl的電流I1增加。在把持力量低于中心值附近的情況下，存在切開速度降低這種問題。但是，這樣， 在把持力量低于中心值附近的情況下，流至電阻Rl的電流I1增加，因此處置部2e的振幅值上升，從而能夠抑制切開速度的降低。在把持力量高于中心值附近的情況下，處置部2e的負載變大。在這種情況下，與超聲波振子2f的電阻Rl的值變大的情況均衡，分流至無感電阻R2的電流I2增加，流至電阻Rl的電流I1減少。在把持力量高于中心值附近的情況下，存在聚四氟乙烯墊片的磨損加快以及超聲波探頭的應力增加這種問題。但是，這樣，在把持力量高于中心值附近的情況下，流至電阻 Rl的電流I1減少，因此處置部2e的振幅值減少，從而能夠抑制聚四氟乙烯墊片的磨損加快以及超聲波探頭的應力增加。接著，說明處置部位的硬度發(fā)生了變動時的處置部2e的振幅值的控制。在處置部位為血管等普通組織的情況下，處置部2e的負載為中心值附近。在這種情況下，超聲波振子2f的電阻Rl的值不發(fā)生變動，分流至無感電阻R2的電流I2以及流至電阻Rl的電流I1不發(fā)生變動。因此，由于流至電阻Rl的電流I1不發(fā)生變動，因此處置部 2e的振幅值不發(fā)生變動。在處置部位為腸系膜等薄的組織的情況下，處置部2e的負載變小。在這種情況下，與超聲波振子2f的電阻Rl的值變小的情況均衡，分流至無感電阻R2的電流I2減少， 流至電阻Rl的電流I1增加。在處置部位為腸系膜等薄的組織的情況下，存在切開速度降低這種問題。但是，這樣，在處置部位為腸系膜等薄的組織的情況下，流至電阻Rl的電流I1增加，因此處置部2e 的振幅值上升，從而能夠抑制切開速度的降低。在處置部位為子宮韌帶等硬的組織的情況下，處置部2e的負載變大。在這種情況下，與超聲波振子2f的電阻Rl的值變大的情況均衡，分流至無感電阻R2的電流I2增加， 流至電阻Rl的電流I1減少。在處置部位為子宮韌帶等硬的組織的情況下，超聲波探頭的應力增加以及負載變大，因此存在主體裝置3無法進行超聲波輸出這種問題。但是，這樣，在處置部位為子宮韌帶等硬的組織的情況下，流至電阻Rl的電流I1減少，因此處置部2e的振幅值減少，能夠抑制由于超聲波探頭的應力增加以及負載變大而主體裝置3無法進行超聲波輸出的情況。如上所述，在本實施方式的超聲波手術系統(tǒng)1中，通過在主體裝置3的輸出變壓器 Tr與手持件2內的超聲波振子2f之間并聯(lián)地設置無感電阻R2，使從主體裝置3提供給超聲波振子2f的電流分流。由此，在處置部2e的負載變大的情況下，流至無感電阻R2的電流增加，流至超聲波振子2f的電流減少。另外，在處置部2e的負載變小的情況下，流至無感電阻R2的電流減少，流至超聲波振子2f的電流增加。其結果，超聲波手術系統(tǒng)1能夠在處置部2e的負載變大的情況下，減小處置部2e的振幅值，在處置部2e的負載變小的情況下，增大處置部2e的振幅值。即，超聲波手術系統(tǒng)1在處置部2e的負載發(fā)生了變動的情況下也能夠進行控制以使處置部2e的振幅值接近中心值。這樣，超聲波手術系統(tǒng)1通過設置于手持件2的無感電阻R2，能夠使從輸出變壓器Tr輸出的電流分流，并且根據(jù)處置部2e的負載使流向超聲波振子2f的電流增加或者減少。由此，超聲波手術系統(tǒng)1能夠根據(jù)處置部2e的負載來自動地調整振幅值。其結果，本實施方式的超聲波手術系統(tǒng)1不需要像以往那樣在主體裝置中設置反饋用的控制程序和控制部來進行反饋來自超聲波振子的阻抗以控制流向超聲波振子的電流的反饋控制。因而，根據(jù)本實施方式的超聲波手術系統(tǒng)1，不需要用于進行反饋控制的控制程序和控制部，就能夠控制流向超聲波振子的電流。本發(fā)明并不限定于上述實施方式，在不改變本發(fā)明的主旨的范圍內，能夠進行各種變更、改變等。本申請要求2010年4月9日在美國臨時申請的申請?zhí)?1/322，510作為優(yōu)先權的基礎，本申請的說明書、權利要求書、附圖引用上述公開內容。
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權利要求
1.一種超聲波手術系統(tǒng)，其特征在于，具備 驅動電流產生部；外科用處置器具，其具備包括超聲波振子和處置部的驅動對象，該超聲波振子被上述驅動電流產生部驅動，該處置部與上述超聲波振子相連結而通過由上述超聲波振子產生的超聲波振動對生物體組織進行處置；以及振幅調整部，其被設置于上述驅動電流產生部與上述驅動對象之間，并且根據(jù)施加到上述處置部的負載狀態(tài)使從上述驅動電流產生部流向上述驅動對象的電流分流而對流經(jīng)上述驅動對象的電流量進行調整，由此對上述超聲波振子進行振幅調整。
2.根據(jù)權利要求1所述的超聲波手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述振幅調整部為電阻。
3.根據(jù)權利要求2所述的超聲波手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述電阻為無感電阻。
4.根據(jù)權利要求2所述的超聲波手術系統(tǒng)，其特征在于， 上述電阻被設置于上述設備內。
5.根據(jù)權利要求2所述的超聲波手術系統(tǒng)，其特征在于，上述電阻的值與上述驅動對象所具有的超聲波振子的電阻的值大致相同。
6.一種外科用處置器具，其特征在于，具備 驅動對象，其包括超聲波振子；以及振幅調整部，其被設置成與上述驅動對象并聯(lián)，并且使流向上述驅動對象的用于驅動上述驅動對象的電流分流，由此對上述超聲波振子進行振幅調整。
7.根據(jù)權利要求6所述的外科用處置器具，其特征在于， 上述振幅調整部為電阻。
8.根據(jù)權利要求7所述的外科用處置器具，其特征在于， 上述電阻為無感電阻。
9.根據(jù)權利要求7所述的外科用處置器具，其特征在于，上述電阻的值與上述驅動對象所具有的超聲波振子的電阻的值大致相同。
全文摘要
超聲波手術系統(tǒng)(1)具備輸出變壓器(Tr)；手持件(2)，其具備包括超聲波振子(2f)以及處置部(2e)的驅動對象，該超聲波振子(2f)由輸出變壓器(Tr)驅動，該處置部(2e)與超聲波振子(2f)相連結而通過超聲波振子(2f)所產生的超聲波振動對生物體組織進行處置；以及無感電阻(R2)，其被設置于輸出變壓器(Tr)與超聲波振子(2f)之間，并且根據(jù)施加到處置部(2e)的負載狀態(tài)使從輸出變壓器(Tr)流向超聲波振子(2f)的電流分流而對流經(jīng)超聲波振子(2f)的電流量進行調整，由此對超聲波振子(2f)進行振幅調整。
文檔編號A61B18/00GK102481165SQ201180003554
公開日2012年5月30日 申請日期2011年3月25日 優(yōu)先權日2010年4月9日
發(fā)明者佐內秀男 申請人:奧林巴斯醫(yī)療株式會社