超声外科手术设备控制系统的制作方法

1.本发明涉及医疗设备领域，尤其涉及一种超声外科手术设备控制系统。


背景技术：

2.使用压电换能器作为电声转换元件，并利用超声振动能量进行手术操作的超声外科手术设备已经广泛应用于肝胆外科、神经外科、骨科、眼科等外科手术领域，以实现对人体组织的切开、粉碎、乳化、凝固止血等手术操作。由于超声能量具有独特的组织选择性，超声外科手术设备在上述外科手术领域有很好的应用前景。
3.目前，使用了压电换能器的医用超声手术设备至少具有如下方面的特点及问题：
4.1、手术刀头尖端细小，在使用中与各种介质(空气、水、组织溶液)、生物组织(软组织、钙化组织、骨组织等)相接触，接触面积变化也较大，因此压电换能器在电路中的等效负载阻抗会有较大变化，一般工业用功率超声(超声波清洗机、焊接机、细胞粉碎机等)驱动电源无法适应等效负载阻抗如此大的变化范围，在一些条件下不能驱动压电换能器正常工作。
5.2、压电换能器在使用一定时间后会发热，引起换能器串联谐振频率的偏移。超声手术设备应能快速自动调整输出频率，跟踪换能器的串联谐振频率，始终使其处于最佳工作状态，快速而有效地输出能量，获得预定的手术效果。而目前可进行频率跟踪的超声手术设备响应速度较慢，无法适应快速、不断变化的等效负载环境，并在不同的负载环境中输出稳定的能量和效果。


技术实现要素：

6.本发明实施例提供一种超声外科手术设备控制系统，可以适应压电换能器p的等效负载阻抗较大的变化范围，频率跟踪速度快，输出功率稳定性好。该系统包括：
7.压电换能器p、第一电感ls、并联匹配支路m
p
、电压互感器pt、并联滤波支路f
t
、电流互感器ct以及顺次电连接的信号采样单元、锁相环电路和逆变单元；
8.压电换能器p与第一电感ls串联，且两者形成闭合回路；
9.并联匹配支路m
p
、电压互感器pt和并联滤波支路f
t
位于压电换能器p与第一电感ls之间，且并联匹配支路m
p
、并联滤波支路f
t
和电压互感器pt沿压电换能器p到第一电感ls的方向顺次与压电换能器p并联；
10.第一电感ls和并联滤波支路f
t
形成滤波电路；
11.信号采样单元包括：所述电压互感器pt和所述电流互感器ct，所述电压互感器pt用于采集压电换能器p上的电压信号，所述电流互感器ct用于采集并联匹配支路m
p
和压电换能器p上的电流信号；
12.锁相环电路用于产生逆变单元的频率信号，并可以自动调整所述频率信号，使所述电压信号和所述电流信号同相位或相位相差预设值；
13.逆变单元接入压电换能器p与第一电感ls形成的闭合回路，所述逆变单元用于产
生锁相环电路输出频率的功率信号。
14.并联匹配支路m
p
包括相并联的匹配电感l
p
与匹配电容c
p
，所述并联匹配支路m
p
的阻抗与压电换能器p在压电换能器p的串联谐振频率上谐振；
15.并联滤波支路f
t
包括相串联的滤波电容c
t
和滤波电感l
t
，第一电感ls和并联滤波支路f
t
形成滤波电路，所述滤波电路的特征阻抗位于压电换能器p的等效负载阻抗的最大值和最小值之间，所述滤波电路的谐振频率与压电换能器p的串联谐振频率具有预设差值。
16.可选的，所述系统还包括：功率变压器t；
17.逆变单元通过功率变压器t接入压电换能器p与第一电感ls形成的闭合回路。
18.可选的，所述系统还包括：第一信号处理单元，用于对信号采样单元采集的信号进行第一信号处理，所述第一信号处理包括：滤波、放大和整形。
19.可选的，所述系统还包括：第二信号处理单元，用于对锁相环电路输出的信号进行第二信号处理，所述第二信号处理包括：驱动信号形成、隔离和放大驱动。
20.可选的，所述系统还包括：移相电路，与信号采样单元和锁相环电路电连接，用于调整信号采样单元采集的所述电压信号和所述电流信号的相位值。
21.可选的，所述系统还包括：功率控制单元和dc-dc变换器；
22.信号采样单元、功率控制单元、dc-dc变换器、逆变单元顺次电连接；
23.功率控制单元用于接收信号采样单元采集的电压信号和电流信号，并结合外部电压或功率设定指令，向dc-dc变换器输出控制信号，使dc-dc变换器为逆变单元提供适当的直流电压。
24.可选的，所述功率控制单元为pid控制电路。
25.本发明实施例中，通过设置锁相环电路，可以自动实时调整压电换能器p上施加的功率信号的频率，使压电换能器p工作在效率最高的串联谐振状态，同时使信号采样单元采集的电压信号和电流信号同相位。通过在压电换能器p上并联匹配支路m
p
，并使并联匹配支路m
p
的阻抗在串联谐振频率上与压电换能器p的等效静态电容c0谐振，抵消压电换能器p的容性电流，使流过压电换能器p和并联匹配支路m
p
的电流之和与压电换能器p上的电压在很大的压电换能器p的等效阻抗变化范围内都具有同相位点，可以正确发挥锁相环电路自动频率调整的功能。通过设置第一电感ls和并联滤波支路f
t
，并使两者形成滤波电路，可以对逆变单元输出的方波功率信号进行滤波，减小高次谐波分量，使施加到压电换能器p上的电压基本上是正弦波。同时，通过设定第一电感ls和并联滤波支路f
t
的阻抗，使第一电感ls和并联滤波支路f
t
形成的滤波电路的特征阻抗处于压电换能器p等效阻抗的最小值和最大值之间。这样，当压电换能器p在最大等效阻抗和最小等效阻抗下工作时，压电换能器p上所获得的功率输出相同或相差不大，保证超声手术在各种负载情况下都能获得相似功率的输出，稳定性较好。
附图说明
26.为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。在附图中：
27.图1为本发明实施例中超声外科手术设备控制系统的结构示意图；
28.图2为本发明实施例中压电换能器p与并联匹配支路m
p
的等效电路示意图。
29.图3为本发明实施例中第一电感ls和并联滤波支路f
t
组成的滤波电路的幅频特性和压电换能器p的串联谐振频率的位置示意图。
30.附图标记如下：
31.1 信号采样单元，
32.2 锁相环电路，
33.3 逆变单元，
34.4 移相电路，
35.5 功率控制单元，
36.6 第三信号处理单元。
具体实施方式
37.为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚明白，下面结合附图对本发明实施例做进一步详细说明。在此，本发明的示意性实施例及其说明用于解释本发明，但并不作为对本发明的限定。
38.本发明实施例提供了一种超声外科手术设备控制系统，如图1所示，该系统包括：压电换能器p、第一电感ls、并联匹配支路m
p
、电压互感器pt、并联滤波支路f
t
、电流互感器ct以及顺次电连接的信号采样单元1、锁相环电路2和逆变单元3。其中，压电换能器p与第一电感ls串联，且两者形成闭合回路。并联匹配支路m
p
、电压互感器pt和并联滤波支路f
t
位于压电换能器p与第一电感ls之间，且并联匹配支路m
p
、电压互感器pt和并联滤波支路f
t
沿压电换能器p到第一电感ls的方向顺次与压电换能器p并联。第一电感ls和并联滤波支路f
t
形成滤波电路；信号采样单元1包括：电压互感器pt和电流互感器ct，电压互感器pt测量压电换能器p上的电压，并向锁相环电路2提供电压信号。电流互感器ct套接在电压互感器pt与并联匹配支路m
p
之间的负端连线上，用于测量流过压电换能器p和并联匹配支路m
p
上的电流，并向锁相环电路2提供电流信号。锁相环电路2用于产生逆变单元3的频率信号，并可以自动调整该频率，使所述电压信号和所述电流信号同相位或相位相差预设值。逆变单元3接入压电换能器p与第一电感ls形成的闭合回路，用于根据锁相环电路2提供的频率信号输出交流功率信号，驱动压电换能器p产生机械振动。并联匹配支路m
p
包括相并联的匹配电感l
p
与匹配电容c
p
，所述并联匹配支路m
p
的阻抗与压电换能器p在压电换能器p的串联谐振频率上谐振；并联滤波支路f
t
包括相串联的滤波电容c
t
和滤波电感l
t
，第一电感ls和并联滤波支路f
t
形成滤波电路，所述滤波电路的特征阻抗位于压电换能器p的等效负载阻抗的最大值和最小值之间，所述滤波电路的谐振频率与压电换能器p的串联谐振频率具有预设差值。
39.本发明实施例提供的超声外科手术设备控制系统，通过设置锁相环电路2，可以自动实时调整压电换能器p上施加的功率信号的频率，使压电换能器p工作在效率最高的串联谐振状态，同时使信号采样单元1采集的电压信号和电流信号同相位。通过在压电换能器p上并联匹配支路m
p
，并使并联匹配支路m
p
的阻抗在串联谐振频率上与压电换能器p的等效静态电容c0谐振，抵消压电换能器p的容性电流，使流过压电换能器p和并联匹配支路m
p
的电流之和与压电换能器p上的电压在很大的压电换能器p的等效阻抗变化范围内都具有同相位
点，可以正确发挥锁相环电路2自动频率调整的功能。通过设置第一电感ls和并联滤波支路f
t
，并使两者形成滤波电路，可以对逆变单元3输出的方波功率信号进行滤波，减小高次谐波分量，使施加到压电换能器p上的电压基本上是正弦波。同时，通过设定第一电感ls和并联滤波支路f
t
的阻抗，使第一电感ls和并联滤波支路f
t
形成的滤波电路的特征阻抗处于压电换能器p等效阻抗的最小值和最大值之间。这样，当压电换能器p在最大等效阻抗和最小等效阻抗下工作时，压电换能器p上所获得的功率输出相同或相差不大，保证超声手术在各种负载情况下都能获得相似功率的输出，稳定性较好。
40.在本发明实施例中，使用硬件锁相环(pll)电路2对压电换能器p进行频率跟踪，快速响应手术中换能器等效负载变化导致的串联谐振频率的偏移，使超声刀头始终工作在最优频率，提供可靠的手术效果。如图1所示，通过并联在压电换能器p上的电压互感器pt取得电压信号u，通过套在压电换能器p回路内的电流互感器ct取得电流信号。电压和电流信号经过处理后，送到锁相环电路2的信号输入端，以监测两路信号的相位差。若压电换能器p工作在串联谐振状态，则电压、电流信号的相位差为零。若压电换能器p工作在非串联谐振状态，电压、电流信号具有一定的相位差。锁相环电路2会自动启动频率调整，使锁相环电路2输出频率在一定范围内变化。当输出频率到达某一值时，采集到的电压、电流信号同相位，此时锁相环入锁，输出频率固定在该值，即为当前压电换能器p的串联谐振频率，实现自动频率跟踪的作用。
41.因为该频率跟踪的过程完全由硬件电路实现，电流、电压相位由于压电换能器p发热或者等效负载变化而带来的变化会在很短的时间内引起锁相环输出频率的变更，从而自动进入下一个稳定状态。因此，相比其他使用微处理器接收反馈的电压和电流信号，通过算法确定适合的频率，再使用dds技术输出该频率的频率跟踪技术，本发明的方案响应速度快，响应速度为毫秒量级，完全能满足手术过程中负载的快速变化。
42.在本发明实施例中，如图2所示，使用并联匹配支路m
p
与压电换能器p并联，并使并联匹配支路m
p
的阻抗与压电换能器p的静态电容c0在压电换能器p的串联谐振频率点上谐振，使包含并联匹配支路m
p
的换能器系统的谐振频率与换能器串联谐振频率相同，在谐振频率点，系统上电压、电流同相位，且等效阻抗最低，便于后面的锁相环电路2能在该频率点进入锁相，顺利进入频率跟踪状态。并联匹配支路m
p
由匹配电感l
p
与匹配电容c
p
并联组成，通过调整l
p
和c
p
的值，可以方便地使其阻抗与压电换能器p在压电换能器p的串联谐振频率上谐振。
43.如图2所示，当压电换能器p的等效阻抗发生变化时，即其等效电路中动态支路的r1发生变化，其静态电容c0一般不发生变化，谐振频率有少量变化。并联匹配支路m
p
能很好地补偿掉压电换能器p的静态电容c0，使其动态支路的串联谐振点很容易从电路的电压、电流的相位差上判别出来，为锁相环电路2的有效运行提供了有利条件；同时，相对于使用串联电感进行压电换能器p匹配的电路而言，使用并联匹配支路m
p
对静态电容c0的有效补偿也使电压、电流的同相位点对等效阻抗r1的变化的依赖性降低，等效阻抗r1在较大范围内变化并不影响并联匹配支路m
p
的值，使匹配系统适应等效阻抗变化的能力更强，满足超声外科手术等效阻抗变化范围宽的特点。
44.在本发明实施例中，如图1所示，在换能器系统前，使用第一电感ls和并联滤波支路f
t
串联组成低通滤波器电路，对逆变单元3输出的方波功率信号进行滤波，减小高次谐波
分量，使施加到换能器系统上的电压基本上是正弦波。同时，为了在较大的等效阻抗变化范围内，压电换能器p上的功率保持一致，使压电换能器p在阻抗变化时输出一致性好，设置第一电感ls与并联滤波支路f
t
形成的滤波电路的特征阻抗位于压电换能器p等效阻抗的最大值和最小值之间。这样，当压电换能器p在最大等效阻抗和最小等效阻抗下工作时，压电换能器p上所获得的功率输出相同或相差不大，保证超声手术在各种负载情况下都能获得相似功率的输出，使手术的效果比较稳定。
45.由于超声手术设备压电换能器都非常小，一般集成在手术手柄中，由操作者手持。施加功率较大或使用时间较长时换能器会发热，一是造成压电换能器p谐振频率的偏移，影响压电换能器p转换效率和手术效果；二是可能会对操作者造成烫伤的可能。同时，手术手柄(换能器)上也不能施加太高的电压，否者会带来操作者被电击的风险。
46.为了解决这一问题，在本发明实施例中，设置第一电感ls与并联滤波支路f
t
形成的滤波电路的谐振频率与压电换能器p的串联谐振频率具有预设差值。
47.图3所示为第一电感ls和并联滤波支路f
t
组成的滤波电路的幅频特性。在其谐振频率附近，输出有较高的增益。第一电感ls和并联滤波支路f
t
组成的滤波电路的谐振频率要调整到压电换能器p的串联谐振频率附近，但需要距离一定的差值。如图3所示的位置。在此频率点，第一电感ls和并联滤波支路ft组成的滤波电路的增益的变化幅度不大，有利于锁相环电路2的工作；同时在谐振频率附近进行频率扫描时，压电换能器p上不会因为增益太高而出现较高电压，使手持手术手柄进行手术操作的操作者处于被电击的危险状态，保护操作者的安全。并联滤波支路f
t
由滤波电容c
t
和滤波电感l
t
串联组成，通过调整l
t
和c
t
的值，可以方便地将其阻抗与第一电感ls的谐振频率调整到图3所示的位置附近，并将其特征阻抗调整至压电换能器p的最大等效阻抗和最小等效阻抗之间。
48.在本发明实施例中，为了对逆变单元3输出的高频功率信号进行阻抗匹配处理，如图1所示，该系统还包括：功率变压器t。逆变单元3通过功率变压器t接入压电换能器p与第一电感ls形成的闭合回路。除了具有阻抗变换的功能，功率变压器t还可以实现逆变单元3与后面的输出电路的隔离。
49.为了保证进入锁相环电路2的信号的准确性，确保后续电路实现其预定功能，该系统还包括：第一信号处理单元，用于对信号采样单元1采集的信号进行第一信号处理，所述第一信号处理包括：滤波、放大和整形。第一信号处理单元包括两个通道，分别对反馈的所述电压信号和电流信号进行处理。滤波电路用于去除逆变单元3中由于开关电路形成的高频分量，形成所需频率的正弦波信号；整形电路忽略反馈信号中的幅值信息，保留相位信息，形成带有相位信息的方波信号，输入后面的锁相环电路2。
50.为了对逆变单元3进行有效驱动，输出所需的交流功率信号，该系统还包括：第二信号处理单元，用于对锁相环电路2输出的频率信号进行第二信号处理，所述第二信号处理包括：驱动信号形成、隔离和放大驱动。根据逆变单元3的电路拓扑，驱动信号的形成电路将锁相环电路2输出的频率信号进行逻辑变换，形成1路、2路、4路或更多路的开关管驱动信号，驱动逆变单元3的开关管按照逆变逻辑工作。隔离和放大驱动电路用于驱动信号的隔离和放大。
51.在本发明实施例中，如图1所示，该系统还包括：移相电路4，与信号采样单元1和锁相环电路2电连接，用于调整采集的所述电压信号和所述电流信号的相位差值。
52.根据锁相环电路2的工作原理，在对采样的电压、电流信号进行的处理中，不能引入附加的相位差，才能保证锁相环电路2的输出频率确实使采样点的电压、电流同相位。然而第一信号处理单元1在对电压、电流信号分别处理时，在滤波、放大环节，由于器件的差异性，不可避免地使两路信号可能出现附加相位差。移相电路4的引入可以使我们通过调整两路信号的移相大小而消除这个附加的相位差。同样，我们也可以调整两路移相电路4的移相值，故意制造两路信号间的相位差，控制电路频率工作在压电换能器串联谐振频率附近的某一点，达到特殊的应用目的。
53.在本发明实施例中，为了对压电换能器p的功率进行调节，如图1所示，该系统还包括：第三信号处理单元6、功率控制单元5和dc-dc变换器。信号采样单元1、第三信号处理单元6、功率控制单元5、dc-dc变换器、逆变单元3顺次电连接；功率控制单元5用于接收信号采样单元1采集的电压和电流，并经第三信号处理单元6处理成相应的幅值信号，并结合外部电压、电流或功率设定指令，向dc-dc变换器输出控制信号，使dc-dc变换器为逆变单元3提供适当的直流电压，使压电换能器p输出设定的电压、电流或功率值。
54.具体实施时，通过功率控制单元5接收外部的电压、电流或功率的设定值，与通过信号采样单元1和第三信号处理单元6得到的换能器电压、电流及功率的反馈值进行比较，使用比较的差值驱动dc-dc变换器输出一个直流电压，使逆变器输出的电压或功率发生变化。最终，当反馈信号与设定信号相同时，其差值为零，dc-dc变换器输出的电压不再变化，压电换能器p就维持在该电压、电流或功率下工作。
55.其中，功率控制单元5可以为pid控制电路。pid控制电路，即比例(p)、积分(i)、微分(d)控制电路。
56.本发明实施例提供的超声外科手术设备控制系统的工作过程如下所述：
57.首先，利用信号采样单元1中的电压互感器pt采集压电换能器p上的电压信号，利用电流互感器ct采集并联匹配支路m
p
和压电换能器p上的电流信号。该电压信号和电流信号经第一信号处理单元滤波、放大、整形等第一信号处理后，送入锁相环电路2的两个输入端检测其相位差。若压电换能器p工作在串联谐振状态，则电压、电流的相位差为零。若换能器工作在非串联谐振状态，则电压、电流的相位差不为零，锁相环电路2自动启动频率调整。该锁相环电路2可以由cd4046和外围电路组成，其输出为频率信号，经过第二信号处理单元驱动信号形成、隔离、放大驱动处理后，控制逆变单元3的开关管的开通和截止，产生该频率的高频电压信号，经过功率变压器的隔离和放大后，加到压电换能器p上，驱动压电换能器p按锁相环电路2输出的频率工作。
58.在此过程中，经过锁相环电路2自动调频作用，可使锁相环电路2在输出某一频率时，采集到的电压信号和电流信号同相位，此时锁相环电路2入锁，输出频率固定在该值，即为压电换能器p的谐振频率。当经过一定时间后压电换能器p发热，或者手术刀头的负载发生变化后，采集的电压信号和电流信号在该频率下不再同相位。此时，锁相环电路2自动启动频率调整，再次使回路中的电压信号和电流信号同相位，实现自动频率跟踪的作用。
59.在本发明实施过程中，可以使用阻抗分析仪等仪器，测量超声手术换能器系统的谐振频率fs、反谐振频率f
p
、静态电容c0、等效阻抗r1等参数。在手术可能的使用条件下，测量和分析等效阻抗的最小值r
min
和最大值r
max
。
60.选择并调整并联匹配支路m
p
中的匹配电感l
p
与匹配电容c
p
，将其等效阻抗需调整
至与压电换能器p在压电换能器p的串联谐振频率上谐振。在绕制并联匹配电感l
p
时，要考虑通过电流的大小和高频磁芯的饱和问题。
61.关于设计低通滤波器的第一电感ls和并联滤波支路f
t
。具体地，在设计第一电感ls和并联滤波支路f
t
的值时，使其谐振频率ff与压电换能器p串联谐振频率fs相差一定的值，且特征阻抗rf处于r
min
和r
max
之间。可通过计算分析，使压电换能器p换能器等效阻抗在r
min
和r
max
的情况下，负载上所获得的功率近似相等。以此确定第一电感ls和并联滤波支路f
t
的阻抗。
62.在组建和调试锁相环电路2时，锁相环电路2的输入由压电换能器p两端的电压互感器pt提供的电压反馈信号和由电流互感器ct提供的电流反馈信号组成。两个信号在进入锁相环电路2前都需要进行滤波、放大、整形等处理。滤波电路可采用两阶或三阶的有源低通或带通滤波器，滤除逆变器开关器件开关所产生的高频噪声。在此过程中，滤波和放大环节可能引入附加的相位差。必须调节两个信号处理通路的参数，使两路信号处理电路对初始信号的相位变化完全相同，检测出的两路信号间的相位差才是流过压电换能器p上的真实的电流和电压的相位差。然后通过比较压电换能器p电路电压电流波形进行整形，只保留相位差信息，忽略幅值、波形等信息。
63.此外，也可以在两路信号处理电路中插入移相电路。一个作用是当两个信号处理电路不能保证附加的相位差为零时，可调节其中1个或2个移相电路，将两路附加的相位差调为零。另一个作用是如果想使电路工作在串联谐振频率附近的某个频率，而不是谐振频率点，可以调节移相电路，使最终的锁相结果为电流和电压相位差不为零，而是工作在所希望的频率点。
64.对于锁相环电路2输出频率信号，可以根据高频逆变器的拓扑(单端反激、半桥式、桥式、推挽式)，经过逻辑处理和信号分配及驱动，形成驱动逆变器开关管的驱动信号。使逆变器按该频率输出交流电压信号给高频变压器，从而为换能器系统和匹配电路提供高频功率信号。
65.综上所述，本发明通过使用并联匹配支路m
p
与压电换能器p并联，使并联匹配支路m
p
的阻抗与压电换能器p的静态电容c0在压电换能器p的串联谐振频率点上谐振，使包含并联匹配支路m
p
的换能器系统的谐振频率与压电换能器p串联谐振频率相同，在谐振频率点系统上电压、电流同相位，且等效阻抗最低，便于后面的锁相环电路2能正确找到该频率点，顺利进入频率跟踪状态。
66.当压电换能器p的等效阻抗发生变化时，其静态电容c0一般不发生变化。并联匹配支路m
p
能很好地补偿掉换能器的静态电容，使其动态支路的谐振点很容易从电路的电压、电流的相位差上判别出来，为锁相环电路2提供了有利条件；同时，对静态电容的有效补偿也使电压、电流的同相位点对等效阻抗变化的依赖降低，等效阻抗在较大范围内变化并不影响锁相环电路2的工作，使驱动系统适应阻抗变化的能力更强，满足超声手术等效阻抗变化范围宽的特点。
67.通过使用第一电感ls和并联滤波支路f
t
组成低通滤波器电路，对逆变单元3输出的方波功率信号进行滤波，减小高次谐波分量，使施加到换能器系统上的电压基本上是正弦波。同时，通过设定第一电感ls和并联滤波支路f
t
的阻抗，使该低通滤波器电路的阻抗处于换能器等效阻抗的最小值和最大值之间。这样，当压电换能器p在最大阻抗和最小阻抗下工
作时，压电换能器p上所获得的功率输出相同或相差不大，保证超声手术在各种负载情况下都能获得相似功率的输出，使手术的效果比较稳定。
68.本发明的有益效果如下：
69.1、超声外科手术刀头在由锁相环电路2控制的超声电源下工作，手术手柄发热引起谐振频率偏移后，超声电源能及时跟踪该频率的变化，使压电换能器p始终工作在理想的谐振频率下，电声转换效率高，刀头振动幅度保持不变，使手术的效果基本一致。
70.2、超声外科手术刀头在进行外科手术时，由于手术需要，需接触硬度不同的人体组织，并可能在空气、水等环境下工作，相对压电换能器p的负载变化范围很大。使用本发明后，压电换能器p在各种负载条件下都能正常工作，且刀头的振动幅度在各种条件下都很接近，没有悬殊很大的输出情况，能保证手术效果的一致性。
71.3、超声外科手术手柄在正常使用情况下都不会出现过热、过电压等情况，使操作者和患者更安全。
72.以上所述的具体实施例，对本发明的目的、技术方案和有益效果进行了进一步详细说明，所应理解的是，以上所述仅为本发明的具体实施例而已，并不用于限定本发明的保护范围，凡在本发明的精神和原则之内，所做的任何修改、等同替换、改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。