超声外科钻、组件及其相关外科手术方法

技术领域

本发明涉及一种超声骨钻。本发明还涉及一种超声外科钻具组件。所述方法还涉及相关方法。

背景技术

在整形外科领域，许多手术的先决条件是对活骨进行切割。这类手术包括：重建由于事故而受损的组织结构、将健康的骨骼移植到因疾病而受损的区域中，或者纠正类似于下巴后缩的先天性面部异常。在过去的几个世纪中，这些任务都是通过使用称为骨锯的设备来完成的。

传统的骨锯分为几个基本类别。手动式锯或钻，其只是作为手持设备，这就要求操作员以类似于木工工具的方式移动该设备。电动或气动式设备，均为往复类型或旋转类型设备。往复设备使用扁平的剑状刀片，其来回运动是由电机来实现的而不是手。旋转设备使用旋转电机来旋转钻头或锯条，该钻头或锯条具有围绕其圆周布置的齿部，类似于台锯锯条。如今，所有这些传统的骨锯都已用于世界各地的医疗手术中。

在许多脊柱手术中，需要切入到硬骨或将硬骨穿孔。椎管减压需要去除或去除骨骼或椎间盘。为了稳定脊柱，将相邻的节段融合在一起。这需要用到诸如螺钉和杆之类的硬件。在安装螺钉之前，外科医生需要钻出直径小于螺钉直径的孔。由于骨骼非常坚硬，因此必须施加很大的压力才能钻出这些孔。

过去，外科医生已经使用了与用于非医疗目的(诸如木工之类)的设计非常相似的手撑和钻头。这样的工具并不是完全令人满意的，因为已经发现这样的工具会切穿骨骼并损害脊髓的神经。

已经发现，如果适当地设计和适当地使用超声波刀片，则可以在不损坏骨骼附近的软组织的情况下切割该骨骼。Novak等人的美国专利申请公开No.20050273127公开了一种外科手术刀片以及在超声辅助手术过程中使用该外科手术刀片切割骨骼的相关方法，其中相邻的软组织没有受损。观察发现，刀片越锋利，即由宽度为N的刀片的夹角形成的垂直梯形的较小尺寸越小，切割(特别是切开)硬组织越有可能导致周围软组织的附带损伤。已经发现，边缘厚度介于大约0.001英寸和大约0.010英寸之间的刀片在有效、安全地切割诸如骨的硬组织同时保留周围软组织之间提供了最佳折衷。

美国专利申请公开No.20050273127的教导涉及通过往复锯切型运动而移动的线性切割刀片，而不涉及旋转工具。钻入骨骼显然需要其自身的保护技术和相关工具，以最大程度地减少或避免对脑组织的损害。

发明内容

本发明的目的是提供一种改进的超声钻，尤其是具有改进的超声钻头或头部的超声钻，特别地，该超声钻用于钻入诸如头骨的骨骼中。

根据本发明的医疗钻具组件，包括探针，所述探针在近端可连接至机电换能器以产生具有超声波频率的机械振动。探针具有带有中央内腔或通道的轴，该轴在远端形成有带有锥形远端侧的头部。该组件还包括与所述内腔或通道连通的加压液体源、平移或线性驱动器，其可操作地连接至探针以向探针施加指向远端的力，以及控制器，该控制器可操作地连接至所述平移或线性驱动器以周期性地至少减小指向远端的力的大小。

根据本发明的另一特征，头部的远端侧设置有与内腔或通道连通的至少一个端口或开口。

优选地，头部的远端侧形成有多个力集中结构。力集中结构示例性地选自包括滚花、珠子和齿部的组合。可以想到的是，头部的远端侧整个被该力集中结构覆盖。

所述至少一个端口或开口可以位于头部的远端侧的中央。当端口或开口是头部的远端侧中的多个端口或开口之一时，所有端口或开口都与内腔或通道连通。

平移或线性驱动器可以是可反转的，在这种情况下，控制器可操作地连接至平移或线性驱动器以周期性地使平移或线性驱动器反转，从而在一定时间间隔内将指向远端的力的大小减小到零。

根据本发明的另一特征，控制器可操作地连接至机电换能器，以用具有超声波频率的电波形激励该机电换能器，并脉动所述频率，从而使机械振动周期性地中断预定时间段。在指向远端的力的中断或减小具有给定频率或周期的情况下，超声振动器的脉动具有的频率优选地大于向探针施加力的中断或减小频率。(可能会考虑到，在操作过程中控制探针至少涉及三个频率：超声振动的频率、脉动超声波振动能量的频率和施加力的中断频率。)

根据本发明的特征，探针的远端侧具有轴向对称的几何形状。优选地，远端侧具有圆锥形、截头圆锥形、凸形或凹形的形状。在凸形情况下，探针头部的远端侧或其包络线的斜率在探针头部的近端处最大，并且沿着远端方向减小，且在探针的远端处最小。在凹形情况下，相反地，即，探针头部的远端侧或其包络线的斜率在探针头部的近端处最小，并且沿着远端方向增大，且在远端处具有最大值。斜率可以用垂直朝向的探针测量，垂直方向为y轴，水平方向为x轴。

还要注意的是，探针头部的远端侧可以具有一些形状上的变化。例如，远端侧可以是不同的渐缩形状的组合或混合，例如凸形、凹形和圆锥形的组合。更具体地，头部的远端的最远端部分可以是圆锥形的，而更近端部分可以是凸形的或凹形的。

根据本发明的外科手术方法利用了一种超声探针，该超声探针具有带有中央内腔或通道的轴，该轴在远端形成有朝远端侧逐渐变细的扩大头部，所述内腔或通道终止于头部的外表面处的端口或开口。该方法包括：将探针在近端处连接到超声振动能量源、将内腔或通道连接到加压液体源、将探针连接到机械驱动器、使探针头部的远端侧抵靠骨骼的表面起搏，并且当远端侧与骨骼的表面接触时，操作换能器以超声波频率使头部和远端振动。当头部的远端侧与骨骼表面接触时，在换能器操作期间，驱动驱动器，以在探针上施加力，从而趋于将探针推入骨骼并且通过内腔或通道将液体引导至端口或开口。当远端侧与骨骼的表面接触并且当液体通过内腔或通道引导至端口或开口时，驱动器的致动被周期性地中断，以减小(如果不能消除的话)指向远端的力。当驱动器反转以沿近端方向将探针拉离骨组织时，则力会消失。

附图说明

图1是根据本发明的外科治疗组件中的探针的部分框图和部分示意性局部纵向剖视图；

图2A是图1的探针的一种变型的示意性局部纵向剖视图；

图2B是图1的探针的另一变型的示意性局部纵向剖视图；

图3A是图1的探针的不同变型的示意性局部纵向剖视图；

图3B是图1的探针的又一变型的示意性局部纵向剖视图；

图4是根据本发明的探针的侧视图；

图5A是图4的探针的远端的在放大比例下的侧视图；

图5B是图4和图5A的探针的远端正视图；

图5C是图4的探针的远端沿图5B中的线E-E截取的在放大比例下的纵向剖视图；

图5D是图4的探针的远端在放大比例下的等距视图；

图6A是图4的探针的远端的第一变型在放大比例下的侧视图；

图6B是图6A的探针变型的端部在放大比例下的远端正视图；

图6C是图6A和图6B的探针变型的端部沿图6B中的线F-F截取的在放大比例下的纵向剖视图；

图6D是图6A至图6C的探针变型的端部在放大比例下的等距视图；

图7A是图4的探针的远端的第二变型在放大比例下的侧视图；

图7B是图7A的探针变型的端部在放大比例下的远端正视图；

图7C是图7A和图7B的探针变型的端部沿图7B中的线G-G截取的在放大比例下的纵向剖视图；

图7D是图7A至图7C的探针变型的端部在放大比例下的等距视图；

图8A是图4的探针的远端的第三变型在放大比例下的侧视图；

图8B是图8A的探针变型的端部在放大比例下远端正视图；

图8C是图8A和图8B的探针变型的端部沿图9B中的线H-H截取的在放大比例下的纵向剖视图；

图8D是图8A至图8C的探针变型的端部在放大比例下的等距视图；

图9A是图4的探针的远端的第二变型在放大比例下的侧视图；

图9B是图9A的探针变型的端部在放大比例下远端正视图；

图9C是图9A和图9B的探针变型的端部沿图9B中的线K-截取的在放大比例下的纵向剖视图；

图9D是图9A至图9C的探针变型的端部在放大比例下的等距视图；

图10是根据本发明的可与图1的外科治疗组件结合使用的外科系统的框图。

具体实施方式

如图1所示的医疗钻具组件，特别地，用于在先前未穿孔的骨骼上钻孔，其包括探针12，所述探针12在近端可连接至机电换能器14，以产生超声波频率(典型地，介于22KHz与1MHz之间)的机械振动。换能器通常是压电元件或这种元件的堆栈，或者可替代地可以是磁致伸缩型的元件。探针12具有带有中央内腔或通道18的轴16，并且在远端形成有呈扩大的圆锥形或截头圆锥形头部20。诸如盐溶液之类的加压液体源22与通道18的内腔连通。源22可以实现为蠕动泵或其他泵送机构。

平移或线性驱动器24可操作地连接至探针12，以向该探针施加指向远端的力F。在手动握持探针12的情况下，驱动器24协助将探针头部20穿过骨骼表面BS并压入硬骨组织HBT中。在自动安装探针12的情况下，驱动器24可以负责支撑探针并使探针移动以与目标骨组织HBT接触。

控制器26可操作地连接至平移或线性驱动器24，以激活驱动器并在外科骨钻手术过程中周期性地至少减小指向远端的力F的大小。所述减小可以通过反转该驱动器24来实现，以便将探针12从骨骼内的手术部位处的最远端位置暂时撤回或缩回。

力F的减小或反转通常以十分之一秒至一或两秒的周期发生。中断的持续时间通常为几分之一秒(例如0.1秒到1秒)。力F的施加的中断，无论是压力减小还是探针运动方向反转，都能够使来自源22的加压液体清除中心腔或通道18的骨屑，从而确保将冷却剂持续输送至手术部位和清除碎屑。

控制器26通常包括计算机或处理器(例如，图10的712)和波形发生器(图10的710)，所述波形发生器最好是数字型的，如在美国专利号8,659,208和美国专利号9,070,856中所描述的，上述专利的公开内容通过引用合并于此。控制器26优选地在力F被中断或探针12缩回的全部或部分时间内持续地为换能器14通电，这有助于使碎屑从内腔或通道18中移出和排出。优选地，探针12在轴16或头部20的近端部分设有辅助端口，该辅助端口与内腔或通道18连通以释放多余的液体压力。

旋转或摆动式驱动器40可操作地连接至探针12，以对探针施加扇形旋转。驱动器40使探针12围绕探针12的纵轴39从静止位置沿顺时针和逆时针按照每个角度方向摆动达45度。这种摆动的扇形旋转可以在驱动器24施加纵向力F的过程中同时进行，也可以在力F的中断、减小或反转的过程中继续、减小或停止。

探针头部20具有呈锥形的远端侧28，并设有与内腔或通道18连通的至少一个端口或开口30。探针头部20的远端侧28形成有多个力集中结构32，这些力集中结构32是金字塔形滚花、珠子或齿部。优选地，远端头侧28的圆锥形部分34被力集中结构32整个覆盖。

探针头部20的远端侧28呈圆锥台的形式，在圆锥台的截头区域的中心具有端口或开口30。探针头部20具有近端轴向对称表面36，该近端轴向对称表面36朝着轴14的外表面38以一种变化斜率的曲线逐渐变细。

图2A示出了可用作图1的系统或组件中的探针12的一部分的改进的探针头部42，所述改进的探针头部42设置有多个导管或分支通道44、46，这些导管或分支通道44、46从中央内腔或通道50延伸到探针头部的锥形远端侧48，所述中央内腔或通道50执行与图1中的内腔或通道18相同的冲洗功能。冲洗液用于冷却探针头部，尤其是沿表明是组织的界面冷却。箭头52、箭头54、箭头56示出了手术过程中液体冲洗液的流动路径。

图2B示出了可以用作图1的系统或组件中的探针12的一部分的另一种改进的探针头部62，其中，在64处中央通道被关闭或阻塞。齿部66可以延伸穿过截头端。该实施例的优点在于，当端口或开口30为全尺寸时，它有助于防止冲洗剂的前射流到达不期望的组织。

如图3A所示，可用作图1的系统或组件中的探针12的一部分的探针头部70具有远端侧72，所述远端侧72为凸形而不是圆锥形或截头圆锥形。带有头部70的探针具有轴74、用于引导液体冲洗液的内腔或通道76，以及一层力集中结构78，例如金字塔形的珠子或齿部。内腔或通道76终止于仪器远尖端(未单独指定)的端口或开口79。远端侧70或其包络线在探针头部70的近端71处具有最大斜率并且沿着远端方向减小，并且在探针的远端处最小。随着斜线73自近端71向远端方向延伸，该斜线73变得越来越水平。

图3B示出了可用作图1的系统或组件中的探针12的一部分的探针头部80，所述探针头部80具有远端侧82，所述远端侧82为凹形而不是圆锥形或截头圆锥形。带有头部80的探针具有轴84、用于引导液体冲洗液的内腔或通道86，以及一层力集中结构88，例如金字塔形的珠子或齿部。内腔或通道86终止于仪器远尖端(未单独指定)的端口或开口89。远端侧80或其包络线的斜率在探针头部80的近端81处最小，并沿着远端方向增大，并且在探针的远端处最大。当斜线83从近端81沿着远端方向延伸时，该斜线83变得越来越垂直。

图4和图5A至图5D示出了具有轴116的探针112，该轴116具有中心轴向内腔或通道118和头部120。头部120包括锥形远端侧部分122、中央圆柱形部分124和锥形近端部分126。锥形远端部分122和锥形近端部分126形成有力集中的金字塔形齿部128和130，而中心圆柱部分124是光滑的。头部120经由轻微锥形区域134连接至轴116的圆柱形部分132。在距头部112的预定距离处，根据外科手术过程中要在骨组织中形成的钻孔的预期深度，轴116可以具有平缓或逐渐成形的部分或喇叭形部分136，用于增加纵向振动的振幅。

探针112在近端设有带螺纹的连接器150和近端部分152，所述带螺纹的连接器150用于将探针连接到机电换能器14(图1)，所述近端部分152带有扁平部154，用于用扳手将探针112紧固到换能器14。

图6A至图6D示出了具有轴216的探针212，该轴216带有中心轴向内腔或通道218和头部220。头部220包括圆锥形远端侧部分222、中心圆柱部分224和锥形近端部分226。锥形远端部分222和锥形近端部分226形成有力集中的金字塔形齿部228和230，而中心圆柱部分224是光滑的。头部220经由短锥形区域234连接至轴216的圆柱形部分232。在距头部212预定距离的位置处，根据在外科手术过程中要在骨组织中形成的钻孔的预期深度，轴216可以具有平缓或逐渐成形的部分或喇叭形部分，用于增加纵向振动的振幅。头部220设置有辅助导管236，所述辅助导管236从中央内腔或通道218分支并延伸至锥形远端部分222。

图7A至图7D示出了具有轴316的探针312，该轴316具有中心轴向内腔或通道318和头部320。头部320包括圆锥形远端侧部分322、中心圆柱部分324和锥形近端部分326。锥形远端部分322和锥形近端部分326形成有力集中的金字塔形齿部328和330，而中心圆柱部分324是光滑的。头部320经由短锥形区域334连接到轴216的圆柱形部分332。在距头部312的预定距离处，根据在外科手术过程中要在骨组织中形成的钻孔的预期深度，轴316可以具有平缓或逐渐成形的部分或喇叭形部分，用于增加纵向振动的振幅。头部320设置有比导管236大的辅助导管336，所述辅助导管336从中央内腔或通道318分支并延伸至锥形远端部分322。

图8A至图8D示出了具有轴416的探针412，该轴416带有中心轴向内腔或通道418和头部420。头部420包括锥形远端侧部分422和主体部分424。锥形远端部分422形成有力集中的金字塔形齿部428，而主体部分424光滑。该主体部分424在近端方向上直径减小，即逐渐变细。头部420经由短锥形区域434连接到轴416的圆柱形部分432。在距头部412的预定距离处，根据在外科手术过程中要在骨组织中形成的钻孔的预期深度，轴416可以具有平缓或逐渐成形的部分或喇叭形部分，用于增加纵向振动的振幅。头部420设置有类似于导管336的辅助导管436，所述辅助导管436从中央内腔或通道418分支并延伸至锥形远端部分422。

图9A至图9D示出了具有轴516的探针512，该轴516带有中心轴向内腔或通道518和头部520。头部520包括锥形远端侧部分522，该锥形远端侧部分形成有力集中的金字塔形齿部528。在近端侧，与圆锥形部分528相对，头部520通过短锥形区域534连接至轴516的圆柱形部分532。在距头部512的预定距离处，根据在外科手术过程中要在骨组织中形成的钻孔的预期深度，轴516可以具有平缓或逐渐成形的部分或喇叭形部分，用于增加纵向振动的振幅。可选地，头部520可以设置有类似于导管236或336的辅助导管，所述辅助导管从中央内腔或通道518分支并延伸到锥形远端部分522。

所有上述探针可用于图1的医疗或手术组件中，用于代替探针12。

至少一个端口或开口是头部的远端侧中的多个端口或开口中之一，所有端口或开口均与内腔或通道连通。

应当注意的是，驱动器24是可反转的，控制器26可操作地连接至驱动器24，以将力F的大小周期性地减小至零，并且甚至轻微地撤回探针12、探针112、探针212、探针312、探针412、探针512，然后重新施加指向远端方向的力F。

优选地，在控制器26导致驱动器24减小(如果没有完全停止)向探针12、探针112、探针212、探针312、探针412、探针512施加的指向远端方向的力F的时间段内，机电换能器14继续在探针中产生超声波频率振动。这导致可能粘附在探针12、探针112、探针212、探针312、探针412、探针512的远端侧28上的组织摇动松动和破裂，这些组织例如卡在齿部或滚花32、128、228、328、428、528之间。控制器26可操作地连接至换能器14，用于用具有超声波频率的电波形来激励换能器14，并且可以用于脉动超声波波形或频率，使得探针12、112、212、312、412、512及其头部20、120、220、320、420、520的超声波振动被周期性地中断预定的时间段。在指向远端的力F的大小的周期性减小具有预定频率或周期性的情况下，超声波激励波形或频率的脉动的脉动频率或速率大于驱动器24减小力F的预定频率或周期性。

超声波波形或频率的脉动示例性地以80％和90％之间的占空比出现。因此，在250毫秒的周期内，超声波振动能量的关闭部分将具有25至50毫秒的持续时间。

在图1的外科治疗组件的另一种操作模式中，控制器26可以激活驱动器24，以在整个手术过程中连续地将探针12、探针112、探针212、探针312、探针412、探针512压入骨组织HBT。超声换能器14可以连续通电或以脉冲模式通电。

图1的组件能够有效地冷却仪器并防止由于液体流过远端端口或开口30(和/或经由分支或导管44和46)而对骨组织施加过多的热量。当探针12、112、212、312、412、512被驱动器24驱动进入组织HBT时，由探针-组织接触产生的流动限制所引起的备用压力将有助于保持足够的流量以防止组织发热。当驱动力在短时间内停止和/或反转时，组织发热的可能性将进一步降低。在这段时间中，探针远端28、122、222、322、422、522的润湿更有效，从而改善了散热。在仪器-组织界面处不断存在液体可改善空化效应和组织穿透效率。当力F中断时，无论驱动只是缓和还是倒退，都最好保持超声波振动。这确保释放了由探针几何结构暂时保留的任何组织。

要注意的是，探针12、112、212、312、412、512的超声振动可以是纵向、扭转或这两种振动模式的组合。

在利用图1的具有任何探针12、112、212、312、412、512，尤其是最后两个探针的组件的外科手术方法中，观察到探针头部是一个扩大头部，该扩大头部沿着远端方向逐渐变细直到尖端或顶点，该尖端或顶点可能会由于冲洗液出口或开口30、79、89的存在而变钝。该方法包括将近端的探针12、112、212、312、412、512连接到超声振动能量源，将内腔或通道18、118、218、318、418、518连接到加压液体源22，并将探针12、112、212、312、412、512连接至机械驱动器。该方法进一步包括将探针头部20、70、80、120、220、320、420、520的尖端或远端侧28、72、82、122、222、322、322、42、522抵靠在骨骼表面BS上，而尖端或远端侧28、72、82、122、222、322、422、522与骨骼表面BS接触时，操作换能器14以超声波频率使头部和远端表面或远端侧振动。在远端侧28、72、82、122、222、322、422、522与骨骼表面接触的同时以及在操作换能器14的同时，驱动驱动器24向探针12、112、212、312、412、512施加力，从而将探针推入骨骼。当头部20、70、80、120、220、320、420、520的远端侧与骨骼表面接触时，并且当操作换能器14以在探针中产生超声波振动(特别是驻波)时，液体将通过内腔或通道18、76、86、118、218、318、418、518被引导至端口或开口30、79、89(或经由通道44、46)。此外，当探针远端侧28、72、82、122、222、322、422、522与骨骼表面BS接触时，并且当液体通过内腔或通道18、76、86、118、218、318、418、518被引导至端口或开口30、79、89(44、46)时，可以周期性地中断驱动器24的致动，以便减小施加的力。

周期性地中断驱动器14的致动可以包括使驱动器暂时反转。这里使用术语“中断”是指当驱动器14的操作反向时，用于至少减小将探针12、112、212、312、412、512及其头部20、70、80、120、220、320、420、520推入骨骼HBT的压力或力F，且可能完全将其消除。当驱动器24的致动被中断时，可以继续操作换能器14以振动头部20、70、80、120、220、320、420、520和远端头部侧28、72、82、122、222、322、422、522。

应当注意的是，这里公开的探针12、112、212、312、412、512的扩大头部20、70、80、120、220、320、420、520意味着钻孔比探针轴12、74、84、116、216、316、416、516更宽，所述钻孔在钻深孔期间将探针轴与组织隔开，从而减少因探针轴12、74、84、116、216、316、416、516接触钻孔壁而导致的对组织的无意损坏。例如，在脊柱重建或加固(如椎间盘融合术)中，可能需要深孔。

可以在探针轴12、74、84、11、16、216、316、416、516周围设置护套(未显示)。护套可以是被动收缩的或弹簧加载的。

如附图所示，本文在不同实施例中公开的各种特征可以组合以形成替代实施例。例如，图3A和图3B的实施例可以被修改以结合图2A或图2B的导管结构。

本文公开的探针头部构造的远端侧通常是轴向对称的。然而，不对称的情况也可以包括在本发明的范围内。

还要注意的是，探针的远端侧可以具有一些形状上的变化。例如，远端侧可以是不同的渐缩形状的组合或混合，例如凸形、凹形和圆锥形的组合。更具体地，头部的远端侧的最远端部分可以是圆锥形的，而更近端部分可以是凸形或凹形的。

本发明可以与除外科手术钻以外的切骨探针(例如在美国专利号6,379,371、6,443,969和9,387,005中公开的刀片)一起使用。

图10描绘了可与图1的系统一起使用并且集成到其中的外科手术系统，用于在施加向前的力F的情况下在探针12向远端定向运动期间进行操作，以防止正在被钻孔或切割的骨的远端或远端侧上的软组织损伤。因此，图1的系统用于在非常重要的结构(如脊柱)附近的骨组织的横切或钻孔。图10的系统的主要组件或子系统包括超声波形发生器710(形成为图1中的控制器26的一部分)、数字处理器712(也是控制器26的一部分)、超声仪器组件714，所述超声仪器组件714包括机电换能器716(通常与换能器14相同)和超声刀718(例如探针12的头部20)以及机器人系统720。超声仪器组件714附接至系统720的机械臂722上。(驱动器24和40可以是系统720的组成部分。)刀片718是探针或工具724的整体或整体部分，包括柄和螺钉连接器(均未单独显示)，所述螺钉连接器将探针或工具联接至机电换能器716(或14)。

为了确保外科手术系统的安全操作，刀片718(或包括头部20的探针12)的穿透速度在突破点，即刀片718(20)刚好穿透正被切割的骨骼的远端侧时，不应有突然的激增。图10中的外科手术系统当被结合到图1的系统中时，用于使得在切割操作期间，即在向前或向远端施加力F的阶段(图1)，机械臂722以恒定的向前进给速度移动超声波刀片718(或带有头部20的探针12)穿过骨骼。数字处理器712连接至多个平移伺服机构726a、726b、726c(相当于图1中的驱动器24)和多个旋转伺服机构728a、728b、728c(相当于图1中的驱动器40)，它们实现仪器控制所需的自由度。数字处理器712减少刀片718(12，20)在预选手术部位穿过骨组织的向前运动，并且优选地根据由拾取器或负载传感器730监测的在单位时间的负载或施加的功率减少时自动停止向前运动。替代地或附加地，由波形发生器710施加到换能器716(图1中的14)的功率可以被削减或中断。

负载传感器730可以是波形产生子系统732的一部分，实际上被包括为波形产生器710的一部分。数字处理器712的波形生成控制部分以及波形生成子系统732可以采用美国专利号8,659,208和9,070,856中描述的形式，其公开内容通过引用结合于此。

响应于数字处理器或控制单元712对伺服机构726a、726b、726c和728a、728b、728c的选择性激活，机械臂722维持刀片718(在图1中正向或远端施加力F的过程中，带有头部20的探针12)的恒定进给速度。通过负载传感器730检测的负载变化拾取在超声波功率应用组件(数字处理器712、波形发生器710、换能器716)的反馈回路中实现，更准确地说，驱动电压的变化是负载的函数。参见美国专利号8,659,208和9,070,856。为了维持恒定的运动振幅，超声波控制器保持恒定的运动电流和相位角，同时根据负载的上升和下降交替增加和减少超声波电压。在突破点处，与负载减少相关的压降将用作伺服控制器(数字处理器712)的输入，以停止或中断伺服机构726a、726b、726c和728a、728b、728c的运行。另外，超声波形发生器710的功率输出可以被至少基本减小或中断。

骨切割刀片718在远端形成有切割边缘734，并且可以采用美国专利号6,379,371和6,443,969中所示的形式。刀片718用于传输超声振动能量，更具体地，刀片718的尺寸设置成具有探针724和换能器716，以携带具有期望的频率(例如22.5KHz)的超声驻波。如上所述，控制单元或处理器712可操作地连接到机械臂722，并且部分地用于控制机械臂722的运动，使得机械臂在切割操作期间以恒定或均匀的速率(速度)移动骨切割刀片718穿过骨组织。电或超声波形发生器710可操作地连接至超声机电换能器716，用于激励超声机电换能器716使其以预选(设计)超声波频率振动骨切割刀片718。处理器712可操作地连接至电波形发生器，并用于利用所述电波形发生器监测超声机电换能器16上的负载。处理器712还用于为在感测到负载或施加功率(通过来自负载传感器730的输入)减少时采取控制动作用于：促使机械臂22停止骨切割刀片718的运动和/或至少显著减小超声机电换能器716的波形能量输出。

利用所示外科系统的相关外科手术方法通常包括将超声骨切割刀片718和超声机电换能器716安装到机械臂722上，并通过伺服机构726a、726b、726c和728a、728b，728c致动机械臂在外科切割操作器件以恒定或均匀的速率移动切割刀片穿过骨组织。在外科手术切割操作期间，操作电波形发生器710以使机电换能器716通电，从而以超声波频率(例如22.5kHz)振动刀片718。波形发生器710的操作包括调节其功率输出以维持超声骨切割刀的恒定振幅，如美国专利号8,659,208和9,070,856所公开的那样。该方法包括自动监测波形发生器710的负载或功率输出，并在感测到负载或施加功率减小时，操作伺服机构726a、726b、726c和728a、728b，728c以致动机械臂722停止刀片718的运动，并且可选地至少显著减小波形发生器710的波形能量输出。

电或超声波形发生器710的操作包括调节其功率输出以维持超声波刀片718的恒定振动幅度。优选地，这是通过在保持运动电流和相位角恒定的同时调节超声波形发生器710的功率输出的电压来实现的。参见美国专利号8,659,208和9,070,856。