利用電磁波的骨骼方法和安排的製作方法
2023-11-04 00:06:02 1
利用電磁波的骨骼方法和安排的製作方法
【專利摘要】本發明的目的是一種用於骨骼驅動、骨骼檢測以及骨骼治療中的至少一項的利用電磁波的骨骼方法。在該方法中進行第一方法步驟和第二方法步驟中的至少一個，其中在該第一方法步驟中，藉助於電磁波在至少一個產生位置處產生至少一個機械波穿過軟組織(105)進入到骨骼(107)中。在該第二方法步驟中，藉助於電磁波檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動，在至少一個記錄位置處記錄這些骨骼振動以形成機械波信息，並且所述至少一個記錄位置離所述至少一個產生位置的距離是已知的，並且此外，在該第二方法步驟中基於至少一個記錄信號來確定骨骼特性。
【專利說明】利用電磁波的骨骼方法和安排
發明領域
[0001]本發明涉及骨骼定量超聲(QUS)，包括對骨中的超聲信號進行的光-聲(PA)激發和/或檢測。
現有技術
[0002]實質上，提議該激發和/或檢測藉助於例如由一個雷射源或脈衝雷射源產生的一束電磁波或脈衝波形來完成，該束電磁波或脈衝波形經由電磁波導(例如，光學纖維、準直儀、透鏡、掩模和/或鏡安排)介導並且定向到人組織上。電磁波輸入到人組織中之後是產生熱和機械振動進入到組織中的電磁-機械轉換(例如，光-聲轉換)。相對應地，在輸出電磁波時，檢測組織的機械振動(例如，藉助於光學幹涉測量法、光學相干斷層成像術或雷射都卜勒振動測量法)。因此目的是在一根骨、多根骨或骨骼中產生和/或檢測機械波(例如，超聲波)。潛在應用涉及一根骨、多根骨或骨骼的評估和治療。骨評估可以包括骨疾病(如骨質疏鬆)的篩查或診斷以及骨折癒合的監測。治療可以包括，例如通過機械振動促進骨折癒合。
[0003]具體地說，本發明密切涉及關於骨的無創傷評估的早期專利US7601120B2(佩特羅.莫伊拉寧(Petro Moilanen)等人)，該專利提議在人長骨(如橈骨和脛骨)中同時對兩種或更多種模式的蘭姆波進行體內QUS測量。這種測量是基於所謂的軸向傳輸技術，該技術是指沿著骨的長軸在一個給定源接收器距離(或許多距離)處進行的激發和檢測。具體地說，所述超聲模式中的一種可以與第一到達信號(FAS)相關聯，而另一種可以與基本彎曲(即非對稱)蘭姆模式(AO)相關聯。
[0004]FAS的聲速可以根據基本對稱蘭姆模式(SO)和橫向壓縮波的聲速來解讀(尼克爾森(Nicholson)等人2002 ;博西(Bossy)等人2002)。橫向壓縮波是沿著骨的外(骨膜)邊界以與體壓縮波(bulk compression wave)近乎一致的速度傳播的一種壓縮波。具體來說，FAS表現為一種瞬時模式，它的表觀傳播速度可以根據飛行時間連同已知的源-接收器距離來評估。為了修正由於穿過軟塗層組織所引起的飛行時間上的延遲，需要許多源-接收器距離和在源和接收器的對稱安排的兩個相反方向處傳播的測量值。這種修正通過傳統的超聲裝置，即壓電陶瓷接觸超聲換能器陣列是可能實現的，該換能器已在體內研究上示出以提供對骨礦物質密度和皮質厚度的良好評估，尤其是當激發的中心頻率被調諧成足夠低(優選為100-400kHz)時(基勒帕(Kilappa)等人2011)。此外，此方法已提供對骨折的極佳預測，與DXA相當或比DXA更好(莫伊拉寧等人，同上(subm))。至今，以上信息都不被認為是新穎的。
[0005]還可以在骨中單獨激發並檢測許多蘭姆模式。最特別感興趣的一種是AO蘭姆模式，它的速度與皮質骨的厚度強烈相關，並且因此基本上使得能夠估算與所測量的超聲速度成反比的皮質壁厚度 (莫伊拉寧等人UMB2007)。然而，基於壓電陶瓷接觸超聲換能器來激發並檢測此AO模式穿過軟組織塗層的傳統超聲技術的確已顯示出挑戰性(莫伊拉寧等人2008)。這由於以下事實而得到解釋:軟塗層組織為幹涉提供了傳播路徑，這些幹涉通常是相當強的，而同時已知AO模式遠離骨、在周圍軟組織內具有弱的位移振幅。此外，由於幹涉模式的傳播速度與AO模式的傳播速度近似，所以從記錄在軟塗層頂上的響應信號提取AO的確具有挑戰性。因此，需要特別注意調諧激發和檢測以便潛在地實現對AO模式的體內測量。除了 AO蘭姆模式之外，許多其他蘭姆模式也證明是診斷上有用的。
[0006]骨強度(或易碎性)通過許多特性，如彈性剛度、骨礦物質密度、多孔性以及皮質厚度來確定。具體地說，已顯示皮質骨的微觀多孔性是形容個體之間在彈性剛度或骨礦物質密度方面的變化的主要決定因素(格蘭克(Granke)等人2011)。另一方面，已知除皮質厚度之外，多孔性是形容皮質骨的易碎性的一個重要因素(耶尼(Yeni)等人1997 ;澤巴澤(Zebaze)等人2010)。因此骨易碎性是通過多種因素來確定，這些因素可以通過超聲來最完全地評估。然而，為此清楚地需要多模式的超聲以便提供對骨易碎性的完整表徵。而且這些現有技術實例指示清楚地需要多模式的軸向傳輸結合對例如FAS (第一到達信號)和AO模式的測量，以便提供對骨易碎性的更完整的表徵。
[0007]發明簡要說明
[0008]本發明的目的是實現一種改進的骨質疏鬆評估技術，該技術針對骨質疏鬆分析的需求給出基本準確的測量結果。這通過一種有待至少用於骨骼驅動、骨骼檢測以及骨骼治療中的一項的利用電磁波的骨骼方法得以實現。在該方法中進行第一方法步驟和第二方法步驟中的至少一個，其中在該第一方法步驟中，藉助於電磁波在至少一個產生位置處產生至少一個機械波穿過軟組織進入到骨骼中；並且在該第二方法步驟中，藉助於電磁波檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動，在至少一個記錄位置處記錄所檢測到的至少一個機械波以形成機械波信息，並且所述至少一個記錄位置離所述至少一個產生位置的距離是已知的，並且此外，在該第二方法步驟中基於至少一個記錄信號來確定骨骼特性。[0009]本發明的焦點還是一種利用有待至少用於骨骼驅動、骨骼檢測以及骨骼治療中的一項的電磁波的骨骼安排。該安排包括:至少一個第一裝置和第二裝置，並且其中該第一裝置是用於藉助於電磁波在至少一個產生位置處產生至少一個機械波穿過軟組織進入到骨骼中，並且該第二裝置是用於藉助於電磁波檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動；用於在至少一個記錄位置處記錄所檢測到的至少一個機械波以形成機械波信息的裝置，並且所述至少一個記錄位置離所述至少一個產生位置的距離是已知的；以及用於基於至少一個記錄信號來確定骨骼特性的裝置。
[0010]本發明是基於利用第一方法步驟和第二方法步驟中的至少一個，其中在該第一方法步驟中，產生至少一個機械波穿過軟組織進入到骨骼中；並且在該第二方法步驟中，檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動，記錄所檢測到的至少一個機械波以形成機械波信息，並且在該第二方法步驟中基於至少一個記錄信號來確定骨骼特性。
[0011]本發明的益處在於骨特性的測量結果的質量得以提高以用於例如骨質疏鬆分析。還可以使用具有實質上小尺寸的測量傳感器，這使得能夠使用低頻率的例如具有小且可控制形式的機械幹涉的超聲來改進彈性波模式的受控激發，並且使得能夠小型化例如多元件傳感器，並且給出使用傳感器方面的人類工程學益處和生產傳感器方面的經濟益處二者。本發明還使得電磁激發能夠出於治療目的而用於在骨中產生機械振動。
[0012]附圖簡要說明
[0013]圖1呈現了根據本發明的電磁波激發和檢測。[0014]圖2呈現了根據本發明的一個延遲激發和檢測實施例。
[0015]圖3A至圖3D呈現了用於執行電磁波傳感器的定位運動的裝置。
[0016]發明詳細說明
[0017]在圖1中呈現了根據本發明的電磁波激發和檢測。參考號100指示第一裝置100，該第一裝置用於藉助於電磁波在至少一個產生位置處產生至少一個機械波穿過軟組織105進入到骨骼107中。圖1中的參考符號120指示由第一裝置100執行的電磁輸入功能。圖1中的參考符號122指示電磁輸出功能。在圖2中呈現了作為一個實例的根據本發明的一個相位延遲激發和檢測實施例。該安排包括用於檢測電磁輸出的第二裝置103。在所述檢測中，藉助於電磁波檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動。在一個優選相位延遲實施例中，光束通過光學纖維被引導，此後，該光束被吸收到骨骼中並且產生例如一個超聲波。通過在例如雷射二極體的觸發信號之間採用一個時間延遲Utl)來獲得時間延遲激發。
[0018]參考圖2，該安排包括以下裝置104，該裝置用於在至少一個記錄位置處記錄所檢測到的至少一個機械波以形成機械波信息。所述至少一個記錄位置離所述至少一個產生位置的距離是已知的。該安排包括用於基於至少一個記錄信號來確定骨骼特性的裝置108。在需要時，所述裝置104、108被安排在例如利用計算程序的一個計算機處理器中。計算機處理器104、108示意性地呈現在圖2中。在計算機處理器104、108與第一裝置100和第二裝置103之間使用有線或無線數據傳輸以在它們之間進行數據傳輸。除圖2的延遲激發和檢測實施例之外，所述裝置103、104、108還可以用於本發明的其他實施例。
[0019]在一種根據本發明的方法中進行第一方法步驟和第二方法步驟中的至少一個，其中在該第一方法步驟中，藉助於電磁波在至少一個產生位置處產生至少一個機械波穿過軟組織105進入到骨骼107中。在該第二方法步驟中，藉助於電磁波檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動，在至少一個記錄位置處記錄所檢測到的至少一個機械波以形成機械波信息，並且所述至少一個記錄位置離所述至少一個產生位置的距離是已知的，並且此外，在該第二方法步驟中基於至少一個記錄信號來確定骨骼特性。當進行第一方法步驟或第二方法步驟中的無論哪一個時，例如機械和/或壓電機械效應裝置可以與該第一方法步驟或第二方法步驟以及在所述第一方法步驟或第二方法步驟中所利用的第一裝置100或第二裝置103、104、108—起利用。根據本發明的一個治療實施例可以通過使用根據該第一方法步驟的第一裝置100來實現。
[0020]根據本發明的一種優選安排包括用於在藉助於電磁波產生至少一個機械波時進行多模式的軸向傳輸的裝置100。該安排還可以包括以下裝置100，該裝置用於調諧機械波的中心頻率和型式中的至少一項，以便促進至少一種蘭姆模式進入到骨中的體內激發。裝置100優選包括多個電磁源(即電磁波傳感器100)以及至少一個處理器，該處理器在圖2的優選實施例中可被安排成用於通過進行電磁源100陣列的相位延遲激發來調諧機械波的中心頻率和型式中的至少一項，以便促進至少一種蘭姆模式進入到骨中的體內激發。裝置100可被進一步安排成用於通過基於所檢測信號的振幅的最大化和所檢測信號的帶寬的最小化中的至少一項、利用一個反饋來優化相位延遲的振幅，並且裝置108被安排成用於確定在相位延遲的振幅連同電磁源100陣列中的多個源之間的平均距離的基礎上激發的蘭姆模式的相速。
[0021]用於藉助於電磁波檢測骨骼振動的第二裝置103 (圖2)包括一個光學幹涉儀103、光學相干斷層成像裝置103以及雷射都卜勒測振儀103中的至少一個，並且相對應地，骨骼振動的檢測是基於光學幹涉測量法、光學相干斷層成像術以及雷射都卜勒振動測量法中的至少一種。光學幹涉儀103、光學相干斷層成像裝置103以及雷射都卜勒測振儀103還可以被稱為電磁波傳感器103。由第二裝置103對骨中的骨骼振動進行的優選檢測是基於對第一到達信號(FAS)和多種蘭姆超聲模式中的至少一項的檢測。一種優選安排包括以下裝置108，該裝置用於識別機械波信息中的至少一種蘭姆模式，並且用於基於所識別的至少一種蘭姆模式來確定該至少一個機械波的速度，從而評價骨骼的至少一個特性。而且本發明的一種優選安排可以包括用於基於所形成的機械波信息來描繪骨骼的骨物質特性的裝置108。
[0022]在圖3A至圖3D中呈現了以下裝置106，該裝置用於通過執行以下運動中的至少一項來執行電磁波傳感器100、103的定位運動:調諧這些電磁波傳感器的垂直定位運動、這些電磁波傳感器的自適應軸向定位運動、這些電磁波傳感器的切向定位運動、這些電磁波傳感器的方位角定位運動以及這些電磁波傳感器的軸向掃描運動。稍後在本說明中詳細解釋圖3A至圖3D。
[0023]在以下說明中詳細描述本發明的優選模式之一。光-聲(稍後在本說明中=PA)裝置，即電磁波傳感器實質上使得能夠靈活地調諧激發和檢測，這可通過許多方式促進對人骨中的蘭姆波進行的體內激發和檢測。想法是產生強且易於在接收器處辨別的一種模式。這種模式還應當是對骨的至少一種臨床相關特性(例如，皮質骨厚度、彈性剛度或骨礦物質密度)敏感的。
[0024]通過PA調諧激發和/或檢測可以由以下方面組成:A.調諧光波長(電磁束的波長)以便在骨中提供通過最小化覆蓋軟組織中的吸收來調節的的最大光吸收。由此產生超聲源(即機械波源)進入到骨中，或儘可能地接近骨。B.調諧被照射表面面積以便在皮膚上提供最大可允許的光強 度。C.調諧被照射表面的形狀以便在接收器處產生最強的可能目標模式。最佳形狀可以是例如球形、線條或峰狀(crest)。D.調諧機械(例如超聲)激發中心頻率，以便提供(a)最佳可激發性和(2)對骨的至少一種臨床有用特性的足夠的(或最佳的)敏感性。E.調諧相位延遲激發情況下的相位延遲的振幅，以便促進一種特定模式的選擇性激發。
[0025]雖然接觸超聲換能器陣列已經使得能夠準確評估第一到達信號(FAS)速度，但與激發相關的以下幾點可增強FAS測量。考慮到一個接觸超聲源陣列和兩個接觸超聲接收器，源陣列的每一端處一個接收器。
[0026]1.由於更小的元件直徑，用PA裝置(光學纖維或雷射二極體)替換接觸US源使得能夠增加源的數量。由此可增大超聲速度評估的準確性。
[0027]2.光-聲源或光-聲源陣列的位置可被容易地掃描到，以便進一步增大速度測定的準確性。
[0028]3.PA裝置可以相繼地從通過掃描聲激發中心頻率進行的快速迭代測量實現快速調諧該中心頻率，以便實現對FAS速度的分散的評估。期望這種分散評估提供一種用於基於FAS的皮質厚度估算的方式，作為AO蘭姆模式的替代方案。
[0029]AO模式的激發和檢測會極大地受到源100和接收器103的適當調諧的影響。因此可考慮以下調諧激發的方法。[0030]1.幹涉模式進入到軟組織塗層中的激發應被最小化，而蘭姆AO模式在骨中的激發應被最大化。
[0031]最小化被激發到軟組織塗層中的能量和最大化在骨中被激發成AO模式的能量的方法。
[0032]2.適當選擇光波長以最小化軟組織中的光吸收。光吸收越低，PA源越弱。當軟組織中的PA源是弱的時，在軟組織中被激發成幹涉模式的能量也是弱的。
[0033]3.適當選擇光波長以最小化光散射，以便實現朝向骨的尖銳光束。
[0034]4.適當選擇光波長以最大化骨中的光吸收，以便在骨中產生強的PA源。
[0035]5.適當調諧聲激發頻率，以便促進AO激發穿過軟組織塗層。在非常低的超聲頻率下優選在20-120kHz下AO被最有效地激發，然而這類頻率的壓電元件為此目的而具有不適當大的直徑。PA裝置實現了這類頻率的點源。
[0036]6.適當調整由雷射輻照的區域的形狀和大小(優選一條窄線)，以便在人組織的安全限值內最大化PA能量的量，但是最小化表面面積，以便促進AO蘭姆模式的激發。激發功率是光束強度和所輻照的表面面積的函數。
[0037]7.一個源陣列的相位延遲激發可以用於進一步促進AO的激發。
[0038]8.阻斷幹擾穿過軟組織塗層的直接傳播路徑已通過初始建模和體外實驗顯示減小軟塗層中的直接幹涉模式的強度，以便大大促進在軟塗層頂上的檢測器處的AO模式的檢測。為此，檢測器也可以是傳統的接觸超聲換能器。
[0039]促進AO模式的檢測的方法
[0040]1.調諧檢測器對低超聲頻率(〈120kHz)的最佳敏感性。這最佳地由PA裝置如雷射幹涉儀完成。
[0041]2.實施一種點或窄線條式檢測器，這也通過PA裝置來實現。
[0042]3.使用軟組織塗層光學清除技術以使得檢測器光束穿透接近骨表面。(已顯示此技術是有挑戰性的並且是潛在地不可能實施的)。
[0043]PA (光-聲)測量要求夾緊前臂或小腿，並且相對於有待測量的骨將一個或多個源和一個或多個接收器引導到一個適當位置中。設計這樣一種適合於臨床測量的設備是一項任務。
[0044]1.重要的特徵是方便的位置調整和基於在精細位置調整過程中被測量的超聲信號的適當反饋。主要要求是合理的快速且可再現的定位。
[0045]可替代地，PA源可以與多個接觸US接收器一起封裝在一個手持探頭內部。這樣一種設計可以通過潛在地與小型平移平臺結合的一個雷射二極體或一個雷射二極體陣列來實施，以便提供用於掃描源位置的裝置。這樣一種設置可提供用於混合裝置的一個潛在實施例。
[0046]2.根據源自本US裝置的經驗，一個手持探頭連同來自所測量信號的即時響應使得能夠進行直觀定位。
[0047]可替代地，PA源可以與一個或兩個PA接收器一起封裝在一個手持探頭內部，其中該源通過一個雷射二極體或一個雷射二極體陣列來實施，並且該接收器通過例如一對幹涉測量檢測器來實施 。這樣一種設計可提供適合於臨床使用的用於全PA裝置的一個潛在實施例。[0048]本發明的新穎且發明性特徵可以被視為至少歸因於以下幾個事實:
[0049]1.已知的光-聲(PA)方法以一種不明顯的方式與已知的骨骼定量超聲(QUS)方法結合。要求同時完成若干參數(如光波長、光束強度以及皮膚上的所照射區域的尺寸，調諧PA源以獲得最佳聲波長，以及潛在地阻礙幹涉模式的傳播)的謹慎選擇。
[0050]2.PA裝置使得能夠靈活地調諧激發(和檢測)。
[0051]A.點或點樣(包括細線)源同樣是在非常低的超聲中心頻率(f = 20-120kHz)下實現的，這是當調諧成這類頻率時其物理直徑太大的壓電陶瓷元件所不可能實現的。另外，PA裝置還使得能夠實施點樣檢測器。已知點樣源和接收器最佳用於促進具體地AO蘭姆模式的激發和檢測(也對其他模式有用)，包括AO模式的可激發性典型地隨著頻率的降低而增大。
[0052]B.通過某些PA源(雷射二極體)即時調諧超聲激發的中心頻率，以便實現瞬態超聲模式(如FAS)的分散評估。對中心頻率的這種調諧是壓電元件所不可能實現的(因為短瞬態)。FAS的分散對皮質厚度敏感，而固定頻率下的FAS測量主要對彈性剛度和骨礦物質密度敏感。
[0053]C.相位延遲激發進一步促進超聲模式的激發。PA的優點來源於點樣傳感器元件的可能性，這些點樣傳感器元件使得能夠在一個短的臨床陣列探頭內部包括若干傳感器元件。
[0054]3.可能對所 提議方法的臨床應用取得成功至關重要的裝置設計。
[0055]根據一個優選實施例的安排發展將確切地旨在實現厚度敏感的SGW模式(=與蘭姆AO—致)的臨床相關體內測量。為此，本項目的特定目的是:
[0056]-引入PA技術以用於骨中的寬帶(低頻率)且靈活的信號產生。
[0057]-使用PA來選擇性激發AO模式作為減小由上覆軟組織引起的模式失真的手段。
[0058]-使用PA來遠程地對來自上覆軟組織上方的骨表面振動進行成像。
[0059]-優化用於準確且快速地掃描所測量的長達足以用於臨床使用的距離的技術。
[0060]-通過建模優化用於對骨進行體內測量的測量設置。
[0061]-優化用於實現臨床體內測量的信號處理。
[0062]-設計並構建一種便攜儀器。
[0063]這些目的將實現對骨質疏鬆的臨床相關多模式(FAS+SGW)體內表徵，與迄今已成為可能的表徵相比，該表徵將是相對便宜的並且將提供更完整的骨評估。
[0064]將研究實施PAQUS (光-聲骨骼定量超聲)裝置的不同選擇。
[0065]1.用非接觸(光-聲；PA)裝置替換超聲軸向傳輸掃描儀(圖1)的源和接收器。
[0066]A.相1:混合裝置-與接觸超聲檢測結合的PA源。
[0067]B.相2:全PA實施-通過PA裝置進行激發和檢測。
[0068]通過使用一個(PA)相位延遲陣列探頭來增強激發。如由PA裝置所實施的，根據鏡面反射(脈衝-回波測量)直接評估皮質厚度。
[0069]彈性被導波(蘭姆波)的兩個臨床有用的特性是厚度敏感性和對材料特性的敏感性。後者取決於每種特性模式的穿透深度和特徵振動概況。
[0070]慢被導波(SGW或Wave2)與AO蘭姆模式的特性一致。快第一到達信號(FAS或Wavel)是在所測量的信號下可觀測到的一種表觀模式，並且它的速度可被解讀。FAS和SGW的最佳厚度敏感性的範圍可根據適當模型來解讀。
[0071]軟上覆組織的影響對於SGW(與AO相關聯)的激發和檢測是特別有挑戰性的，這具體是因為聲能快速洩漏到周圍組織中(這導致隨著距離快速衰減)和特徵位移概況，根據該特徵位移概況此模式在骨中具有可檢測的位移振幅，但是該振幅在遠離骨的軟塗層中快速下降，並且因此是在塗層頂上難以檢測到(維克多(ViktOTOV) 1967 ;雅普拉(Yapura)和金拉(Kinra)，1995)。此外，塗層中的其他更強的模式所造成的幹涉阻礙對弱AO模式的識別(莫伊拉寧等人，2008)。
[0072]長波長(低頻率)的選擇可在某種程度上降低這種軟組織影響。對於特別長的波長，即使在(薄)軟塗層頂上，AO模式也可以具有可測量的位移。為此，低至例如50kHz的頻率可被視為是最佳的。光-聲實現這類低頻率的激發和檢測，而以壓電元件來實現這類低頻率的激發和檢測將是有挑戰性的，這是因為這類換能器的大的物理尺寸。事實上已知對於激發AO模式來說垂直於彈性波導的尖銳(即介導到一個小的表面區域上)且強的脈衝是最佳的。
[0073]—個光信號的能量經由光-聲變換被介導成一個聲信號(即超聲)的能量。雖然此過程因光吸收而發生，但光-聲變換的效率主要由吸收係數(每種材料的特徵)和光波長確定。另外，光束的穿透深度發揮了作用。
[0074]對於皮質骨，這些光學參數取決于波長。皮質骨在長於1400nm的激發波長下具有最高光吸收，其中進入到皮質骨中的有效穿透深度是約1mm。因此，在這些波長下的雷射激發對在骨中產生最強的可能光-聲波是最佳的。
[0075]需要另外進行考慮來介導信號通過軟組織塗層。總體來說，軟組織影響光吸收和散射，並且因此有效地限制到達骨的光能的量。例如，根據相關吸收譜，在600-1100nm下的吸收是最小的(並且因此是最佳的)(針對皮膚的結果)。因此，在對於骨和軟組織的最佳值之間不存在直接的匹配，並且有效的光-聲激發往往在軟塗層與骨中的吸收之間進行折中的結果。因此，需要謹慎選擇最佳激發波長。
[0076]在以上三個示例性情況下，在532nm下的激發將產生最強但最小的PA源，該PA源僅位於軟組織的表面下。由此模仿軟組織表面處的傳統接觸超聲換能器的特徵，具有獨立於激發頻率的可調諧表面積的優點，這是壓電元件所不可能實現的。對於一個壓電元件，其尺寸往往是中心頻率的函數。具體地說，在低超聲頻率下，傳統壓電元件的物理大小限制其對於本應用的適合性。532nm的波長對於FAS的激發是最佳的，尤其是當此波模式的測量已經被設計並且最佳化用於先前的接觸換能器時(基勒帕等人2011)。其次，此波長由於其小的表面大小還可能使得能夠激發SGW (與AO相關聯)穿過薄軟塗層。
[0077]在1064nm波長下的激發將在軟組織和骨中產生最弱且最大的PA源。穿透到骨中可以使得能夠激發SGW(與AO相關聯)，而對於此目的，源的大的大小不是最佳的。
[0078]在1680nm波長下的激發將在軟組織和骨中產生一個強且尖銳的PA源，這對於與AO相關聯的SGW的激發是最佳的。在另一方面，軟組織中的強吸收(強於骨中的吸收)可能在軟組織與骨中的PA源之間產生不利的幹涉。
[0079]在1250nm下的激發可被視為用於產生與AO相關聯的強SGW的最佳波長。在此波長下在骨中存在吸收峰，並且軟組織中的吸收已經降低至與骨中相當的水平。一個初步實驗結果支持這種假設:在低超聲頻率範圍下，在1250nm波長下激發的振幅譜強於在1680nm下激發的振幅譜。
[0080]要麼光束可被聚焦到皮膚表面上，要麼可通過掩蔽一個未聚焦光束來調整光學暴露的區域。光束的直接聚焦產生一個尖銳且強的點(或線)源，這對於特別是SGW(與AO相關聯)的激發是最佳的。然而這種聚焦光束的強度難以準確且局部地控制，強度可能容易超出安全限值。掩蔽未聚焦的光束因此聚焦於一種更受控制且安全的選擇，即使與聚焦相比，掩蔽不能產生這種最佳點源。通過掩蔽產生的源是沿著傳播方向具有短尺寸(寬度)的線源。l_5mm的值被視為是線源的寬度，而5-15mm的值被視為是長度。更大光束區域的優點是安全地將更大量的能量介導到組織中，從而產生更強的響應。
[0081]在混合版本的光-聲軸向傳輸掃描儀中，源通過非接觸裝置來實施而接收器是傳統接觸超聲換能器。使用一對接收器以便能夠進行雙向測量以用於軟組織影響的準確修正。
[0082]當通過使用例如PAQUS混合設置在骨中進行體內激發和檢測超聲信號時，可在記錄信號中清楚地識別FAS模式。
[0083]單獨的蘭姆模式(例如，AO或SO模式)的激發可通過相位延遲激發來促進。因此已採用潛在非接觸的IDT(叉指式換能器)樣激發來允許有效產生一種蘭姆模式(例如，該SO或SO模式)。想法是產生強且易於在接收器處辨別的一種模式。這種模式還應當是對骨的至少一種臨床相關特性(例如，皮質骨厚度、彈性剛度或骨礦物質密度)敏感的。這麼做，我們在位於傳輸與接收區域之間的最短視線上的皮膚上照射出四個斑點(例如，球形、線條或峰狀)。選擇這些斑點的大小以便在皮膚上提供最大可允許的光強度。選擇它們的形狀以便在接收器處產生最強的可能目標模式。選擇斑點間距離以匹配目標波模式(例如，沿著橈骨在50kHz下的A0)的飛行時間要求(空間相位匹配)。目標模式的中心頻率被選擇成使得它通過使用反饋來最小化絕對帶寬來最大化接收信號的振幅。照射雷射的光譜被選擇成使得它在骨中提供通過最小化在覆蓋軟組織中的吸收來調節的最佳光吸收。選擇每個照射脈衝的時間性概況和到每個照射斑點上的脈衝型式，以便產生一種聲波型式，該聲波型式產生一種強模式進入到骨中。雷射斑點的照射(時間地和空間地)應滿足如在IDT換能器中的相位匹配要求(這取決於骨中的聲速和斑點之間的距離)。
[0084]PA波將通過超聲耦合液體耦合到人肢體中，從而在不同組織邊界處反射。回波傳播回到PA傳感器中並且由壓電檢測器接收。由於皮質骨比其他軟組織具有高得多的聲阻抗，所以在骨-軟組織邊界處的回波比從軟組織-軟組織邊界反射的回波強得多，這些回波是易於區分的。測量來自骨-軟組織邊界的兩個回波的時間差異，如果骨中的聲速是已知的，那麼可以估算出骨厚度。
[0085]最後更加詳細地解釋圖3A至圖3D。將超聲探頭適當定位到骨中對於成功進行超聲測量是至關重要的。具體地說，相對於骨的長軸的橫向和周向方向是重要的。在具有一個手持陣列探頭的情況下，通過使用所測量的響應信號的特性作為反饋來手動移動探頭可直觀地發現適當定位。典型地在30度的範圍內發現適當的解剖位置。
[0086]在PAQUS設 置中，當使用一個外部雷射單元(或多個單元)210，即電磁輻射源210通過一個光學纖維216時，移動一個或多個雷射束的自由度優選被最小化。尤其是，安排雷射束的旋轉是有挑戰性的。因此，優選的是，通過將人肢體移動到適當位置中、而一個或多個超聲源和一個或多個檢測器103保持不變來安排適當定位所要求的自由度。[0087]為了安排人肢體的旋轉，一個可能的實施例包括兩個圓圈212、214，其中外圓圈212是固定的而內圓圈214有旋轉的自由。超聲換能器(PA和常規換能器)被固定到外圓圈中(或相對於外圓圈被固定)。在混合設置中，換能器包括例如由一個外部脈衝雷射單元介導的一個PA源和兩個常規接觸US接收器。力傳感器與US接收器一起被包括以便監測接觸壓力。在裝置被安排用於掃描PA源的軸向位置時，接收器保持不變。
[0088]目的是將骨(例如，橈骨)的截面的質量中心定位到圓圈的中心點中，並且接著將骨旋轉到適當角度中。手臂由已經經由線性單元被安裝到內圓圈214中的特定夾具218來固定。參考符號200是指用於基座結構的支撐部分200，並且參考符號226是指使內圓圈214相對於外圓圈移動的一個曲柄226。參考符號204是指一個電磁波準直儀204。
[0089]在下文中，人前臂用作人肢體的一個實例，並且橈骨用作有待測量的骨的一個實例。
[0090]移動超聲傳感器的裝置224
[0091]1.可提供裝置以在夾緊前臂時將超聲傳感器103移開，並且使這些傳感器返回至
測量位置。
[0092]2.可提供裝置以精細調諧超聲傳感器103的垂直位置(X)。
[0093]自適應軸向定位(Z-方向)
[0094]1.將前臂固定到肘夾具和腕夾具中。 [0095]2.提供裝置以測量這兩個夾具的位置。
[0096]3.這兩個夾具的距離表示骨長度並且由所測量的位置來確定。
[0097]4.根據骨長度來確定軸向測量位置。
[0098]5.提供裝置124以(通過一個發動機)將前臂移動到正確軸向位置中或(通過指示「向前」、「向後」和「不動」的符號)引導前臂到正確軸向位置中的運動。
[0099]6.固定這兩個夾具的軸向位置。
[0100]切向(X和y)定位和方位角定位
[0101]7.旋轉內圓圈以調整方位角。
[0102]8.這兩個夾具的切向定位將由四個獨立的線性單元來調整。
[0103]9.通過多次位置測量並且使用所測量的信號作為反饋相繼地調諧定位。定位可以是手動的或自動的。
[0104]軸向掃描
[0105]10.提供裝置224以相繼地在兩個接收器之間在一個有限範圍(例如，30mm)內移動該源，所述範圍關於兩個傳感器103是對稱的。
[0106]11.在源的每個位置，在傳感器103處記錄響應信號。
[0107]替代構型
[0108]12.在混合設置中，源210可由一個雷射二極體或一個雷射二極體陣列來替換。在這種情況下，一個替代構型是可能的，其中包括前臂夾具218系統被固定到工作檯中，並且源和接收器被固定到內旋轉環中。第二替代設計包括一個手持陣列探頭，在這種情況下，前臂夾具和定位機構不是必要的。
[0109]13.接收器即傳感器103可以由PA接收器(例如，幹涉儀)來替換，並且源可以由常規超聲換能器或一個常規超聲換能器陣列來替換。[0110]14.接收器可由PA接收器(例如，幹涉儀)來替換，以便實現一個全PA裝置。
[0111]15.這些源和接收器還可以在一個成像模式中起作用，或者可以包括特定的成像傳感器，以便基於超聲或PA脈衝回波方法實現肢體的(幾何)成像成像可以提供另外的診斷信息，如皮質厚度的概況或圖。此外，成像可以用於確定骨的取向和骨截面的質量中心位置，根據這些人們可以使骨在所述機構中的定位自動化。
[0112]計算機處理器104、108示意性地呈現在圖A至圖3D中。在計算機處理器104、108與圖3A至圖3D中所述的定位裝置106之間使用有線或無線數據傳輸來在它們之間進行所需的數據傳輸。
[0113]雖然已參考附圖和說明書呈現本發明，但本發明決不受限於所述附圖和說明書，因為本發明受 制於由權利要求所允許的範圍內的變化。
【權利要求】
1.一種有待至少用於骨骼驅動和骨骼檢測中的一項的利用電磁波的骨骼方法，其特徵在於，在該方法中進行第一方法步驟和第二方法步驟中的至少一個，其中在該第一方法步驟中，藉助於電磁波在至少一個產生位置處產生至少一個機械波穿過軟組織(105)進入到骨骼(107)中；並且在該第二方法步驟中，藉助於電磁波檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動，在至少一個記錄位置處記錄所檢測到的至少一個機械波以形成機械波信息，並且所述至少一個記錄位置離所述至少一個產生位置的距離是已知的且是非零的，並且此外，在該第二方法步驟中基於至少一 個記錄信號來確定骨骼特性。
2.根據權利要求1所述的骨骼方法，其特徵在於，在該第一方法步驟中，在藉助於電磁波產生至少一個機械波時使用多模式的軸向傳輸以便激發至少一個機械波。
3.根據權利要求1所述的骨骼方法，其特徵在於，在對骨骼振動進行的該檢測中使用光學幹涉測量法、光學相干斷層成像術以及雷射都卜勒振動測量法中的至少一種。
4.根據權利要求1所述的骨骼方法，其特徵在於，對骨中的骨骼振動進行的該檢測是基於對第一到達信號(FAS)和多種蘭姆超聲模式中的至少一項的檢測。
5.根據權利要求1所述的骨骼方法，其特徵在於，在該第一方法步驟中，調諧該機械波的中心頻率和型式中的至少一項，以便促進至少一種蘭姆模式進入到該骨中的體內激發。
6.根據權利要求5所述的骨骼方法，其特徵在於，在對該機械波的中心頻率和型式中的至少一項進行的該調諧中進行一個電磁源(100)陣列的相位延遲激發，以便促進至少一種蘭姆模式進入到該骨中的該體內激發。
7.根據權利要求1所述的骨骼方法，其特徵在於，在該方法中利用以下裝置(106)，該裝置用於通過進行以下運動中的至少一項來移動電磁波傳感器(100，103):調諧這些電磁波傳感器的垂直定位運動、這些電磁波傳感器的自適應軸向定位運動、這些電磁波傳感器的切向定位運動、這些電磁波傳感器的方位角定位運動以及這些電磁波傳感器的軸向掃描運動。
8.根據權利要求7所述的骨骼方法，其特徵在於，使用所形成的機械波信息來描繪該骨骼的骨物質特性。
9.一種有待至少用於骨骼驅動、骨骼檢測以及骨骼治療中的一項的利用電磁波的骨骼安排，其特徵在於，該安排包括:第一裝置(100)和第二裝置(103)中的至少一個，其中該第一裝置(100)是用於藉助於電磁波在至少一個產生位置處產生至少一個機械波穿過軟組織(105)進入到骨骼(107)中，並且該第二裝置(103)是用於藉助於電磁波檢測由至少一個機械波所引起的骨骼振動；用於在至少一個記錄位置處記錄所檢測到的至少一個機械波以形成機械波信息的裝置(104)，並且所述至少一個記錄位置離所述至少一個產生位置的距離是已知的且是非零的；以及用於基於至少一個記錄信號來確定骨骼特性的裝置(108)。
10.根據權利要求9所述的骨骼安排，其特徵在於，該安排包括以下裝置(100)，該裝置用於在藉助於電磁波產生至少一個機械波時進行多模式的軸向傳輸以便激發至少一個機械波。
11.根據權利要求9所述的骨骼安排，其特徵在於，用於藉助於電磁波檢測骨骼振動的該裝置(103)包括光學幹涉儀(103)、光學相干斷層成像裝置(103)以及雷射都卜勒測振儀(103)中的至少一個。
12.根據權利要求9所述的骨骼安排，其特徵在於，該安排包括以下裝置(103)，該裝置用於基於對第一到達信號(FAS)和多種蘭姆超聲模式中的至少一項的檢測來檢測骨中的骨骼振動。
13.根據權利要求9所述的骨骼安排，其特徵在於，該安排包括以下裝置(100)，該裝置用於調諧該機械波的中心頻率和型式中的至少一項，以便促進至少一種蘭姆模式進入到該骨中的體內激發。
14.根據權利要求13所述的骨骼安排，其特徵在於，該安排包括以下裝置(100)，該裝置用於通過進行一個電磁源(100)陣列的相位延遲激發來調諧該機械波的中心頻率和型式中的至少一項，以便促進至少一種蘭姆模式進入到該骨中的該體內激發。
15.根據權利要求9所述的骨骼安排，其特徵在於，該安排包括以下裝置(106)，該裝置用於通過進行以下運動中的至少一項來定位所述裝置(100，103)中的至少一個:調諧這些電磁波傳感器的垂直定位運動、這些電磁波傳感器的自適應軸向定位運動、這些電磁波傳感器的切向定位運動、這些電磁波傳感器的方位角定位運動以及這些電磁波傳感器的軸向掃描運動。
16.根據權利要求15所述的骨骼安排，其特徵在於，該安排包括用於基於所形成的機械波信息來描繪該骨骼的骨 物質特性的裝置(108)。
【文檔編號】A61B5/00GK103906474SQ201280052071
【公開日】2014年7月2日 申請日期:2012年10月31日 優先權日:2011年11月1日
【發明者】佩特羅·莫伊拉寧, 尤西·蒂莫寧, 萬特·基拉帕, 帕西·卡皮寧, 愛德華·哈吉斯託姆, 蒂莫·卡皮寧, 趙作民, 裡斯託·米呂萊 申請人:骨治醫療公司