碎石機的製作方法
2023-05-30 20:13:56 1
專利名稱：碎石機的製作方法
技術領域：
本發明涉及一種碎石機，該碎石機用來破碎目標物、尤其是破碎主要在人軀體中的結石，該碎石機包括一個脈衝波發生器、一個超聲-發射/接收單元、一個連接到該超聲-發射/接收單元上的計算單元，該脈衝波發生器用以產生聚焦脈衝波；該超聲-發射/接收單元帶有一個超聲-傳感器用以將超聲波發射到軀體中，並接收在脈衝波發生器的目標區域中反射的超聲波；該計算單元用以計算接收的超聲波。
背景技術：
至今為止，作為藉助聚焦脈衝波分裂在病人軀體中的結石-例如腎結石的醫學設備，碎石機廣為流行。由申請人在本行業中提供此類的碎石機，例如名稱為「Dornier Lithotripter S」或者「Dornier Compact Delta」。在所有這些設備中，結石必須在治療之前就定位，由此病人可以藉助可移動的躺椅這樣定位使例如病人的腎結石處於藉助碎石機的脈衝波發生器所產生的脈衝波的焦點處。這種最初的「調整」、也就是病人的定位一般藉助產生圖像的定位裝置完成，比如一個產生圖像的超聲掃描儀或者一臺X射線定位裝置。所述定位裝置除了在ESWL-治療(體外脈衝波碎石術)或者ESWT-治療(體外脈衝波治療)開始之前用來對結石進行最初的首次定位，還用於在治療過程期間連續監視結石的位置，以便確保該結石不在病人體內潛行或者移動到其它位置，或者確保病人不在他的躺椅上移動，以致這樣結石可能不再處於脈衝波的焦點處。對於關於ESWT和在碎石機中使用的設備的技術和醫學方面的全面概況可參閱Seinkopff出版社的書「ESWT and Ultrasound Imaging of the MusculosceletalSystem」(Darmstadt，2001，ISBN3-7985-1252-3)。
一般所述的產生圖像的定位裝置也在以下情形使用在治療期間監視碎石術的效果，即目標物的破碎。因為一次治療典型地持續大約30分鐘，由於過高的射線負擔不能持續進行X射線照射，而至多持續3到5分鐘。如果在間隔時間內目標物例如通過病人的運動而移動，那麼直到下一次接受為止控制脈衝波使軀體承受負擔，而沒有進一步破碎目標物，因為該物體不再處於脈衝波焦點處。
在使一臺用超聲掃描儀作為產生圖像的定位裝置的碎石機中，雖然該掃描儀可以持續使目標物可視，但是通常由於圖象質量，定位經常比在X射線照片中困難得多，使得自身有經驗的醫務人員在辨認目標物或者完全評估該目標物的破碎度時經常有困難。
此外，使用此類產生圖像的定位裝置不僅對於病人的「最初調整」、而且對於在治療期間的「擊中控制」有以下原則上的缺陷雖然由此允許目標物的位置相對於脈衝波焦點進行控制，即純粹的幾何尺寸；可是不允許自身確定脈衝波在目標物上的效果。原則性的問題如缺少脈衝波設備與病人軀體的連接、對於脈衝波例如通過肋骨等的遮蔽，因此可能很晚才識別，也就是當在治療期間在目標物上絲毫不能看出明顯效果時。
因此，在現有技術中已經提出專門的超聲方法、尤其是超聲-都卜勒方法來進行持續擊中控制。亦即假定，人軀體裡的結石在擊中時基於脈衝波的脈衝傳播而導致宏觀移動。如果以超聲波射向目標物並測量在該同標物上反射的超聲波，這些宏觀移動反映在反射波頻率的都卜勒移動。根據權利要求1的前序部分的、相應配備的碎石機，其中對接收的超聲波的評估裝置包括一個都卜勒分析儀，例如從EP0367116B1，EP0548048B1、DE4446192A1可知。這些儀器的共同之處在於，超聲傳感器將超聲波發射到軀體中，並捕獲從軀體反射回該超聲傳感器的超聲波，其中一個都卜勒信號單元從發射和接收的超聲波產生並計算都卜勒信號，其中基本上計算反射信號相對於發射波的頻移量，由此推測出擊中精度。
上述措施具有不同的缺陷由現有技術已知，都卜勒信號恰巧在它的時間起點附近，即緊接著脈衝波發射後含有假象。為了避免精確地測量這樣的假象，例如根據EP0367116B1和EP0548048B1的碎石機具有用於在脈衝波發生器和都卜勒信號單元之間在時間上進行同步化的機構，這種機構非常費事，並且價格很高。
此外，在強的散射環境中、比如在都卜勒頻譜中的結石有所謂的反射鏡假象。此外通過雙重反射，散射的移動以相反的方向記錄。這導致一個附加值，其相應於在零位線處反射的有用信號。由於過程的短暫性和強的假象，可能非簡單的速度-時間-曲線配屬於該頻譜，並因而一個命中信息配屬於該頻譜。
發明內容
因此本發明的目的是，提供開始所述類型的碎石機，該碎石機從接收的超聲波確定關於命中控制和分裂控制的一個信息並得到圖表，在此不執行已述的設備費事的和容易出錯的都卜勒分析。
根據本發明，該目的在一種根據此類的碎石機中如下解決超聲傳感器用於發射脈衝超聲波，計算單元用於確定反射的超聲波之間在時間上相關的係數一該反射的超聲波配屬於相繼發射的超聲脈衝，並發出配屬的相關係數信號。
碎石機的根據本發明的設計利用下述事實反射系統越安靜，相繼接收的「回波」-即反射的超聲波之間的相關度就越大，而軀體部位也是這種情況，脈衝波發生器的目標區域以及以脈衝方式發射的超聲波的反射位於所述軀體部位中。
對下面的深入考慮進行說明當反射系統、例如在要治療的病人腎中的一塊腎結石從發射的超聲脈衝到下次發射的超聲脈衝沒有改變，例如因為沒有脈衝波從脈衝波發生器中發射、或者因為這樣的脈衝波雖然發射但是導致一種「失中」，即偏離了腎結石，那麼這樣理解第一個回波、也就是第一個發射的超聲脈衝的反射以及第二個回波、也就是第二個發射的超聲脈衝的反射大體一致。通常將第i個接收的超聲回波的時間曲線稱為ei(t)，並相應地將在此之後接收的超聲回波的時間曲線稱作eitk(t)，該後一超聲回波描述第i+k個發射脈衝的反射，這樣這兩個反射超聲波之間的時間相關度可以定義為Ki,k=T1T2ei(t)ei+k(t)dt(T1T2ei2(t)dt)1/2(T1T2ei+k2(t)dt)1/2---(1)]]>其中，積分下限T1和積分上限T2確定了時間窗，在其中計算接收的回波信號。T1和T2這樣選擇，即回波來源於碎石機的目標區域。其中時間窗的平均值(T1+T2)/2相應於超聲-傳感器和碎石機的目標區域之間的距離。另一方面，(T1-T2)/2確定體積的大小，所述體積為了計算而考慮。
在上述的公式(I)中分母是相關係數Ki，k的歸一化。在目前考慮的發射失中的情形下，其中病人的反射的軀體部位很大程度保持靜態，超聲回波ei(t)和ei+k(t)相同，這樣它們的相關度基本上為1。由於在實際中不能完全迴避的噪聲，ei(t)和ei+k(t)不精確相同，這樣在實際中Ki，k＜1始終適用。
當以一種聚焦脈衝波實現擊中來代替發射失中時，這種情形就完全改變。這也造成不同的效果，該效果對接收的超聲波的時間曲線產生影響尤其是當該結石部分地或者甚至絕大部分地被破碎時，脈衝波和結石之間的相互作用機製造成結石的宏觀移動。在治療剛開始、當結石還沒有很大程度地搗碎時，其它效應是主宰，也就是尤其是在有效命中時從結石噴出碎片以及環繞結石出現空穴氣泡。所有這些機制導致在病人軀體內的部位發生動態移動，在該部位上反射發射的超聲脈衝並總體地造成如此的影響脈衝波和結石之間的相互作用越強、以及結石破碎得越厲害，超聲回波之間的相關度-該超生回波相應於依次發射的超聲脈衝的反射-就越小。因此從計算單元輸出的相關係數信號包含希望得到的關於發射的脈衝波和目標物之間的相互作用的強度的信息。
從上面使用的與兩個超聲回波ei(t)和ei+k(t)相關的術語可以看出，可以使用兩個接收的超聲波來確定時間相關係數，該超聲波配屬於不直接相繼發射、而是通過另外發射的超聲脈衝隔開的發射的超聲脈衝。然而最好使計算單元用於依照反射的超聲波來確定相關係數，該超聲波直接配屬於相繼發射的超聲脈衝。在上述術語中，這相應於K＝1的情況，並允許最大程度利用由計算單元接收的信息。在這種情形下可以考慮比如在產生脈衝波後發射的頭三個超聲脈衝，這樣這三個超聲脈衝在脈衝波發生器的目標區域中反射，作為回波1到3由超聲傳感器接收，並在計算單元中計算，其中所述計算單元確定第一和第二回波之間的關係，然後確定第二和第三回波之間的關係。接著在計算每個相關係數時計算單元輸出一個配屬的相關係數信號。
關於對於在相關係數中包含的命中信息的再處理有很多可能的措施在根據本發明的碎石機的優選方案中該碎石機另外具有一個與計算單元相連的顯示機構，用來顯示相關係數的時間曲線。在坐標系統中描繪相關係數，該坐標系統的橫坐標為從發射最後的脈衝波開始的時間，坐標系統的縱坐標是求出的相關係數。在發射失中時，該曲線在經過兩個相繼出現的脈衝波之間的幾乎全部時間上為大約為1的常數值。與之相反，在擊中時，由於所述的效應，在影響反射的超聲回波的目標物中，在相關係數的時間曲線上顯示「塌陷」，大約50到100ms後根據經驗破碎物和結石自己又進入靜止狀態，空穴氣泡在該時間間隔後又消失，這樣相繼出現的超聲回波彼此再次相似。然後相關係數在值1的方向再次緩和。操作碎石機的醫務人員可以根據這個根據本發明提供的顯示器判斷是否發射失中或者命中。
附加地或者可替換地，計算單元可以用於當發射脈衝波後相關係數的最小值超出一個預定的第一閾值時就生成一個錯誤信號。也就是從上述對於命中對相關係數的影響的解釋得出命中得越好、也就是說在脈衝波和目標物之間的相互作用越強，那麼相關係數的時間曲線就具有越強的塌陷。相應於此，在良好的命中時，在相關係數中的塌陷就會強烈下落，另外明顯地可以在此識別發射失中或者「擦邊發射」在上述的相關係數的隨時間分辨的顯示中該相關係數的最小值超出第一閾值。在這些情況中所發出的錯誤信號允許對這些發射失中信息自動進行再處理，而不需指令醫務人員介入。
附加地或可替換地，計算單元可以用於當發射脈衝波後相關係數的馳豫時間不超出預定的第二閾值時發出一個錯誤信號。命中還表現在由結石、碎片和空穴氣泡構成的系統需要一定的最小時間，以便再次進入靜止狀態，所述最小時間相應於相關係數的最小馳豫時間、即相應於在相關係數的時間描繪上的塌陷寬度。尤其在總的治療過程中，為了跟蹤馳豫時間的發展，可以以連續顯示的形式示出馳豫時間。隨著有效地加劇搗碎目標物，相關係數的馳豫時間就會持續增加。然而如果馳豫時間減少，則強烈指示由於結石移動(例如病人腎中的腎結石的移動)或者通過病人自己移動，結石偏離脈衝波焦點。在此必要時使用屏幕作為顯示機構，在該屏幕上顯示由產生圖像的定位裝置所提供的圖像。
馳豫時間的獲取可以以不同的方式進行。比如計算單元可以用於通過將一條高斯曲線匹配於相關係數的時間曲線來確定馳豫時間。根據在實際中出現的曲線這也是合適的使公式1-A exp(-t/TR)的函數匹配於相關係數的時間曲線，其中TR是通過匹配而要獲取的馳豫時間。同樣在一個特別簡單的實施例中也可以將馳豫時間TR經過閾值進行定義，即確定為幾個時刻的差值，在該時刻相關係數的時間曲線第一次降到低於某一閾值，或者在馳豫階段中然後又上升超過該閾值。
這種類型的曲線匹配(「擬合」)和閾值分析在今天可以由大量的數據處理系統很快地準確無誤地執行，這樣脈衝波治療的實時控制藉助計算單元成為可能。
在本發明一個優選的改進方案中，根據本發明的碎石機可以具有一個與計算單元連接的報警裝置，所述錯誤信號傳送到該報警裝置，其中在此情況下報警裝置輸出光和/或聲音警報是適宜的。因此只要從輸送的錯誤信號發出相關係數的最小值超出第一閾值、或者相關係數的馳豫時間未超出第二閾值，這分別表明發射失中，那麼根據本發明提供的報警裝置就例如發出報警音或者接通報警信號燈。
附加地或者可替換地，當測得的馳豫時間具有負的趨勢時就觸發報警。在粉碎時也就會從一個升高的馳豫時間出發。
附加地或者可替換地，可將脈衝波發生器與計算單元相連，並用於作為錯誤信號的函數來終止或者繼續脈衝波的產生。由此允許當目標物明顯地不再處在脈衝波焦點時，實現脈衝波發生器的自動關閉。因此不依賴於操作碎石機的醫務人員的注意力或者反應時間，可以避免由於脈衝波-發射失中而給病人軀體帶來的不必要的負擔。
上述的閾值的超出或者不超出導致計算單元發出錯誤信號，該閾值原則上可以在計算單元中預先調節，在此要考慮到不僅脈衝波發生器(特別是它的功率)中的技術數據而且還有典型病人數據。然而該計算單元最好具有調整第一和/或第二閾值的調整裝置。然後這些閾值可以在治療開始時即使考慮到出現的信號噪聲也進行單獨調整。然而閾值還可以自動由信號自身確定。也就是由在脈衝波治療開始之前採樣的信號可以確定相關係數的理想曲線、同樣可以確定例如背景噪聲。
在根據本發明的碎石機的另一種改進方案中，計算單元可以用於尤其通過求平均值來使相關係數的值的曲線平滑化。對於要進行平均的相關係數的數量在此應該最好可變地選取。
以這種方式可以避免比如單個「異常測值」導致通過計算單元輸出錯誤信號，該「異常測值」例如在計算相關係數時可以通過數值的假象引起。同樣可以使超聲傳感器和脈衝波源之間進行同步化，以便避免由脈衝波源的運行造成的電磁幹擾強烈幹擾在這一瞬間接收的回波中的一個，這會導致相關係數中的一個異常測值。
此外，計算單元同樣可以用於將相關係數的最小值和/或馳豫時間對於多個脈衝波進行平均。在此也要考慮典型碎石機-治療的下面的幾何狀況脈衝波焦點有典型的約4mm的擴展。典型的結石、比如腎結石在治療開始時尺寸為5至20mm之間，由於病人的純粹呼吸使該結石來回移動的幅度可以約為30mm。在這種條件下，脈衝波的發射通常不考慮病人的每一呼吸狀態，必然有幾個脈衝波偏離結石。直接關於這種類型的脈衝波所測量的相關係數最小值如上所述特別大，在極限情形下該相關係數為常數1。相應地，直接關於這種類型的脈衝波所測量的馳豫時間特別短，以致不根據這兩個參數中的哪一個為錯誤信號的輸出的基礎，雖然絲毫不對病人產生失調，但始終開啟報警裝置和/或關閉脈衝波發生器。更確切地說，下一脈衝波又將擊中結石，因為該脈衝波在病人的另一個呼吸狀態發射。在根據本發明的實施例中對於多個脈衝波的最小值或者馳豫時間進行平均時可以首先在計算單元的首次調整中比如對5個脈衝波進行求平均，然而為了進一步增強治療效果以下是合適的對於要求平均的脈衝波的數量在病人治療開始時根據他的典型呼吸特性和要破碎的結石的大小等個別調整。代替平滑或者求平均原則上也可以用其它類型的信號濾波技術，例如中值濾波。
在實施都卜勒分析的這種類型的碎石機中表明，在臨床實驗中大量超聲測量明顯取決於單個病人。因此，計算單元在根據本發明的碎石機的一個適宜的改進方案中可以用於使相關係數的最小值和/或馳豫時間歸一到一個基準相關係數曲線的基準最小值和/或馳豫時間上。如果病人以上述方式在碎石機前如此調整例如允許藉助於產生圖象的定位裝置監視-例如使腎結石精確處於脈衝波焦點，那麼這個基準-相關係數曲線最好在治療開始時測繪。在上述曲線顯示時、即連續描繪比如在脈衝波治療過程中的馳豫時間，然後不是描繪相關係數的絕對馳豫時間，而是描繪歸一化的馳豫時間。
在直到現在描述的優選方式中，相關係數根據上述公式(1)算出。這導致當由目標物、碎片以及空穴氣泡構成的系統在命中後又回到靜止狀態時，目標物的破碎引起在相關係數時間曲線的塌陷，相關係數根據特徵馳豫時間在值1的方向緩和。然而當在發射第i個超聲脈衝和第(i+k)個超聲脈衝之間、比如結石由於病人的呼吸運動少許移動時，公式(1)然後還引起相關係數的下降。根據公式(1)進行工作的計算單元然後算出相關係數的下降，亦即因為由於目標物的移動、接收的第(i+k)個超聲回波的時間曲線ei+k(t)在時間軸相對於第i個超聲回波的曲線ei(t)發生移動。這一點歸因於，例如在結石從超聲傳感器稍稍移動開時、第(i+k)個發射的超聲波在它反射之前一定比第i個波經過的路段長，因此第(i+k)個回波也必定經過同樣額外的路程。為了消除對於算出的相關係數的這種影響，在一個實際的實施例中根據本發明的碎石機如此設置使計算單元用於獲取在反射的超聲波之間的時間上的互相關函數，並把該時間上的互相關函數的最大值確定為相關係數。在這種情況下計算單元基本上根據下面公式算出相關係數Ki,k=maxt(T1T2ei(t)ei+k(t-t)dt)---(2)]]>其中括號中的表達式表示帶有變量Δt的互相關函數。
在該實施例中，計算單元也將第(i+k)個超聲回波的測量曲線沿時間軸分別推遲數量Δt，然後形成近似於公式(1)的時間積分。臨時儲存以這種方式對於大量的數值Δt所算出的相關係數，最終將它們的最大值確定為所探求的相關係數Ki，k。這種算法已知為互相關方法，在醫學領域、比如在確定血液流動速度輪廓時使用，其中基本上求出給出K的最大值的那個值Δt。關於這一點，在Steven G.Foster，Paul M.Embree，William D.O』Brien jr.的出版物「FlowVelocity Profile via Time-Domain CorrelationError Analysis and ComputerSimulation」，IEEE Transaction on Ultrasonics，Ferroelectrics and Frequency Control，Band37，Nr.2，1990年5月，第164頁、以及在O.Bonnefous和P.Pesque的出版物「Time Domain Formulation of Pulse-Doppler Ultrasound and Blood VelocityEstimation by Cross Correltion」Ultrasonic Imaging 8，1986，第73-85頁中指明。
由可以包含在Δt中的可能的醫學信息來看，當然也可以採用臨時儲存這些測量參數。
在所有超聲傳感器的實施方式中適宜的是，超聲-發射-/接收單元安裝在一個可調支架上。超聲傳感器就可以獨立於碎石機其它部分來最佳調整接收的超聲信號，並在最佳位置中確定。尤其可以由此確保超聲-傳感器信號對準脈衝波焦點。可替換的是，除了所述的同心掃描引導機構，也可以使用所謂的協調-傳感器，即集成在脈衝波源中的超聲-傳感器。
在此原則上要遵守以下幾點通過可調支架只是確定一個路線，發出的超聲脈衝沿著該路線在PW-方法(脈衝波)中傳播到組織中並產生回波。在同心結構中於是保證脈衝波焦點、即目標區處在該線上。通過已知的裝置、比如一個位移傳感器可以確定傳感器到焦點的距離。根據超聲脈衝在組織中的已知傳播時間可以由所述距離再定義一個時間窗，該時間窗切出在目標區域中生成的回波的那些部分，該時間窗也就是根據公式(1)的時間窗(T1，T2)。
在根據本發明的碎石機的一個實施例中，可以將超聲-發射/接收單元作為組成產生圖像的超聲掃描儀的一部分(複式掃描儀)。在此情況下尤其可以將超聲傳感器和超聲-發射/接收單元的電子部分同時用於超聲-圖像生成和用於超聲脈衝的測量。
可替換的是，超聲傳感器設計為低廉的棒式探針，為了比如確保使該超聲傳感器始終對準脈衝波焦點，在使用該傳感器時藉助上述的支架可靈活調整。
當根據本發明的碎石機具有一個X射線定位裝置時，這樣的結構尤其適合。在這種情況下，在對病人開始進行定位時以及在大約每3-5分鐘藉助於產生圖像的X射線定位裝置進行具體控制時生成圖像，而藉助於設計為棒式探針的超聲傳感器進行連續命中控制。可以理解的是，在這種情況下，相關係數的顯示可以在為了顯示X射線圖像而使用的顯示機構上進行。
此外最好在根據本發明的碎石機中使該碎石機包括用來在整個治療過程期間連續描繪相關係數的最小值和/或馳豫時間的裝置。在此也可以是在上面已述的顯示機構。因此操作碎石機的醫務人員獲得解整個治療進程的全貌。此外本發明涉及一個用於監視目標物、尤其最好是在人的軀體內的結石的破碎的總的方法，該方法包括以下步驟將脈衝超聲波發射到軀體內、接收從目標物反射的超聲波、計算該接收的超聲波，其特徵在於，在發射超聲波的步驟中發射脈衝超聲波；包括確定反射的超聲波之間的在時間上相關的係數的計算步驟一該反射的超聲脈衝配屬於相繼發射的超聲脈衝，此外還設置一個輸出一個配屬的相關係數信號的步驟。
如上所述，該方法在其使用碎石機時可以進一步發展，即另外包括步驟將軀體布置在一個帶有產生聚焦脈衝波的脈衝波發生器的碎石機中；在產生圖像的定位裝置的顯示機構上顯示目標物和脈衝波發生器的焦點；如此調整軀體，使目標物處於脈衝波發生器的焦點中；在目標物的方向發射脈衝波並確定相關係數的最小值和/或弛豫時間；存儲該最小值和/或弛豫時間作為基準-最小值和/或基準-弛豫時間，以及包括後面的步驟，將後面測量的相關係數的最小值和/或弛豫時間歸一化到基準-最小值和/或基準-弛豫時間上。以這種方式，可以實現將相關係數的測量的最小值和/或弛豫時間歸一化到用於該病人和用於該結石的典型的值上。
由上述理由，最好對於在治療過程中的相關係數的最小值和/或馳豫時間進行連續描繪。
以下將根據附圖對本發明的實施例進行說明，附圖示出圖1根據本發明的碎石機的主要構件的簡化圖示；圖2計算單元的原理圖和該計算單元在根據本發明的碎石機中的連接；圖3兩個相繼接收的超聲波回波的示例，該回波在脈衝波發射失中時在一個靜態系統上反射；圖4兩個相繼接收的超聲波回波的示例，該回波在脈衝波命中時在處於移動中的一個系統上反射；圖5在脈衝波命中時相關係數的時間曲線的示例；圖6用於解釋根據本發明方法的主要階段的流程圖；圖7用於解釋根據圖6的第一主要階段中的基本方法步驟的流程圖；圖8用於解釋根據圖6的第二主要階段中的基本方法步驟的流程圖；圖9用於解釋根據圖6的第三主要階段中的基本方法步驟的流程圖；圖10是在脈衝波治療期間的馳豫時間-曲線控制的示例。
具體實施例方式
圖1是根據本發明的碎石機10的主要機械組成的原理圖。為了使脈衝波沿病人12的軀體方向發射到要破碎的結石18上，將病人12這樣安置在可調躺椅(圖1中未示出)上使得脈衝波發生器16的耦合墊14可以壓在病人12軀體的所希望的位置。其中在圖1中圖示情況下，結石18是病人12的腎20中的一塊腎結石。病人12藉助可調躺椅如此「調整」、也就是定位在圖1中由一個十字表示出的脈衝波的焦點處在腎結石18上，該脈衝波由脈衝波發生器16一個的脈衝波源22產生，並藉助耦合墊14發射到病人12的軀體中。這種調整一般藉助於產生圖像的定位裝置進行，比如一臺X射線裝置或者一臺超聲掃描儀。
碎石機10的組成以及在治療前病人定位時使用的方法為已知，在此不再詳細說明。
此外，根據本發明的碎石機10包括一個超聲傳感器24，該超聲傳感器安裝在一個可調支架26上。在圖1示例中，支架26以一個有關節的臂的形式構成，並且超聲傳感器24如此準確定位到病人12的軀體的所希望的位置上使超聲傳感器24如在圖1中由帶點的線表示地對準脈衝波焦點。人們把這種布置稱為同心掃描引導。
超聲傳感器24在脈衝波焦點方向以脈衝(脈衝波，PW)形成發射超聲波，還接收在病人12軀體中、尤其從脈衝波焦點的區域反射的超聲波。如圖2所示，接收的超聲信號由超聲傳感器24輸送給控制單元28，該控制單元不只作為發射/接收單元的一部分控制超聲傳感器24的實際工作、比如控制在該傳感器之中包含的壓電元件，以及採集從超聲傳感器24測得的反射超聲信號，該控制單元而且將該反射超聲信號再傳導到後面的電子單元處。比如控制單元28可以將接收的超聲信號進一步傳導到一個圖像處理模塊(在圖2中未示出)，藉助該模塊在顯示機構30上可以描繪腎結石的超聲圖像。
與此無關，在根據本發明的碎石機10中控制單元28將接收的超聲信號傳到計算單元32，計算單元32如此設置它確定在反射的超聲波之間的一個時間相關係數，該反射的超聲波配屬於相繼發射的超聲脈衝，下面根據圖3和圖4進行說明超聲傳感器24發射典型頻率約1KHz的超聲脈衝，該超聲脈衝在病人12軀體中反射，也就是該超聲傳感器的發射根據超聲傳感器24藉助可調支架26在脈衝波發生器16的目標區域中進行預先調節。因為脈衝波發生器16每秒發射約1個脈衝波，這表明，在兩個脈衝波之間約1000個超聲脈衝發射到病人12的軀體，相應於也接收約1000個超聲回波。接收的超聲回波一般稱為e1，e2，……e1000。圖3純示例表示兩個直接相鄰接收的超聲回波e1(t)和e2(t)隨時間消失的過程，其中要注意的是，計算單元32在每次發射超聲脈衝時使內置計時器返回到0。圖3表示以下情形，其中因為暫時不發射脈衝波，或者發射的脈衝波偏離結石18，所以脈衝波發生器16的在其中反射所發射的超聲波的目標區域完全處於靜態。因此結石18保持在靜態，對結石18根本沒有改變結構或者破碎，在結石18的鄰近區域中也不出現空穴氣泡。因此，兩個考察的相鄰超聲回波e1(t)和e2(t)的時間曲線近似一致，這樣根據上述公式(1)通過在由T1到T2的時間窗對乘積e1(t).e2(t)進行積分所算出的相關值最大，根據上述的公式(1)在適當的標度下約取值為1。
圖4示出一種情況，其中超聲回波e1還在同樣的靜態的目標區域上反射，不過這之後結石18由一個脈衝波直接擊中。如果結石18處在脈衝波焦點處，使得脈衝波發射時實現命中，則從結石18打下小碎片，同時結石18結構發生變化。此外在緊靠著結石18的區域中，病人12體內的液體高度氣蝕。所有這些過程導致從超聲傳感器24沿結石18的方向發射的超聲波在目標上反射得越來越大，該目標相對於傳感器24不是剛好在回波e1反射前的位置處，而且相對於傳感器24移動。一定的反射區域、例如結石18自身相對於上述緊接著的反射已經移動，比如從傳感器24離開，這一事實導致信號在時間上的改變，因此造成曲線e2(t)相對於曲線e1(t)的移動。此外由於命中、確定的反射區域從現在起不再靜止而是在運動，該事實導致出現在反射的回波e2中信號曲線的改變，即信號-時間-函數的複雜變化。因為這些運動不對齊，即一些從結石18打下的碎片具有朝向超聲傳感器24的移動分量，而其它碎片具有相對於超聲傳感器24離開的運動分量，因此關於返回到超聲傳感器24的反射超聲波e2的頻率不僅出現正的還出現負的都卜勒移動。在命中時在緊靠著結石18的部位造成的增高的氣蝕導致反射物不規則移動(在病人12的體液中的密度變化或者氣泡)，這同樣造成信號曲線的改變。
當結石18由於周圍組織的彈力完成這種振動運動，結石18的(尤其當至少部分已經碎時可能出現的)宏觀移動不僅導致信號曲線在時間上的改變，而且導致信號-時間-函數的複雜變化。
因此，參照圖4馬上就能明白，再次根據上面的公式(1)算出的在時間曲線e1(t)和e2(t)之間的相關係數比在圖3所示例子中的很大程度上一致的回波的相關係數(該回波在靜態系統中反射)要小。
計算單元32依次算出e1和e2之間、e2和e3之間、e3和e4之間等的相關係數，該相關係數根據上述機制在脈衝波命中結石18的情形下依次變小。根據本經驗在如此命中之後，碎片和結石18自身在典型地50至100ms後再次靜止下來，空穴氣泡在這段時間後同樣消失，這樣相繼出現的回波ei、ei+1再次相似，因此由計算單元32算出的相關係數再次在它的最大值1的方向緩和，即上升。如上已述，尤其以下述事實為前提相關係數的曲線由公式1-A exp(-t/TR)函數描繪，根據每種情形該曲線至少部分相似於高斯曲線。
將因此所期待的相關係數K的曲線作為時間函數在圖5中描繪。可以看到，如上所述在圖的開始和結束處相關係數值約K＝1，以及在圖的中間K-曲線上明顯的「塌陷」。這個塌陷通過兩個特徵參數描述，它們既可以獨立也可以結合起來考慮用於判斷脈衝波命中一方面是，一個良好的命中要使值K落在預定的閾值下面，該閾值在圖5中由一條水平虛線表示。另一方面，一般在脈衝波治療時確定馳豫時間TR、即到由結石18和衝擊下來的碎片構成的系統再次進入靜止狀態過去的時間用於表示命中的尺度。因此相應於馳豫時間TR的K-曲線的寬度也可以作為命中的尺度。因此計算單元32用於當相關係數的最小值超出一個預定的第一閾值和/或當相關係數的馳豫時間TR不超出預定的第二閾值時產生錯誤信號。也就是以下面為前提發射失中或者脈衝波在結石18旁邊擦邊發射充其量導致在K-曲線上特別窄的塌陷；反之，脈衝波擊中結石18越準確則馳豫時間TR越大。
如圖2所示，由計算單元32所產生的錯誤信號送到脈衝波發生器16和報警裝置34。脈衝波發生器16可以在發射失中情形下必要時自動停止。以這種方式特別完全並有效地避免由脈衝波發射失中而造成對病人12軀體的不必要的負擔，而不需要醫務人員的介入。
當所輸入的錯誤信號推測出發射失中時，報警裝置34可以發出聲或光的警報。在這種情況下，醫務人員可以人工關閉脈衝波發生器16或者採取其它措施，比如重新調整病人12。
隨後依照圖6到10對用根據本發明碎石機10可實施的根據本發明的方法的主要步驟進行說明。
如圖6所示，啟動根據本發明的碎石機後，根據本發明的方法基本上包括三個階段，也就是具有在實際治療之前預先校準碎石機的步驟的第一階段S10；緊接著是階段S20，其中在治療期間以若干個方法步驟來確定關係重大的馳豫時間TR；以及另一階段S30，其中以若干方法步驟採取作為在階段S20中算出的關係重大的馳豫時間TR的函數的相應的措施。在此已經表明，為簡單起見僅以採集的馳豫時間TR作為基礎用於命中控制，然而當然也可以由計算單元32僅考慮根據圖5的相關係數K的最小值或者所述兩個參數的一種組合來產生錯誤信號。
隨後，依照圖7對第一階段S10中的主要步驟進行說明首先在步驟S11中進行上面已述並且在現有技術中已知的、藉助碎石機10的可調躺椅對病人的調整。在由產生圖像的定位裝置監視的調整結束後病人12如此定位使結石18處於脈衝波焦點處。
緊接著在步驟S12中開始由超聲傳感器24發射超聲波以及藉助脈衝波發生器16發射初次脈衝波。
隨後在步驟S13中計算單元32依據反射的超聲回波以上述方式確定相關係數的曲線，該曲線隨後在步驟S14在顯示機構上相應於圖5進行顯示。在此，在顯示機構30上也可以顯示擬合曲線，該擬合曲線由計算單元32匹配(「擬合」)於K-曲線中的塌陷。
該相關係數曲線在步驟S15中由醫務人員如此進行鑑定，它是否命中或發射失中。在步驟S12中的脈衝波的第一次發射時通常可以得出命中，因為在步驟S11之後結石18在任一情形都處於脈衝波焦點中，並且因為可以在「測試-脈衝波」發射之前要求病人12短時間屏住呼吸，這樣不會由於呼吸運動而發生對於結石18的發射失中。在進行相關係數曲線是否命中或者發射失中的如此鑑定時，此外重要的是分別確定每一個信號噪聲、即波動，該波動本身在超聲波在靜止狀態的病人12處反射時、在不發射脈衝波的情況下出現。
如果在步驟15中確定未命中，則返回到步驟S11。反之如果確定命中，則在步驟16中將測得的相關係數曲線作為基準-相關係數曲線儲存到計算單元32的存儲器32a中。而後藉助該基準-相關係數曲線在步驟S17中確定上面討論的閾值，超出該閾值或者不超出該閾值導致計算單元32輸出一個錯誤信號。此外在步驟S17中將在基準-相關係數曲線中確定的馳豫時間TR作為基準-馳豫時間儲存在存儲器32a中。
隨後在步驟S18中初始化，即使計數參數Z復位，其含義將隨後依照圖8說明。
圖8表示在根據圖6的第二階段S20中的主要步驟，該步驟用來確定關係重要的馳豫時間TR。
首先在步驟21中，計數參數Z增加，即增高1。而後在步驟S22中從脈衝波發生器16發出一個脈衝波，在步驟S23中確定相關係數曲線，而後在步驟S24中在顯示機構30上顯示，以及一個必要時的匹配的擬合曲線。
在隨後的步驟S25中藉助擬合的高斯曲線(當然也可以是其它擬合曲線或者計算方法，該曲線或方法在數據評估領域原理上已經知道)確定當前的相關係數曲線的馳豫時間TR。在步驟S26中該馳豫時間TR藉助於除以在步驟S17中根據圖7求出的基準-馳豫時間折算為歸一化的馳豫時間TR，其隨後在步驟S27儲存在計算單元32中，例如存儲在已述的存儲器32a中或者在分開的用來接納測量值的存儲器中。
然後在步驟S28中檢驗計數參數Z是否達到一個預定的值，其中在圖8中示例值Z＝5。如果不是此種情況則在計算單元32中執行的程序返回到步驟S21，其中計數參數Z增加，隨後測量一個其它相關係數曲線。然而如果在步驟S28的檢驗得出計數參數Z達到預定值，在這裡Z＝5，這意味著5個過去的相關係數曲線的馳豫時間臨時儲存在計算單元32中，於是程序繼續前進到一個步驟S29，其中對這5個臨時存儲的馳豫時間求平均。在步驟S29中算出的最後5個相關係數曲線的馳豫時間的平均值同樣可以在計算單元32中臨時儲存在在所述的存儲器中。
在步驟S29a中將最後算出的平均值補充地進行連續顯示，該顯示連續表示在總的治療過程中測量的馳豫時間，以便跟蹤馳豫時間的發展。最好可以在顯示機構30上表示這一連續顯示，然而也可以是分開的屏幕。在圖10中說明了一個這樣連續顯示的例子，下面將進一步解釋。
圖9表示根據圖6的第3階段S30的主要步驟和措施，所述措施可以在根據本發明的方法的構思內在藉助根據本發明的碎石機10進行碎石治療中、作為在步驟S29中算出的平均值的函數來進行在步驟S31中，由在計算單元32中執行的程序檢驗在步驟S29算出的平均值是否比預定的閾值大。如上所述，大的馳豫時間值表明命中，反之，小的馳豫時間值典型地用於發射失中。相應於此在步驟S31中正的檢驗結果表明，結石18顯然處於脈衝波焦點處，因此形成命中。相應於此在計算單元32中執行的程序在這種情況下經過步驟S32(其中計數參數Z又復位為0)返回到步驟S21，即重新開始對於五個歸一化的馳豫時間的測量和隨後根據圖8的求平均。
但是如果在步驟S31中查驗到負的結果，即最後5個相關係數曲線的平均後的馳豫時間過小，表明可能發射失中，則計算單元32輸出約定的錯誤信號，程序分支到步驟S33，其中觸發所述報警裝置34，以及最後到步驟S34，其中脈衝波發生器16終止，以便避免由錯誤發射給病人12的軀體帶來不必要的負擔。
圖10示例地表示在脈衝波治療期間在顯示機構30上的曲線控制顯示。在圖10中可看出一個坐標系統，指定其橫坐標為發射的脈衝波的數量，其縱坐標為分別緊接著每一個脈衝波算出的絕對或者歸一化的馳豫時間TR。可以看到從脈衝波治療開始到臨近結束相應於緩慢上升的馳豫時間TR的一條曲線。在曲線上的唯一的「塌陷」表明由病人12或者在病人內的結石18的移動造成的發射失中，該發射失中可由病人新的定位隨即校正。圖10中的水平虛線代表閾值的數量，沒有超出該閾值的部分觸發報警裝置。人們知道，曲線中間的局部塌陷略微未超出該閾值，因此將引起報警。
可以理解的是，在圖6至10中僅說明根據本發明的方法的主要步驟，很多事先的、事後的或者插入的步驟都是可能的，它們原則上在碎石方法的領域中已知。同樣可以理解的是，為了識別發射失中，如上已經提到-代替馳豫時間或者另外也可以考慮相關係數的最小值(參照圖5)。因為在圖5中描述的命中導致深且同時寬的塌陷，因此也可以以數值確定在K曲線的「塌陷」中包含的面積，作為用於命中或者發射失中的度量。此外可理解的不僅是在步驟S28中所說的數Z＝5純粹為便於理解的例子。特別地，該數值也可以在根據圖6中的階段S10的預調範圍內由醫務人員單獨輸入，例如在圖7中的步驟S17中。這樣例如在帶有一個可能小結石18(該結石很容易通過脈衝波產生失中)同時重呼吸導致相應結石18的強烈移動的病人12要比在另一個帶有大結石18且呼吸平緩的病人12(該結石因此經常命中)對於較大數量的脈衝波以及馳豫時間進行求平均。當然也可以不進行每一次的平均，相應Z＝1。
也可以理解的是，基準-馳豫時間的獲取(步驟S17)以及以後藉助該基準馳豫時間對測量的馳豫時間的歸一化(步驟S26)也可以不發生，這樣在脈衝波治療期間的進程控制中，在顯示機構20上顯示測量的馳豫時間的絕對值並相應進行計算。
鑑於依照圖1僅示意性的表示碎石機10，可以理解的是，該碎石機可以具有現有技術中已知的大量的其它組件，例如一個X射線定位裝置或者一個產生圖像的超聲掃描儀。
附圖標記一覽表10碎石機12病人14耦合墊16脈衝波發生器18結石(腎結石)20腎22脈衝波源24超聲傳感器26可調支架28控制單元30顯示機構32計算單元32a存儲器34報警裝置
權利要求
1.一種用來破碎一個目標物(18)—特別是破碎主要是在人的軀體中的結石的碎石機(10)，它包括-一個產生聚焦脈衝波的脈衝波發生器(16)-帶有一個將超聲波發射到軀體中並接收在脈衝波發生器(16)的目標區域中反射的超聲波的超聲傳感器(24)的一個超聲-發射/接收單元-一個連接到該超聲-發射/接收單元上的用於計算接收到的超聲波的計算單元(32)，其特徵在於，超聲傳感器(24)用於發射脈衝超聲波，計算單元(32)用於確定反射的超聲波之間在時間上相關的係數(K)一該反射的超聲波配屬於相繼發射的超聲脈衝，該計算單元並發出相關係數信號。
2.根據權利要求1所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)設用於依照反射的超聲波來確定相關係數(K)，該反射的超聲波直接配屬於相繼發射的超聲脈衝。
3.根據權利要求1或2所述的碎石機(10)，其特徵在於，該碎石機另外具有與計算單元(32)相連的用於顯示相關係數(K)隨時間的變化的顯示機構(30)。
4.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)用於當在發射一個脈衝波之後相關係數(K)的最小值超出預定的第一閾值時發出一個錯誤信號。
5.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)用於當在發射一個脈衝波之後相關係數(K)的弛豫時間(TR)不超出一個預定的第二閾值時發出一個錯誤信號。
6.根據權利要求5所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)用於通過一條擬合曲線、比如一條高斯曲線或者公式1-A exp(-t/TR)的一條曲線將該弛豫時間(TR)匹配於相關係數(K)的時間的變化來確定。
7.根據權利要求4至6之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，該碎石機具有與計算單元(32)相連的報警裝置(34)，所述錯誤信號傳輸到該報警裝置(34)。
8.根據權利要求7所述的碎石機(10)，其特徵在於，報警裝置(34)發出光的和/或聲的警報。
9.根據權利要求4至8之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，脈衝波發生器(16)與計算單元(32)相連，並用於作為錯誤信號的功能來終止或者繼續脈衝波的產生。
10.根據權利要求4至9之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)具有調整第一和/或第二閾值的調整機構。
11.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)另外用於對相關係數(K)的值的曲線進行尤其通過求平均的平滑處理。
12.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，此外，計算單元(32)另外用於將相關係數(K)的最小值和/或弛豫時間(TR)對於多個脈衝波求平均。
13.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)另外用於將相關係數(K)的最小值和/或弛豫時間(TR)歸一化到一個基準相關係數曲線的基準-最小值和/或基準-弛豫時間(TR)上。
14.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，計算單元(32)用於獲取反射的超聲波之間時間上的互相關函數，並且將時間上的互相關函數的最大值作為確定相關係數。
15.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，超聲-發射/接收單元的超聲傳感器(24)安裝在一個可調支架(26)上。
16.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，超聲-發射/接收單元是產生圖像的超聲掃描儀的一部分。
17.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，超聲傳感器(24)是探針。
18.根據前述權利要求17所述的碎石機(10)，其特徵在於，該碎石機另外具有X射線定位裝置。
19.根據前述權利要求之一所述的碎石機(10)，其特徵在於，該碎石機包括在整個治療過程中對相關係數的最小值和/或弛豫時間(TR)連續描繪的裝置。
20.一個目標物(18)、特別是主要在人軀體中的一塊結石的進行破碎的監視方法，該方法包括以下步驟-將超聲波發射到軀體中，-接收在目標物(18)處反射的超聲波，並-計算該接收的超聲波，其特徵在於，在發射超聲波的步驟中發射脈衝超聲波；計算步驟包括確定反射的超聲波之間在時間上相關的係數(K)—該反射的超聲波配屬於相繼發射的超聲脈衝；還設置輸出一個配屬的相關係數信號的一個步驟。
21.根據權利要求20所述的方法，其特徵在於，還包括以下步驟-將軀體安置在帶有一個用於產生聚焦脈衝波的脈衝波發生器(16)的碎石機(10)中，-在一個產生圖像的定位裝置的顯示機構(30)上顯示目標物和脈衝波發生器(16)的焦點，-如此調整軀體，使目標物(18)處於脈衝波發生器(16)的焦點中，-沿目標物的方向發射脈衝波並確定相關係數(K)的最小值和/或弛豫時間(TR)，-將該最小值或弛豫時間(TR)作為基準-最小值或基準-弛豫時間發射脈衝波，以及後面的步驟-將一個後面測量的相關係數(K)的最小值和/或弛豫時間(TR)歸一化到基準-最小值和/或基準-弛豫時間上。
22.根據權利要求20或21的方法，其特徵在於其它在整個治療過程中對相關係數(K)的最小值和/或弛豫時間(TR)連續描繪的步驟。
全文摘要
在一個其用來破碎目標物(18)－特別是破碎主要在人的軀體中的結石的碎石機(10)中，包括一個脈衝波發生器(16)、一個超聲－發射/接收單元、連接到該超聲－發射/接收單元上的一個計算單元(32)，脈衝波發生器(16)用以產生聚焦脈衝波；超聲－發射/接收單元帶有一個超聲－傳感器(24)，該傳感器用以將超聲波發射到軀體中，並接收在脈衝波發生器(16)的一個目標區域中反射的超聲波；計算單元(32)用以計算接收的超聲波，建議如下超聲傳感器(24)用於發射脈衝超聲波，計算單元(32)用於確定反射的超聲波之間在時間上相關的係數(K)－所述反射的超聲波配屬於相繼發射的超聲脈衝，並發出配屬的相關係數信號。此外本發明還涉及一種比如在使用一個這種類型的碎石機(10)時監視一個目標物(18)的破碎的方法。
文檔編號A61B17/225GK1647774SQ20041002831
公開日2005年8月3日 申請日期2004年1月28日 優先權日2004年1月28日
發明者C·博裡斯 申請人:多恩尼爾醫療技術有限責任公司