减压拉力下动态调节治疗角度以适应脊柱形态变化的系统

摘要

本发明涉及一种减压拉力下动态调节治疗角度以适应脊柱形态变化的系统。具体地提供一种减压拉力设备，包括：患者定位装置；拉力产生驱动器；定位设备；患者接口设备；控制系统；以及显示器。所述控制系统在施加至患者脊柱的合成拉力向量上具有反馈，并且在允许对拉力产生驱动器位置和患者位置的其中之一或者两者进行调节，同时在非治疗拉力级别期间施加拉力至患者脊柱；所述控制系统对拉力产生驱动器功率水平进行自动调节，从而在合成拉力向量角度的调节期间使得合成拉力向量大小保持理想恒定，减小由于合成拉力向量大小的改变而诱发脊柱旁肌肉收缩的风险。

说明书

技术领域

本发明涉及一种将拉力施加至患者的脊柱以对脊柱相关疾病进行治疗的系统。更具体而言，本发明涉及一种定位校正系统，该系统通过一定范围的角度将拉力施加至患者脊柱的病变区域，并且该系统能够在拉力下动态调节所述角度而不改变预期拉力，其目的是对于每个患者对治疗角度进行细微调整校正。 

背景技术

专业康复理疗师利用体外非手术脊柱减压治疗来治疗各种脊柱疾病，包括椎间盘突出、退变性椎间盘疾病、坐骨神经痛、后小面关节综合症以及脊柱手术后疼痛。减压治疗源自于传统的牵引治疗，其中通过外力(例如理疗师用手或者通过自动过程)将脊柱进行牵拉，在传统的牵引治疗过程中，脊柱处于持续恒定的拉力状态下。减压治疗与传统牵引治疗的不同之处在于，拉力以特定的角度施加至脊柱，而且，在减压治疗期间，在整个治疗周期中施加各种拉力或者循环使用各种拉力，从而使得脊柱旁肌肉放松和疲劳，允许椎间盘分离。这些功能实现了拉力的不同等级之间的平滑过渡。在传统牵引或者减压治疗中，脊柱拉力都典型地保持30分钟或更长的周期。 

由于受到长时间的拉力作用，脊柱将发生形态学的改变，这就要求控制系统必须具备动态的定位校正功能。同时，动态自动定位校正处理也使得病变椎间盘能够有时间在非加载状态中完成修复。此外，突出的椎间盘(髓核)可因椎间隙高度增加产生负压而被吸纳回正常位置，实现病变椎间盘的回纳复位。同时，这种动态定位校正功能还可辅助系统根据患者体重设定的非线性对数减压力控制系统实现脊柱椎旁肌肉群最大限度的放松。因为，神经功能正常的人类(患者)反射性和/或下意识地收缩脊柱肌肉，作为对外来拉力的对抗反应。上述患者反应的其中之一或二者都降低了脊柱牵引或脊柱减压治疗的有效性。 

普通脊柱牵引治疗是利用了经由患者接口设备(例如拉力带和/或患者固定带)连接至患者的非反馈提供拉力产生驱动器(机电、气动、磁性、液压或化学驱动器的任意类型)。患者仰躺在治疗床上，头部位于施加的拉力源的远端。上身患者固定带将患者上身紧固至床的远端部(床的该端部离产生拉力的源最远)。下身固定带围绕腰部进行紧固，并且用作连接拉力带的点。拉力产生驱动器输出增大或减小以在带连附至患者的点产生合成拉力改变。利用线性驱动器(机电、气动、磁性、液压或化学驱动器的任意类型)对患者的整个脊柱进行牵拉。而脊柱减压治疗系统是通过为患者称重，依据称重数据系统为患者自动设定减压治疗方 案，通过影像学数据结合患者病情叙述，专业医师将完成病灶的初始定位，定位器相对于连附至患者的位置升高和降低拉力带拉动的点(治疗定位器)，从而调节施加的拉力的角度。系统还包括拉力测量设备(例如，称重传感器)，其与拉力产生驱动器和患者内嵌连接，从而将拉力度量传达至拉力产生驱动器控制设备(例如计算机)。从而，系统作为受控反馈环路进行操作，能够将计划的拉力曲线施加至患者，并且能够通过计算机对实际施加的力进行验证。 

在上述的例子中，相对于连附至患者的位置的拉力带拉动的点在施加拉力的过程中典型地是固定的。由于拉动的方向是既不平行于患者的脊柱也不垂直于患者的脊柱，并且由于患者仰卧(在本例中)其头部位于施加的拉力源的远端，所以施加的拉力能够被建模为两个力向量，一个力向量与患者的脊柱共线并且与头部反向，另一个力向量垂直于患者的脊柱。在患者俯卧的情况下，施加的拉力合力的水平分量的方向将保持相同，然而施加的拉力合力的垂直分量的方向将颠倒。 

脊柱减压的一个定义性特性是，拉力以一定角度施加，并且特定角度(所述角度对于每个设备设计而言是特定的)影响特定的进行定位的能力使得专业医师能够治疗特定位置损伤，例如脊柱椎间盘突出。实际上，对脊柱伸长的位置进行定位使得每个治疗阶段的治疗益处最大化。牵引(其中力主要与脊柱共线施加力)并不试图使得特定的脊椎椎间盘位置，通过调节施加拉力的角度而对脊柱中脊柱伸长的位置柱伸长最大化。 

对于施加拉力各个角度影响的相对椎间隙，在上文中描述的类型设备提供了一般的指导方针。这些角度通过很多方式进行计算；对于这些角度的计算并不存在标准。通过将施加的拉力向量(脊柱减压制造商的设备所特定的)与普通可用放射照相图相关联，脊柱减压制造商计算哪个(哪些)椎间隙受到影响。这些放射照相图典型地显示了“平均脊柱”(基于对很多患者进行的测量的研究)或“理想脊柱”(基于脊柱的最佳拟合数学建模)。患者脊柱的变化可以意味着设计为对准L4和L5椎骨的治疗角度实际上不足以使得所述椎体(椎间盘)实现准确定位，使得下级椎体与非预期的上级椎体共线。 

人类脊柱的形状因人而异。在整个脊柱中存在脊柱前凸或向内曲线(朝向患者身体的前方)和脊柱后凸或向外曲线(朝向患者身体的后方)，用于平衡脊柱和身体。一般而言，脊柱在胸椎(中脊柱)和腰椎(下脊柱)区域之间展现出脊柱前凸曲线，并且在胸椎和颈椎(上脊柱或颈部)区域之间展现出脊柱后凸曲线。弯曲和偏转的点和程度在患者人群中发生变化。 

目前，在脊柱减压治疗之前，常规地需要进行核磁共振成像(MRI)，从而识别受影响的椎间盘水平。一旦建立MRI描述的椎间隙，专业医师遵循脊柱减压设备制造商的建议，以设置施加的拉力治疗角度。专业医师能够通过患者的身体检查、先进的患者成像(MRI、CT、X射线等等)、脊柱减压设备制造商的治疗角度设计和使用脊柱减压设备的经验来判断用于特定患者的最可能、最恰当的治疗 角度。一旦患者处于脊柱减压系统治疗床上，系好减压带，专业医师就会针对治疗角度进行最终的核实认定。专业医师将会观察患者的姿势，感觉患者的脊柱和/或其它相关躯体，并且/或者询问患者，从而最终确定该特定患者的正确治疗角度。 

现有采用了角度定位技术的脊柱减压设备，在已经开始治疗后，若医师根据实时情况，希望对角度进行一定的调整，一般采取两种措施。第一种措施：暂停治疗，重新调整角度后再次启动治疗。但由于这种情况医师无法动态连续实时的的观察脊柱在减压力的状态下患者的反馈情况，因此即使重新调节，也无法确保角度的准确，难以实现患者与医师的互动沟通、扫描、并最终定位病变位置的目的。第二种措施：在治疗过程中和拉力的作用下，医师边观察边调整角度。但这种做法，由于人为的操作，将无可避免的改变系统内的系统动态，从而导致超出预期拉力设定范围的改变。这种调整方式，对于目前没有力补偿的闭环反馈的系统(带有力补偿反馈的闭环系统能使预期力在一个时间段内保持恒定)，将会由于角度的突然变化，使预期拉力突然变化，导致脊柱旁肌肉强烈收缩，从而影响治疗效果。 

本发明试图提供一种对于每个患者对治疗角度进行细微调整的独特方法。本发明提出一种系统，该系统设计为允许专业医师调节治疗角度而不改变预期拉力级别。所提出的系统能够说明系统的机械动力学和机械增益，并且被校准以预见合成拉力的增大和减小，否则在拉力作用下在改变治疗角度时会出现合成拉力的增大和减小。 

发明内容

本发明涉及一种拉力产生驱动器反馈和校正系统，其足够快以允许在拉力作用下改变治疗角度而不改变预期拉力级别，这种设计的优点是很多的。当患者处于初始预期拉力和治疗角度下时，通过视觉和触觉再加上询问患者，专业医师能够观察合成拉力施加至患者处的受初始治疗角度影响的椎间盘位置。使患者保持在初始预期拉力同时改变治疗角度(不改变预期拉力级别)允许专业医师至少通过相同的方式观察患者姿势的过渡，而不诱发由非预期拉力级别改变引起的脊柱旁肌肉收缩。在拉力作用下动态调节治疗角度允许专业医师向上或向下调节治疗角度，以适应脊柱前凸的增大和减小，如同在拉力作用下观察到的那样。在拉力作用下动态调节治疗角度还允许专业医师询问患者舒适性和/或感觉到的疼痛的增加或减少，将一种生物反馈测量合并入治疗中。 

通常，患者仰卧在治疗床上，其下脊柱在脊柱前凸支撑件上方。脊柱前凸支撑件用于对脊柱前凸的顶点进行定位，其用作在平均或理想患者形态中计算治疗角度的通用度量。除了用于特定脊柱减压或牵引设备的治疗角度的设计，该设备还包括设计为影响特定椎间盘位置的治疗角度指定。虽然并不需要脊柱减压或牵引设备包括设计者的治疗角度指定，但按照当前的技术很可能会存在这种情况。 

平均或理想放射照相脊柱模型通常包括平均节段角度和至少第一或第二标准偏差测量。在腰椎的情况下，节段角度是一个或多个椎骨之间的脊柱前凸的角度。所利用的节段角度是第五腰椎和第一骶椎或L5-S1之间、第四和第五腰椎或L4-L5之间、第三和第四腰椎或L3-L4之间、第二和第三腰椎或L2-L3之间以及第一和第二腰椎或L1-L2之间的角度。 

脊柱减压设备的设计提供的治疗角度会将椎体(椎间盘)对准并且延长其椎间隙，从而达到平均或理想脊柱。如上文所述，脊柱腰节段之间的脊柱前凸的程度的差别将延伸至平均或理想模型的上下限范围内。 

如果脊柱减压设备设计为允许治疗角度改变而不改变预期拉力，并且该治疗角度改变由测量或计算的一个标准偏差形成边界(取决于在设备设计中使用的数据)，那么该设备能够适应平均或理想脊柱以及在根据本发明的实施例形成的平均或理想模型的一个标准偏差之内的所有那些患者。设备的动态角度调节边界可以延伸至平均或理想模型的两个或者甚至三个标准偏差，以适应甚至更多的患者。设备的动态角度调节边界可以合并设备的整个角度调节范围，允许专业医师使得整个下脊柱向上和向下移动。 

首先通过在治疗特定椎间盘位置时利用由脊柱减压设备制造商描述的角度作为，然后通过以该角度施加拉力，专业医师能够在待治疗的椎间隙的大概位置中对治疗进行初始化。如果专业医师然后能够在拉力的施加过程中进一步调节施加的所述拉力的角度，如果脊柱减压设备的拉力反馈和校正机构足够快并且精确从而在预期拉力中不引发可察觉的增大或减小(从而使得有意识和下意识的脊柱旁肌肉收缩最小化)，那么专业医师能够对治疗角度进行细微调整。专业医师能够观察在拉力作用下患者及其脊柱对准的实时改变。脊柱旁肌肉可以响应于拉伸而收缩，并且如果出现拉力的突然改变则脊柱旁肌肉肯定会在不自觉地的保护性响应中收缩。如果脊柱减压设备的拉力控制反馈和校正回路足够快并且精确从而允许角度改变并且对机械增益中的必然改变进行补偿，从而并不引起脊柱旁肌肉保护和收缩，那么专业医师能够有效地在感兴趣的椎间隙附近对患者的脊柱进行“扫描”。这个过程可以限制于治疗的初始时期。这个过程也可以限制于角度调节的一定范围，从而使得专业医师基于诊断证据和设备制造商设计而选择初始治疗角度，然后进行细微调整，仅仅小于或仅仅大于，或者高于并低于初始治疗角度一特定量(例如，0.5度)。 

总之，本发明描述了一种拉力设备，其能够调节施加的拉力的角度而不(显著地)改变预期拉力的量，从而使得专业医师能够在拉力的施加过程中调节拉力的角度而不诱发有意识或下意识的脊柱旁肌肉收缩。 

此外，本发明可以结合患者反馈一起利用，以帮助查找最能处理患者疼痛的治疗角度。就像治疗性按摩处理肌肉紧张一样，其中当理疗师处理正确位置或疼痛的来源的时候，按摩的接受者即时知道；当脊柱减压设备处理正确的椎间盘位 置或疼痛的来源的时候，承受脊柱减压治疗的患者可以认识到。如果专业医师然后能够在拉力的施加过程中进一步调节施加的所述拉力的角度，如果脊柱减压设备的拉力反馈和校正机构足够快并且精确从而在预期拉力中不引发可察觉的增大或减小，那么专业医师能够实时询问患者，增大或减小施加的拉力的角度感觉更合适或者更不合适。通过扫描脊柱以及询问患者什么感觉更合适，专业医师对于待最大化的脊柱减压的正确位置具有额外的输入。 

按照本发明的一个方面，提供一种减压拉力设备，包括：患者定位装置，所述患者定位装置用于高精度、周期性对患者脊柱的目标区域进行对准；拉力产生驱动器，所述拉力产生驱动器用于将患者脊柱置于减压拉力作用中；定位设备，所述定位装置用于将拉力产生驱动器相对于患者脊柱的目标区域进行定位；患者接口设备，所述患者接口设备用于使拉力产生驱动器与患者脊柱定位接口接通；控制系统，所述控制系统在施加至患者脊柱的合成拉力向量上具有反馈，并且在允许对拉力产生驱动器位置和患者位置的其中之一或者两者进行调节，同时在非治疗拉力级别期间施加拉力至患者脊柱；以及显示器，所述显示器用于将关于合成拉力向量的数据提供至用户或专业医师；其中，所述控制系统对拉力产生驱动器功率水平进行自动调节，从而在合成拉力向量角度的调节期间使得合成拉力向量大小保持理想恒定，减小由于合成拉力向量大小的改变而诱发脊柱旁肌肉收缩的风险。 

所述患者定位装置可包括治疗床，所述治疗床上的定位区域被识别为对准区域，所述患者脊柱的目标区域应该定位在所述对准区域上方。所述治疗床包括物理地可移动床体的部分及其附属的一系列与治疗相关的物理装置。 

所述拉力产生驱动器可包括通过旋转产生扭矩的机电设备。所述拉力产生驱动器包括增大或减小产生的扭矩的装置。 

所述定位设备可包括一种移动定位装置，用于实现所述拉力产生驱动器的高度相对于所述患者脊柱的目标区域的升高或降低。 

所述患者接口设备可包括连接至患者固定带减压带，所述减压带的一个端部与所述拉力产生驱动器可旋转地连接，所述减压带的另一个端部与患者固定带连接，所述患者固定带固定患者骨盆及脊柱的一部分。所述患者接口设备将由所述拉力产生驱动器产生的扭矩产生的减压力作用于所述患者脊柱。 

控制系统可包括允许用户或专业医师输入的输入装置，并且包括设置、产生并保持理想恒定合成拉力向量大小的装置，在此过程中，合成拉力向量角度或者相对于所述设备上的患者脊柱目标区域位置由用户或专业医师进行调节。 

控制系统可允许用户或专业医师在拉力施加至患者脊柱的时候修改合成拉力向量角度，合成拉力向量大小保持理想恒定，同时保持患者脊柱目标区域位置相对于所述设备上的位置不改变。 

控制系统可允许用户或专业医师在拉力施加至患者脊柱的时候修改相对于所 述设备上的位置的患者脊柱目标区域位置，合成拉力向量大小保持理想恒定，同时拉力产生驱动器位置相对于所述设备上的位置不改变。 

控制系统可允许用户或专业医师在拉力施加至患者脊柱的时候设置合成拉力向量角度并且修改相对于所述设备上的位置的患者脊柱目标区域位置，合成拉力向量大小保持理想恒定，所述控制系统自动调节相对于所述设备上的位置的拉力产生驱动器位置，以保持用户设置合成拉力向量角度。 

所述控制系统可包括显示器或用于将合成拉力向量角度和大小传达至用户或专业医师的装置。 

所述控制系统可允许用户或专业医师以视觉方式评估，通过患者身体抖动、口头叙述或以其它方式接收来自患者的反馈，以修改患者位置并且在理想恒定的合成拉力向量大小的施加过程中实现合成拉力向量在病变椎间隙区域附近的定位。 

所述控制系统可基于相对于脊柱模型的所述位置的经验计算以及数学和医学假设指示合成拉力而集中的脊柱的区域。 

所述控制系统可基于理想脊柱模型计算合成拉力集中的脊柱的区域，所述理想脊柱模型是通过临床应用的脊柱形态研究获得的。 

用户或专业医师能够以视觉方式评估患者抖动、和/或询问患者以确定最优预治疗治疗角度或合成拉力向量角度，从而减小因合成拉力向量大小的改变而诱发脊柱旁肌肉收缩的风险。 

附图说明

图1是示出了根据本发明的实施例形成的脊柱治疗系统的侧视图。 

图2示出了尾椎、骶骨和腰椎，腰椎以椭圆形式建模，显示了相邻椎骨之间的角度。 

图3是示出了根据本发明的实施例形成的脊柱治疗系统的侧视图，该系统使用了基于图2的脊柱前凸支撑件、特定患者定位以及治疗角度结构。 

图4A和4B分别示出了根据本发明的实施例形成的在以特定角度施加拉力之前和之后的尾椎、骶骨和腰椎的两个侧视图，所述特定角度设计为使得骶骨和最低腰椎(分别为S1和L5)对准并且使得该椎间隙(L5-S1)延长。 

图5A和5B示出了尾椎、骶骨和腰椎的两个侧视图。上面的图5A示出了在以一定角度施加拉力之后的下脊柱，所述角度设计为使得骶骨和最低腰椎(分别为S1和L5)对准并且使得该椎间隙(L5-S1)延长。下面的图5B示出了根据本发明的实施例形成的在以附加特定角度施加拉力之后的上视图，所述特定角度设计为使得最低腰椎与第四远端腰椎(分别为L5和L4)对准并且使得椎间隙(L5-S1和L4-L5)延长。 

图6A、6B和6C分别示出了尾椎、骶骨和腰椎的三个视图。图6A表示在以 特定角度施加拉力之前的放松的下脊柱。图6B表示在以设计角度(θ_T)施加拉力(使用平均或理想脊柱放射照相模型)以使得第一骶骨和第五腰椎对准之后的下脊柱。图6B示出了过度向上旋转以一定角度(θ_diff)超过与第五腰椎的对准的第一骶椎。图6B显示了第五腰椎L5如何向上旋转从而与第四腰椎L4非预期对准。图6C显示了根据本发明的实施例形成的第一骶椎，其向下旋转减小的角度(θ_diff)，在拉力期间由专业医师进行调节，对于该患者的节段角度(θ₁-θ₀)足以使得第一骶椎与第五腰椎适当对准。 

图7A、7B和7C分别示出了尾椎、骶骨和腰椎的三个视图。图7A表示在以特定角度施加拉力之前的放松的下脊柱。图7B表示在以设计角度施加拉力(使用平均或理想脊柱放射照相模型)以使得第一骶骨和第五腰椎对准之后的下脊柱。图7B示出了第一骶椎，其向上旋转不足，与第五腰椎对准还差一个用于对准椎骨的角度(θ_T)。图7C显示了根据本发明的实施例形成的第一骶椎，其向上旋转附加的角度(θ_diff)，在拉力期间由专业医师进行调节，足以使得第一骶椎与第五腰椎适当对准。 

图8示出了根据本发明的实施例形成的流程图，展示了用于通过预定量对治疗角度进行调节而不改变预期拉力的算法。 

图9A、9B、9C和图9D分别示出了根据本发明的实施例形成的脊柱减压治疗图，显示了预期拉力、治疗角度、测量拉力以及拉力校正和时间的关系。 

当结合附图进行阅读时，会更好地理解上述发明内容以及下面对于本发明特定实施例的具体描述。出于说明本发明的目的，在附图中显示了特定实施例。然而，应该理解，本发明不限于在附图中显示的布置形式和工具手段。 

具体实施方式

图1是示出了根据本发明的实施例形成的用于治疗患者110的脊柱治疗系统10。系统10包括微处理器、控制系统或计算设备190，该计算设备190具有利用和控制驱动器170的固件和/或软件。计算设备190为用户提供接口，例如通过使用监视器和键盘等提供输入/输出接口。仅作为例子，驱动器170可以以电子、液压、气动或机械方式进行操作。驱动器170通过患者接口设备120连接至患者110。作为例子，驱动器170可以通过齿轮或滑轮系统进行操作，从而使得通过患者接口设备120施加至患者110的拉力受到精准控制。该系统10用于通过接口设备120通过在患者110的脊柱108上施加来自于驱动器170的拉力循环而在患者110上执行减压治疗。可选择地，系统10可以用于在不使用拉力循环的情况下执行牵引治疗。 

患者110仰卧在机械装置100上，该机械装置100可以是诸如床或桌的平坦表面。床100包括头端104和基端106，患者110将其头部置于头端104，患者110将其腿和脚置于基端106。床100的位置使得患者100可以容易地对准，从而使用 系统10进行治疗。此外，床100可以使用手臂支撑件或栏杆以对患者110进行定位。患者110穿戴下身固定带118，该下身固定带118可连接至患者接口设备120。该下身固定带允许在骶骨的基部处或在骶骨的基部附近连接至患者接口设备120，或者将合成拉力向量的原点定位在骶骨的基部处或定位在骶骨的基部附近。可选择地，患者可以穿戴将患者110连接至接口设备120的任何其它合适的设备，只要该设备将合成拉力向量的原点定位在骶骨的基部处或定位在骶骨的基部附近。患者110穿戴上身固定带119，该上身固定带119可连接至床100的头端104。上身固定带119将患者110的上身紧固至床100，并且阻止患者110的上身朝机柜130移动或与之反向移动，该机柜130包含了驱动器170和接口定位设备140。 

专业医师将患者110的腰椎108定位在可调节的脊柱前凸支撑件112的上方。可调节的脊柱前凸支撑件112以气动方式充气和放气，以适应多个患者110之间腰椎前凸的各种角度。脊柱前凸支撑件112的形状可以是可调节的或者是固定的，并且可以是可通过若干方法调节的，包括气动、机电、液压、化学等等。具体而言，专业医师将脊柱前凸的顶点，第三腰椎(L3)，定位于脊柱前凸支撑件112的中心顶部的上方。将脊柱前凸的顶点定位于脊柱前凸支撑件112的中心顶部的上方并且将患者110的上身固定至床100的头端104，这形成了用于计算治疗角度的三角形的水平线(相对的边)的可靠和一致的端点。 

专业医师将膝垫117放置于患者110的膝盖的下方，减小患者110的下脊柱108上的压力。患者110在床100上的位置(患者仰卧，膝盖下方有膝垫117)形成了选择放射照相测量的基础，放射照相测量考虑了这个位置以在指定治疗角度时使用。 

下身固定带118通过患者接口设备120连接至驱动器170。下身固定带118可以通过可以被交替紧固和移除的夹子或扣件连接至患者接口设备120。接口设备120沿着患者110的脊柱108通过固定带118传送并对准由驱动器170产生的拉力。 

接口设备120可以是通过定位接口定位设备140相对于患者110定位的带、皮带或缆绳。定位接口定位设备140本身可以通过垂直驱动器148移动至优选位置，该垂直驱动器148可以是线性驱动器或机电、气动、液压或化学驱动器的任何其它类型。垂直驱动器148可以包含相对或绝对编码器、电位计或光学距离传感器，用于将定位接口定位设备140的位置通过箭头F所述的路线传达至电子通讯中心155。当其上下行进通过定位接口定位设备140和垂直驱动器148时，患者接口设备120可以通过机柜130前方的槽145，其可以利用一些形式的柔性材料，以随着患者接口设备120一起移动并且防护机柜130的内部免受外部干扰。 

头端104和基端106床100垫可以通过水平驱动器114和连接叉116朝向机柜130或与之反向一起水平移动，水平驱动器114和连接叉116可以是线性驱动器或任何机电、气动、液压或化学类型的驱动器。通常这样做是为了适应各种高度的患者110，从而使得那些患者110的脚不会不舒服地接近或超过床100的基端 106。水平驱动器114可以包含相对或绝对编码器、电位计或光学距离传感器，用于将脊柱前凸支撑件112和头端104的垫的位置传达至计算设备190和电子通讯中心155中的一个或两者。 

床100的基端106的垫设计为与床100的头端104的垫一起锁定到位并且一起水平行进；也能够从床100的头端104的垫解锁，并且沿着线性导轨与床100的头端104垫反向行进固定距离。该功能起到允许脊柱108更加容易地在拉力下伸长的作用，而与将床100的基端106的垫固定至头端104的垫使床100的基端106的垫向下滑动的情况相反。底端106的垫和头端104的垫锁合成整体，这种情况更不利于脊柱随减压拉力自由伸长。 

系统10进一步包括拉力反馈系统160，该拉力反馈系统160使得接口设备120接合在驱动器170和下身固定带118之间。反馈系统160可以包括测力传感器或测力计150，该测力传感器或测力计150定位为与驱动器170共线并且配置为以电子方式提供反馈至电子通讯中心155，如箭头E所示。 

电子通讯中心155设计为收集各种系统10度量并传输至计算设备190，如箭头A所示。该设备可以将各种系统10测量设备信息同步进入单数据流A，该单数据流A设计为通过计算设备190得到最佳利用。 

驱动器170与驱动器控制器192电子通讯，并且直接受到驱动器控制器192的控制，如箭头B所示。举例说，驱动器控制器192就是伺服放大器192。驱动器170也可以连附至(或者共线连接至)编码器180，该编码器180能够将电机轴位置和其它电机度量信息与伺服放大器192通讯。伺服放大器192可计算许多电机度量，包括功、位置、距离、扭矩和比率，并且将那些度量电子通讯至计算设备190并且从计算设备190接收那些度量，如指向计算设备190的箭头C所示。 

计算设备190可以配置为与伺服放大器192和驱动器170通讯，以监测并根据需要校正来自于伺服放大器192的由驱动器170施加的合成拉力和电机度量。计算设备190还可以配置为与用户接口系统(例如，键盘和显示器)一起使用，该用户接口系统与计算机190通讯并且将用户的指令解码至计算机190。该接口能够让用户构建治疗参数。例如，所有拉力产生和输送装置都包含在机柜130内，该机柜130相对于患者110位于某一位置。 

在操作中，脊柱治疗由将患者110正确地定位在床100上而开始。患者的头部定位于床100的头端104，患者的脚定位于床100的基端106。患者110配备有下身固定带118，从而把患者110连接至患者接口设备120，并且下身固定带118配置为将拉力施加至患者110的脊柱108，合成拉力向量的原点位于骶骨的基部处或者位于骶骨的基部附近。患者配备有上身固定带119，该上身固定带119在床100的头端104处固定到位。专业医师将患者110的前凸顶点定位在脊柱前凸支撑件112的中心顶部的上方，调节支撑件的高度以匹配此处患者的脊柱前凸曲率，并且调节与床100的头端104的上身固定带119连接，以确定患者110的上身在 头端104垫上固定到位。膝垫117放置在患者110的膝盖的下方。 

减压系统10的操作者可以使用计算机190的定位接口系统，为治疗选择适当的治疗参数。然后，操作者可以为患者110选择拉力治疗程序，并且向计算设备190下达指令以执行所选择的治疗程序。计算设备190激活伺服放大器192和/或驱动器170，从而使得驱动器170旋转，比如顺着箭头D方向，以拉紧患者接口设备120，从而将拉力通过下身固定带118施加至患者的脊柱108。计算设备190调节拉力输出，以跟随由用户输入的治疗程序中定义的拉力的循环。该程序可以包括125磅(仅作为例子)以上的低拉力级别和高拉力级别，并且还可以包括循环施加拉力至患者的脊柱108的许多减压治疗变化。 

图2示出了由很多患者的放射照相测量形成的腰椎前凸椭圆模型205。Janik等人开发了从下级T12至上级S1的腰椎前凸的理想平均受试人体测量模型。椭圆模型205表示沿着椎骨体后面的后纵韧带的理想化路径。该模型205表示一种方法，脊柱减压设备设计者通过该方法可以指定根据本发明的实施例形成的治疗角度。椭圆205(脊柱200根据该椭圆205进行建模)具有短轴B 210和长轴A 215，该短轴B 210穿过T12275的下级终板212，该长轴A 215垂直于短轴210。Janik等人发现了相对于所呈现数据，b/a比率0.32是最佳拟合。 

在图2中绘出的下脊柱200由第一骶椎230(S1)、第五腰椎225(L5)、第四腰椎240(L4)、第三腰椎250(L3)、第二腰椎260(L2)、第一腰椎270(L1)和第十二胸椎275(T12)组成。 

图2中的切线是根据哈里森椎体后缘切线(Harrison Posterior Tangent，HPT)方法绘制的。显示了沿着椎体后缘绘制的HPT线，相邻切线之间的角度定义了每个椭圆模型205中椎骨之间的节段角度。 

L5225和S1230之间(或L5-S1)的节段角度取决于切线θ₁235和θ₀220之间的角度。 

L4240和L5225之间(或L4-L5)的节段角度取决于切线θ₂245和θ₁235之间的角度。 

L3250和L4240之间(或L3-L4)的节段角度取决于切线θ₃255和θ₂245之间的角度。 

L2260和L3250之间(或L2-L3)的节段角度取决于切线θ₄265和θ₃255之间的角度。 

L1270和L2260之间(或L1-L2)的节段角度取决于切线θ₅280和θ₄265之间的角度。 

根据本发明的实施例，利用上文讨论的节段角度来确定图1中设备的特定角度，用于治疗腰椎200的各个部分。对于特定脊柱减压设备设计而言，不同的放射照相方法和数据大体上是合适的。重要的是在系统10中，保持患者仰卧并且膝盖下方有膝垫时，选择适合于患者110在设备上的位置的测量数据。 

图3示出了由本发明的实施例形成的系统10的侧视图，具体说明了治疗角度的指定。患者110仰卧在床100上，头部在床的头端104上。患者110的脊柱108显示为在脊柱前凸支撑件112上，脊柱前凸L3250的顶点在脊柱前凸支撑件112的中心顶部的上方。尽管图中没有显示出来，但存在下身固定带118，如合成拉力向量的垂直分量304和水平分量306(分别为“x”和“y”)所示，原点302处于骶骨230的基部。图中也没有显示出来，上身固定带119附接至床100的头端104。膝垫117没有显示出来；但患者110的双腿是弯曲的，差不多处于膝垫117的上方。 

当患者接口设备120由驱动器170缩回时，S1230通过下身固定带118而向上旋转。由于S1230、L5225和L4240都处于L3250的下方，脊柱前凸L3230的顶点充当这种旋转的支点310。由于L3250在脊柱前凸支撑件112的上方，L3250用于反抗S1230在垂直方向“Y”304上的移动。这种反抗一直延续，直到治疗角度足以作用在L3250椎骨体上。由于L3250受到作用并提升，于是支点310向上级转移至L2260。由于L2260受到充分的治疗角度的作用，于是支点310再次向上级转移至L1270。在所有情况下，支点310是由反抗增大治疗角度而形成的，更具体地是由反抗抵靠脊柱前凸支撑件112的合成拉力的垂直分量“Y”304而形成的。 

斜边328由患者接口设备120在其通过槽145退出机柜130处和点310形成。治疗角度338相当于由HPT线235和220形成的角度，(θ₁-θ₀)338或L5-S1，HPT线235和220由S1230和L5225的后侧形成。 

斜边326由患者接口设备120在其通过槽145退出机柜130处和点310形成。治疗角度336相当于由HPT线245和235形成的角度，(θ₂-θ₁)336或L4-L5，HPT线245和235由L5225和L4240的后侧形成。然而，整个治疗角度将由(θ₂-θ₁)336+(θ₁-θ₀)338构成。 

斜边324由患者接口设备120在其通过槽145退出机柜130处和点310形成。治疗角度334相当于由HPT线255和245形成的角度，(θ₃-θ₂)334或L3-L4，HPT线255和245由L4240和L3250的后侧形成。然而，整个治疗角度将由(θ₃-θ₂)334+(θ₂-θ₁)336+(θ₁-θ₀)338构成。 

斜边322由患者接口设备120在其通过槽145退出机柜130处和点310形成。治疗角度332相当于由HPT线265和255形成的角度，(θ₄-θ₃)332或L2-L3，HPT线265和255由L3250和L2260的后侧形成。然而，整个治疗角度将由(θ₄-θ₃)332+(θ₃-θ₂)334+(θ₂-θ₁)336+(θ₁-θ₀)338构成。 

斜边320由患者接口设备120在其通过槽145退出机柜130处和点310形成。治疗角度330相当于由HPT线280和265形成的角度，(θ₅-θ₄)330或L1-L2，HPT线280和265由L2260和L1270的后侧形成。然而，整个治疗角度将由(θ₅-θ₄)330+(θ₄-θ₃)332+(θ₃-θ₂)334+(θ₂-θ₁)336+(θ₁-θ₀)338构成。 

垂直驱动器148升高和降低患者接口设备120和接口定位设备140，以适应各种指定治疗角度320、322、324、326和328。系统10利用被动或绝对编码器、电位计、光学距离传感器或其它测距仪反馈以确定患者接口设备120的垂直位置。由基端106垫和头端104垫构成的床100通过水平驱动器114朝机柜130或与之反向一起水平移动。通过被动或绝对编码器、电位计、光学距离传感器或其它测距仪，把水平驱动器114的位置反馈给系统10。同时，通过水平驱动器114，把接口定位设备处的患者接口设备120的垂直位置和脊柱前凸支撑件112的中心顶部310的水平位置反馈给系统，并且用于计算治疗角度。 

图4A和4B分别为下脊柱(400和401)的两个视图。图4A示出了以治疗角度490额外施加合成拉力向量F 402之前的脊柱。图4B示出了施加所述合成拉力F 402之后的脊柱。 

HPT切线420、430、440、45、460和470绘制为在椎骨体S1410、L5411、L4412、L3413、L2414和L1415的后面。 

合力F 402通过患者接口设备120带动下身固定带118施加至患者110。下患者固定带118设计为在骶骨410的基部处产生合成拉力向量F 402，在本发明的该实施例中处于仰卧患者110的下方。当分解为垂直分量Fy 404和水平分量Fx 403时，合成拉力向量F 402以两种方式作用在下脊柱400/401上。首先，垂直分量Fy 404可视为从骶骨410提升至前凸支撑件112的中心顶部310上方，同时受到脊柱的脊柱前凸顶点第三椎骨L3413的抵抗。水平分量Fx 403可视为拉动所有的对准脊柱节段，以使得脊柱伸长。 

在图4A中，脊柱节段410、411、412、413、414、415和416都不具有零节段角度(对准的)，因为没有外力作用在脊柱上，并且假定自然脊柱前凸多多少少会存在于患者下脊柱的所有节段之间。如果在下脊柱400中一点都没有自然脊柱前凸，而且同时没有自然后凸，那么除了零角度之外就不需要任何治疗角度。 

在图4B中，合力402作用在下脊柱上。通过患者接口设备120带动下身固定带118，合力402作用在椎骨节段S1410上。作为一般的指导方针，合成拉力402的大小设置为患者体重的二分之一，这是本领域的惯例；然而，专业医师有责任调整其大小使其足以提升下身并且将患者下身，骶骨/骨盆/臀部旋转至合适位置。根据合成拉力402的垂直分量Fy 404而使得椎骨节段S1410相对于L5411的下级终板提升并且旋转。合成拉力402的施加的角度490是θ₁-θ₀，430-420，其足以使椎骨体S1410和L5411的后缘彼此平行，从而对准。只要椎骨体S1410和L5411对准，椎间盘前缘和后缘均被减压480。随着合成拉力402在最大和最小级别之间循环，椎骨体S1410和L5411也随之对准或不对准。 

椎骨体S1410和L5411的对准以及失准导致脊柱旁肌肉紊乱和放松，特别是在合成拉力402平滑地循环的时候。此外，因为出现回纳的过程是椎体相对于彼此的机械移动，如同所述椎体的对准和失准所描述的那样，椎骨体S1410和L5411 的对准以及失准导致在椎骨体的终板处椎间盘的回纳增加。此外，已对准椎骨体S1410和L5411的伸长480导致伸长位置处的椎间盘压力下降，进而引起髓核在脊柱中移动。 

图5A和5B分别是下脊柱(500和501)的两个视图。图5A示出了以治疗角度591额外施加合成拉力向量F 502之前的脊柱。图5A与图4B类似，旋转了角度490并且伸长了距离480。图5B示出了施加所述合成拉力F 502之后的脊柱。 

HPT切线530、540、550、560和570绘制在椎骨体L5511、L4512、L3513、L2514和L1515的后面。 

合力F 502通过患者接口设备120带动下身固定带118施加至患者110。下患者固定带118设计为在骶骨510的基部处产生合成拉力向量F 502，在本发明的该实施例中处于仰卧患者110的下方。当分解为垂直分量Fy 504和水平分量Fx 503时，合成拉力向量F 502以两种方式作用在下脊柱500/501上。首先，垂直分量Fy 504可视为从骶骨510提升至前凸支撑件112的中心顶部310上方，同时受到脊柱的脊柱前凸顶点第三椎骨L3513的抵抗。水平分量Fx 503可视为拉动所有的对准脊柱节段，以使得脊柱伸长。 

在图5A中，仅有S1510和L5511对准，如同图4B中描述的那样。其它脊柱节段511、512、513、514、515和516都不具有零节段角度(对准的)，因为合力402是以仅够对准510和511的治疗角度作用在脊柱上的。此外，假定自然脊柱前凸多多少少会存在于患者110下脊柱的所有节段之间。如果在下脊柱500中一点都没有自然脊柱前凸，而且同时没有自然后凸，那么除了零角度之外就不需要任何治疗角度。 

在图5B中，合力502作用在下脊柱上。通过患者接口设备120带动下身固定带118，合力502作用在椎骨节段L5511上，并且通过初始合力402作用在S1510上。作为一般的指导方针，合成拉力502的大小设置为患者体重的二分之一，这是本领域的惯例；然而，专业医师有责任调整其大小使其足以提升下身并且将患者下身，骶骨/骨盆/臀部旋转至合适位置。通过402S1510的方式，根据合成拉力502的垂直分量Fy 504而使得椎骨节段L5511相对于L4512的下级终板提升并且旋转。合成拉力502的施加的角度591是θ₂-θ₁，540-530，再加上590的角度，其足以使得椎骨体L5511和L4512的后缘彼此平行，从而对准。只要椎骨体L5511和L4512对准，通过402S1510和L5511的方式，椎间盘前缘和后缘均被减压581和580。随着合成拉力502在最大和最小水平之间的循环，椎骨体L5511和L4512以及S1510和L5511也随之对准或失准。 

减压580和581以及椎骨体对准和失准的益处已经在图4中进行了描述。应该注意到，根据本发明形成的该实施例，为了减压、增加回纳并产生椎间盘局部髓核压降而使得两个椎骨体对准，其首先需要使得所有远端椎骨节段对准，从S1510和L5511开始。 

图6A、6B、6C分别是示出了下脊柱(600、695、696)的三个视图。图6A表示以治疗角度(θ_T)608施加合成拉力向量602之前的放松的下脊柱。图6B表示在以指定的治疗角度(θ_T)608施加合成拉力向量602(使用正常或理想脊柱放射照相模型)以使得第一骶椎S1610和第五腰椎L5611对准之后的下脊柱。图6C表示以治疗角度施加合成拉力向量607之后的下脊柱，该治疗角度在拉力过程中动态调节并减小至(θ_T)608-(θ_diff)609。 

HPT切线620、630、640、650、660和670绘制为在椎骨体S1610、L5611、L4612、L3613、L2614和L1615的后面。 

合力F 602通过图6B中的下身固定带118通过患者接口设备120施加至患者110。下患者固定带118设计为在骶骨610的基部处产生合成拉力向量F 602，在本发明的该实施例中处于仰卧患者110的下方。当分解为垂直分量Fy 604和水平分量Fx 603时，合成拉力向量F 602以两种方式作用在下脊柱600/695/696上。首先，垂直分量Fy 604可视为从骶骨610的提升至前凸支撑件112的中心顶部310上方，同时受到脊柱的脊柱前凸顶点第三椎骨L3613的抵抗。水平分量Fx 603可视为拉动所有的对准脊柱节段，以使得脊柱伸长。 

在图6A中，脊柱节段610、611、612、613、614、615和616都不具有零节段角度(对准的)，因为没有外力作用在脊柱上，并且假定自然脊柱前凸多多少少会存在于患者下脊柱的所有节段之间。如果在下脊柱600中一点都没有自然脊柱前凸，而且同时没有自然后凸，那么除了零角度之外就不需要任何治疗角度。 

在图6B中，合力602作用在下脊柱上。通过患者接口设备120带动下身固定带118，合力602作用在椎骨节段S1610上。作为一般的指导方针，合成拉力602的大小设置为患者体重的二分之一，这是本领域的惯例；然而，专业医师有责任调整其大小使其足以提升下身并且将患者下身，骶骨/骨盆/臀部旋转至合适位置。根据合成拉力602的垂直分量Fy 604而使得椎骨节段S1610相对于L5611的下级终板提升并且旋转。 

图6B示出了第一骶椎S1610以治疗角度(θ_T)608过度向上旋转从而不能与第五腰椎L5611对准。当治疗角度(θ_T)608针对系统10设计为仅仅使得第一骶椎S1610与第五腰椎L5611对准时，在该特别患者中，治疗角度(θ_T)608比患者的自然节段角度L5-S1((θ₁-θ₀)338)大一定角度差异(θ_diff)609。图6B显示了第五腰椎L5611如何向上旋转从而与第四腰椎L4612非预期对准。通过治疗角度(θ_T)608，合成拉力向量602有意地使得第一骶椎S1610和第五腰椎L5611对准并且伸长618，并且无意地使得第五腰椎L5611和第四腰椎L4612对准并且伸长619。 

合成拉力向量602的初始治疗角度(θ_T)608发生上文中描述的改变，此时专业医师可以通过视觉、触觉方式并且还可以通过诊断装备和/或患者反馈而观察到L5611和L4612无意地部分或全部对准并且伸长619。专业医师可以决定在拉力 作用下对治疗角度(θ_T)608进行动态调节。在对治疗角度进行动态调节时，专业医师能够更加准确地判断该患者的适当节段角度L5-S1，(θ₁-θ₀)338。 

图6C显示了根据本发明的实施例形成的第一骶椎S1610以角度(θ_diff)609向下旋转，该角度在拉力期间由专业医师进行动态调节，相对于该患者的节段角度(θ₁-θ₀)338足以使得第一骶椎S1610与第五腰椎L5611适当对准。新的合成拉力向量607与初始合成拉力向量602大小相同，但是以新的治疗角度(θ_T)608减(θ_diff)609，等于(θ₁-θ₀)338施加至患者110。 

通过使得治疗角度(θ_T)608减小(θ_diff)609，第五腰椎L5611不再与第四腰椎L4612对准。由于L5611和L4612不对准，L5611和L4612之间的伸长619被最小化。新的治疗角度(θ_T)608减(θ_diff)609仅在L5-S1，618处使得伸长最大化。 

图7A、7B和7C分别示出了下脊柱(700、795、796)的三个视图。图7A表示以治疗角度(θ_T)708施加合成拉力向量702之前放松的下脊柱。图7B表示在以指定治疗角度(θ_T)708施加合成拉力向量702(使用正常或理想脊柱放射照相模型)以使得第一骶椎S1710和第五腰椎L5711对准之后的下脊柱。图7C表示以治疗角度施加合成拉力向量707之后的下脊柱，该治疗角度在拉力过程中动态调节并增大至(θ_T)708+(θ_diff)709。 

HPT切线720、730、740、750、760和770绘制为在椎骨体S1710、L5711、L4712、L3713、L2714和L1715的后面。 

合力F 702通过图7B中的下身固定带118通过患者接口设备120施加至患者110。下患者固定带118设计为使得合成拉力向量F 702在骶骨710的基部处起源，在本发明的该实施例中处于仰卧患者110的下方。当分解为垂直分量Fy 704和水平分量Fx 703时，合成拉力向量F 702以两种方式作用在下脊柱700/795/796上。首先，垂直分量Fy 704可视为从骶骨710提升至凸支撑件112的中心顶部310上方，同时受到脊柱的脊柱前凸顶点第三椎骨L3713的抵抗。水平分量Fx 703可视为拉动所有的对准脊柱节段，以使得脊柱伸长。 

在图7A中，脊柱节段710、711、712、713、714、715和716都不具有零节段角度(对准的)，因为没有外力作用在脊柱上，并且假定自然脊柱前凸多多少少存在于患者下脊柱的所有节段之间。如果在下脊柱700中一点都没有自然脊柱前凸，并且同时没有自然后凸，那么除了零角度之外就不需要任何治疗角度。 

在图7B中，合力702作用在下脊柱795上。通过患者接口设备120带动下身固定带118，合力702作用在椎骨节段S1710上。作为一般的指导方针，合成拉力702的大小设置为患者体重的二分之一，这是本领域的惯例，然而，专业医师有责任调整其大小使其足以提升下身并且将患者下身，骶骨/骨盆/臀部旋转至合适位置。根据合成拉力702的垂直分量Fy 704而使得椎骨节段S1710相对于L5711的下级终板提升并且旋转。 

图7B出了第一骶椎S1710，其向上旋转角度不足与第五腰椎L5711对准，还差治疗角度(θ_T)708。当治疗角度(θ_T)708针对系统10设计为使得第一骶椎S1710与第五腰椎L5711对准时，在该特别患者中，治疗角度(θ_T)708比患者的自然节段角度L5-S1((θ₁-θ₀)338)小一定角度差异(θ_diff)709。在治疗角度(θ_T)708，合成拉力向量702不足以使得第一骶椎S1710和第五腰椎L5711对准并且伸长。 

合成拉力向量702的初始治疗角度(θ_T)708发生上文中描述的改变，此时专业医师可以通过视觉、触觉方式还可以通过诊断装备和/或患者反馈而观察到S1710和L5711并未完全对准并且伸长。专业医师可以决定在拉力作用下对治疗角度(θ_T)708进行动态调节。在对治疗角度进行动态调节时，专业医师能够更加准确地判断该患者的适当节段角度L5-S1，(θ₁-θ₀)338。 

图7C显示了根据本发明的实施例形成的第一骶椎S1710，以角度(θ_diff)709向上旋转，该角度在拉力期间由专业医师进行动态调节，相对于该患者的节段角度(θ₁-θ₀)338足以使得第一骶椎S1710与第五腰椎L5711适当对准。新的合成拉力向量707与初始合成拉力向量702大小相同，但是以新的治疗角度(θ_T)708加(θ_diff)709，等于(θ₁-θ₀)338施加至患者110。 

通过使得治疗角度(θ_T)708增加了(θ_diff)709，第一骶椎S1710与第五腰椎L5711对准，使得L5-S1(718)之间的伸长719最大化。 

图8示出了根据本发明的实施例形成的流程图，展示了用于通过预定量对治疗角度进行调节而不改变预期拉力的算法。 

该算法从脊柱减压设备的通电启动开始(步骤800)。作为系统10启动程序802的一部分，垂直线性驱动器148重新设置为最低位置；由相对于垂直线性驱动器148内部或外部安装的测距设备进行传输的任何被动或主动编码器数据，或电位计数据，对其针对该初始零点进行测量；作为系统10启动程序的一部分，水平驱动器114重新设置为最接近拉力产生驱动器170的位置；由相对于水平线性驱动器114内部或外部安装的测距设备进行传输的任何被动或主动编码器数据，或电位计数据，将会针对该初始零点进行测量(步骤802)。在该点处，设备计算初始治疗角度(步骤804)。可选地，设备可以使用绝对测距设备，其并不需要该设备如802中所示地对垂直和水平致动器进行初始化。可选地，设备可以将垂直线性驱动器和水平线性驱动器的最后已知位置存储在非易失性存储器中，从而不需要初始化步骤802。系统10然后显示治疗角度(步骤806)。 

专业医师可以将用于脊柱减压治疗的预期最大和最小拉力输入治疗计算机190(步骤808)。除了其它参数以外，他们还可以输入初始治疗角度和治疗时间。这可以如图所示在物理患者设置(步骤810)之前进行，或者在其之后进行。 

然后，专业医师将患者110的身体配置在床100上(步骤810)。上身固定带119紧固至床的头端104。膝垫117放置在患者的膝盖的下方。床100水平调节和 /或患者110在床100上进行调节，以使得脊柱前凸L3250的顶点定位于脊柱前凸支撑件112的中心顶部310的上方。下身固定带118连接至患者接口设备120。然后，专业医师可以初始化治疗(步骤812)。 

在本发明的该实施例中，当初始化治疗(步骤812)时，治疗计算机190传输C治疗程序数据，拉力曲线，至伺服放大器192，其又与伺服电机170通讯B。拉力产生驱动器170旋转D，增大患者接口设备120上的拉力。测力传感器150记录拉力，并且将该度量传输E至电子设备155。电子设备155传输A该信息至治疗计算机190。治疗计算机190将更新的拉力曲线信息C发送至伺服放大器192，完成闭合反馈曲线(步骤814)。 

在治疗的初始化(步骤812)之后，专业医师可以决定他们是否要在拉力作用下动态地增大或减小治疗角度。专业医师可以通过按下对应于垂直线性驱动器148向上移动的按钮而增大治疗角度(步骤816)，或者按下对应于垂直线性驱动器148向下移动的按钮而减小治疗角度(步骤832)。 

在步骤816的情况下，示出了治疗角度增大，治疗计算机190基于软件预先设置而决定是否动态调节角度(步骤818)。如果允许动态角度调节步骤818，那么治疗计算机190与电子设备155通讯A以非常缓慢地启动并且非常缓慢地移动垂直线性驱动器148，同时按下向上指示垂直线性驱动器按钮(步骤820)。在本发明的该实施例中，在垂直线性驱动器148中过渡不能太直接或有停顿。一旦按压向上指示按钮(步骤816)，并且只要其被按压(步骤826)，垂直线性驱动器将会持续缓慢地向上移动(步骤820)。如果不再按压向上指示按钮，那么治疗计算机190和电子设备155将会让垂直线性驱动器148非常缓慢地停止(步骤828)。在该时间步骤828期间，向上或向下指示垂直线性驱动器按钮都禁用(步骤828)。一旦垂直线性驱动器148停止移动，如同测距设备证实的那样，向上和向下指示垂直线性驱动器按钮都启用(步骤830)。 

当垂直线性驱动器148移动增大治疗角度时(步骤820)，治疗计算机190和电子设备155连续监测测力传感器155信息以及任何其它系统10的度量，从而使得施加至患者的合成拉力向量的大小保持在其预期拉力曲线上，同时调节治疗角度(步骤822)。由于治疗角度被调节(步骤820)，治疗计算机190和电子设备155相对于垂直线性驱动器148监测测距设备，并且重新计算和显示治疗角度(步骤824)。 

应该注意到，对于特定治疗角度，基于平均或理想节段角度的一个或多个标准偏差，可以允许治疗角度稍微增大或减小。不论垂直线性驱动器移动的全程中动态角度调节的范围如何，当垂直线性驱动器接近这些范围时，其自动缓慢停止以避免治疗角度的立即改变。 

只要专业医师816完成步骤818、820、822、824、826、828和830，设备就返回至监测在假定静态垂直线性驱动器148位置下的拉力曲线(步骤814)。 

在步骤832的情况下，示出了治疗角度减小，治疗计算机190基于软件预先设置而决定是否允许动态角度调节(步骤834)。如果允许动态角度调节(步骤834)，那么治疗计算机190与电子设备155通讯A以非常缓慢地启动并且非常缓慢地保持垂直线性驱动器148移动，同时按压向下指示垂直线性驱动器按钮(步骤836)。在本发明的该实施例中，在垂直线性驱动器148中不允许立即或阶梯过渡。一旦按压向下指示按钮(步骤832)，并且只要其被按压(步骤842)，垂直线性驱动器将会持续缓慢地向下移动(步骤836)。如果不再按压向下指示按钮，那么治疗计算机190和电子设备155将会初始化垂直线性驱动器148的非常缓慢地停止(步骤844)。在该时间步骤844期间，向上或向下指示垂直线性驱动器按钮都禁用(步骤844)。一旦垂直线性驱动器148移动停止，如同测距设备证实的那样，向上和向下指示垂直线性驱动器按钮都启用(步骤846)。 

当垂直线性驱动器148移动减小治疗角度时(步骤836)，治疗计算机190和电子设备155连续监测测力传感器155信息以及任何其它系统10的度量，从而使得施加至患者的合成拉力向量的大小保持在其预期拉力曲线上，同时治疗角度被调节(步骤838)。由于治疗角度被调节(步骤836)，治疗计算机190和电子设备155相对于垂直线性驱动器148监测测距设备，并且重新计算和显示治疗角度(步骤840)。 

当专业医师832完成步骤834、836、838、840、842、846和830，设备就返回至监测假定静态垂直线性驱动器148位置下的拉力曲线(步骤814)。 

图9A-9D表示治疗屏幕900，其可以显示在系统10的脊柱减压设备上和/或打印出来。在屏幕900中，显示了垂直对准的四个图9A、图9B、图9C和图9D，都是针对相同的水平标度(时间)绘制的。 

在图9A中，显示了预期的拉力曲线。在本发明的该实施例中，预期拉力曲线是一系列最大和最小拉力级别水平，由拉力911中的对数增大和减小而连接。图9A的y轴910是拉力，以磅为单位绘制，显示为从零至160磅。根据图9A，最大拉力水平是140磅，最小拉力水平是30磅。 

在图9B中，治疗角度是根据时间绘制的。y轴线920是治疗角度，以角度为单位绘制的。y轴920以初始治疗角度923，12°为中心，为了看得清楚其显示为放大并且有边界的。在本发明的该实施例中，12°是为L5-S1椎间隙的设置，L5-S1的节段角度的第一标准偏差是加和减1.5°。在本发明的该实施例中，动态角度调节的范围是与脊柱减压设备的指定治疗角度的一个标准偏差。 

在图9B中，当初始化治疗时，专业医师能够动态地调节拉力持续一个周期，包括直至第一最大拉力平台921的端部。在本发明的该实施例中，超过921，动态调节治疗角度的能力禁用922，如同在软件中设置的那样。当初始化治疗时，专业医师向下动态调节治疗角度0.5°924。然后，专业医师向上调节治疗角度2°至13.0°925。然后，专业医师向下调节治疗角度至12.5°926，把治疗的剩余时间保 持在治疗角度。 

当前治疗角度927显示在902右边的方框中。该显示927随治疗角度的改变而改变和更新。 

在图9C中，显示了测量的拉力931，在本发明的本实施例中其由测力传感器155传输，但其可以通过任何负载或扭矩感测设备传输。测量的拉力931是针对y轴930以磅为单位绘制的，其与标度910相同。应该注意到，根据本发明的该实施例，即使在动态角度调节周期期间921，测量的拉力931与预期拉力曲线911相同。 

在图9D中，显示了拉力校正944。拉力校正944是针对y轴940以磅为单位绘制的。在本发明的一个实施例形成的系统10中，当治疗角度向下调节时924，拉力必须瞬间增大941以抵消系统动态和系统机械增益中的改变，保持测量的拉力931与预期拉力911相同。在本发明的一个实施例形成的系统10中，当治疗角度向上调节时(图中925所示)，拉力必须瞬间减小(图中942所示)以抵消系统动态和系统机械增益中的改变，保持测量的拉力931与预期拉力911相同。在本发明的一个实施例形成的系统10中，当治疗角度向下调节时(图中926所示)，拉力必须瞬间增大(图总943所示)以抵消系统动态和系统机械增益中的改变，保持测量的拉力931与预期拉力911相同。脊柱减压设备设计的变化可能改变系统10的拉力产生驱动器170对于治疗角度的改变作出反应的方式，如同用于治疗周期904的该特定系统10的拉力校正曲线中所反映的那样。 

以上出于说明和描述的目的呈现了本发明的特定示例性实施例。但是其并非穷尽性的，或者要把本发明限制于所公开的精确形式，显然，在上述教导的启示下可以进行许多修改和变化。示例性实施例的选择和描述是为了解释本发明的特定原理和它们的实际应用，从而使本领域的其他技术人员获得并利用本发明的各个示例性实施例和它们的各种替换和修改。本发明的范围由所附的权利要求及其等效形式限定。