在拉力下对脊柱进行差异性重新对准的系统

摘要

本发明涉及一种在拉力下对脊柱进行差异性重新对准的系统。具体地，提供一种拉力设备，包括：患者定位装置；拉力产生驱动器；定位装置；患者接口设备；以及控制系统。所述控制系统具有对于应用于患者脊柱的合成拉力向量的反馈；在对患者脊柱施加治疗拉力级别时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；所述拉力设备对合成拉力向量角度进行自动调节，从而在拉力产生驱动器位置或患者位置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诱发脊柱椎旁肌肉收缩的风险并促进脊柱节段的屈曲。

说明书

技术领域

本发明涉及一种将拉力应用至患者的脊柱以对脊柱疾病进行治疗的系统。本发明尤其涉及一种系统，该系统在治疗过程中在拉力下使治疗角度振荡而不改变预期拉力，对特定脊柱进行差异性重新对准(DRV)，其目的是进一步放松脊柱椎旁肌肉，增加椎间盘回纳，并且刺激关节软骨(例如，小面关节软骨)，作为一种促进连续被动运动(CPM)益处的手段。

背景技术

理疗师利用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手术后疼痛。减压治疗源自于传统的基于牵引的治疗，牵引治疗通过外力(例如理疗师用手或者通过自动过程)将脊柱置于拉力状态中。代表性地，在传统的基于牵引的治疗期间，脊柱处于连续的拉力状态。减压治疗与传统牵引治疗的不同之处在于，拉力以特定的角度应用至脊柱。而且，在减压治疗期间，在整个治疗周期中应用各种拉力或者循环使用各种拉力，从而使得脊柱椎旁肌肉放松和疲劳，允许椎间盘分离。这些功能提供了拉力的不同级别之间的平滑过渡。在传统牵引或者减压治疗中，脊柱拉力都保持30分钟或更长的周期。

由于脊柱置于拉力状态中，所以脊柱椎骨分离，以便允许椎间盘重新对准至其适当位置中。这种作用使得椎间盘突出能够有时间在非负荷状态中治愈。此外，富有营养的脊髓液(髓核)通过由椎骨的分离产生的负压而被引至拉力的位置。脊柱椎旁肌肉通过与外力相对抗进行拉紧而不自觉地参与脊柱的“拉伸”反应。而且，有知觉的人(患者)可能会不自觉地和/或下意识地收缩脊柱肌肉，作为对拉力的对抗反应。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。

普通脊柱减压治疗系统的一个例子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(电动驱动、气动驱动、磁力驱动、液压驱动或化学能驱动的任意类型)。患者仰卧在治疗床体上，头部位于产生拉力源的远端。患者上身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(电动驱动、气动驱动、磁力驱动、液压驱动或化学驱动器的任意类型)从而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)，从而调节应用的拉力的角度。系统还包括拉力测量装置(例如，测力传感器)，其与拉力产生驱动器和患者共线连接，从而将拉力信息传达至拉力产生驱动器控制装置(例如计算机)。系统作为受控反馈环路进行操作，从而能够将预期的拉力曲线应用至患者，并且能够通过计算机对实际应用的力进行验证。

但是在上述的例子中，相对于连附至患者的位置的拉力带拉动的点在拉力作用的过程中是固定的。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)其头部位于应用的拉力源的远端，所以应用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远离头部，另一个力向量垂直于患者的脊柱。在患者俯卧的情况下，应用的拉力合力的水平分量的方向将保持相同，然而应用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，拉力以一定角度应用，并且特定角度(所述角度对于每个装置的设计而言是特定的)影响特定的椎间盘位置。通过调节应用的拉力的角度而对脊柱中脊柱伸长的位置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节段的治疗益处最大化。牵引(其中力主要与脊柱共线应用)并不试图使得特定的椎间盘位置处的脊柱伸长最大化。

拉力施加的不同角度相对影响的不同椎间隙，在上文中描述的现有设备提供了大概的指导参考。这些角度可通过很多方式进行计算；对于这些角度的计算并没有通用标准。通过将应用的拉力向量(脊柱减压设备制造商所特定的)与相对应的影像学数据关联分析，脊柱减压设备制造商计算哪个(哪些)椎间隙受到影响。这些影像学数据特征性地显示了“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)。

目前，在脊柱减压治疗之前，常规需要进行核磁共振成像(MRI)，从而识别受影响的椎间盘程度。确定MRI显示的椎间隙情况后，专业医师遵循脊柱减压设备制造商的建议设置施加的拉力治疗角度。

专业医师能够通过对患者的身体检查、先进的患者成像(MRI、CT、X射线等等)、脊柱减压装置制造商设计的治疗角度和使用脊柱减压装置的经验来判断用于特定患者的“最可能”恰当的治疗角度。当患者处于脊柱减压装置上，系好减压带，专业医师就会针对治疗角度进行最后确定。专业医师观察患者体位，触诊患者的脊柱和/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。

一旦开始治疗并且设置了患者治疗角度，则产生特定的脊柱减压拉力曲线。特定的脊柱减压拉力曲线由若干最大拉力级别和最小拉力级别构成，在治疗的持续时间内循环。在强拉力级别和弱拉力级别之间的循环使得脊柱椎旁肌肉紊乱和放松，促进椎间盘回纳，并且在脊柱内产生可以吸入脱出流体的负压区域。

然而目前的牵引或减压方案，即使通过综合系统的定位计算结果、患者体位以及从患者反馈的信息，能够最终确定该特定患者的正确治疗角度，从而以一个相对精确的角度，将减压力施加于病变位置，但这种角度设定是固定的。在具体治疗时，仍很可能带有细微偏差，而如果出现的这种微小偏差得不到校正，将导致患者无法得到最好的治疗效果。另外由于施力角度被固定，不能在一个细微范围内进行各种曲线的波动改变，无法在减压的同时实现椎体小面关节连续被动运动(CPM)。临床证明，连续被动运动不光是在四肢关节理疗康复领域具有明显康复效果，同样的，在脊柱减压治疗过程中也有同样积极的治疗意义。在减压力施加于病变椎体区域时，假如在不改变力的作用区域的情况下，将拉力进行一个连续曲线的细微的角度调节(-0.5°～+0.5°)，将会产生一个周期性的往复运动，促使有效减压对椎间盘进行高频率周期性校正，进而形成一种有益的连续被动运动(CPM)。这种运动过程，不仅能促进病灶部位的血液循环，提高营养交换速度，更能够为椎间盘软骨终板的修复提供一个理想的内环境，同时，对于进行的曲线的减压角度微调校正，其角度调节为一种平滑的曲线行过渡，将不会诱发神经传导电位变化，即不会对背部肌肉群本体感受器产生刺激，背部肌肉依然将会在完全松弛的状态下接受治疗，这样，系统提供的有效最大减压力将能更好的作用于椎间盘；同时，这种连续被动运动(CPM)有益于椎间盘的回纳，进而促进病变椎间盘的水分、营养物质的回渗，促进变椎间盘水合作用。

发明内容

本发明旨在说明一种用于改进现有技术的独特方法，使得脊柱椎旁肌肉放松且椎间盘再次水合，而且并不增加治疗中花费的时间。本发明旨在说明一种用于增益促进小面关节康复的连续被动运动(CPM)的独特方法。本发明提出一种系统，在处于拉力状态下的治疗过程中对特定椎骨进行差异性重新对准，而不改变预期拉力的大小。所提出的系统能够说明系统的机械动力学和机械效益，并且被校准以预见合成拉力的增大和减小，否则在拉力作用状态下改变治疗角度会出现合成拉力的增大和减小。所提出的系统能够增大和减小拉力状态下的治疗角度而不改变预期拉力向量的大小，导致特定椎骨较多和较少进行对准，在椎骨终板结合处通过椎间盘的回纳增加而促进那些椎间盘的水合增加，并且使脊柱椎旁肌肉放松和紊乱增加。作为优选，椎骨的差异性重新对准可以延伸的治疗角度范围大于特定脊柱节段角度周围的范围。

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，作为在平均或理想患者脊柱形态中计算治疗角度的通用度量。除了是用于特定脊柱减压或牵引装置的治疗角度的设置，该装置还包括指定影响特定位置椎间盘的治疗角度。虽然脊柱减压或牵引装置包括设计者的治疗角度指定并不是必需的，但普遍存在于现有技术中。

平均或理想射线照相脊柱模型通常包括平均节段角度和至少一阶或二阶标准偏差测量。在腰椎中，节段角度指一个或多个椎骨之间的脊柱前凸的角度。本发明示例所使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。

脊柱减压设备设计提供的治疗角度能够将椎骨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，椎骨节段之间的脊柱前凸程度的差别会在平均或理想模型的上方或下方稍微波动。通过利用诊断扫描和脊柱减压设备治疗角度设计，专业医师能够使得减压中特定的病变脊柱对准。

在本发明的一个实施例中，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，那么该设备能够在治疗过程中在多个周期中使得治疗角度有节奏地交替。无论在仅限定作用于最大拉力的周期，或是仅限定作用于最小拉力的周期，或在整个治疗期间，或者在治疗阶段的一些其它子集期间，该设备都能够平滑地并且有节奏地使得治疗角度交替，从而进一步放松和紊乱脊柱椎旁肌肉，并且增加椎间盘回纳。为了增加安全性，治疗角度的增大和减小可以限定在较小的治疗角度范围内，例如0.5度。为了对某一椎间隙进行减压，从L5-S1开始，所有其下部椎间隙都必须对准并减压。然而，例如，该装置可以设置为以0.5度的幅度减小预设治疗角度，然后增大回至专业医师设置的治疗角度，从而使得上部椎间隙不受影响。如果治疗角度差异性足够小并且患者正确地在脊柱减压装置上对准，那么该装置能够有区别地仅仅对病变的特定椎间盘隙进行重新对准，既不影响上部椎间盘隙也不影响下部椎间盘隙。例如，如果专业医师将患者正确地对准在脊柱减压装置上，并且设置治疗角度以影响L3-L4椎间盘隙，那么该角度必然也使得L5-S1和L4-L5椎骨对准，从而从头至尾拉动所有三个椎间盘隙并且使得所有三个椎间盘隙对准。而通过足够小的治疗角度而使得L4椎骨相对于L3椎骨差异性地重新对准，这将会仅仅影响该椎间盘隙，使得该位置处的脊柱椎旁肌肉最大化放松，并且促进该区域的椎间盘回纳。

筋膜炎是背痛的普遍来源，并且可能是由小面关节上的关节软骨的量减小而造成的。对于膝盖和肘部，连续被动运动(CPM)对于刺激涉及关节软骨的生长和康复因子的产生是众所周知的。并且CPM促进其它关节的康复也已进行了充分研究，在受影响的椎间盘隙处对椎骨进行差异性重新对准对于小面关节而言也充当CPM治疗。通过对椎骨进行差异性的重新对准，CPM的益处能够通过增大治疗角度范围而延伸至脊柱的更大区域。

在本发明的另一个实施例中，专业医师可以调节拉力状态下的治疗角度，定位各个椎间盘隙，并且可以对于该患者将那些角度输入脊柱减压设备的治疗计算机。然后，例如，该设备可以开始在L5-S1隙处施加拉力，并且启动那些椎骨的差异性重新对准持续一组时间周期，然后增大全局治疗角度从而也使得L4-L5隙对准，并且再次启动L4-L5椎骨的差异性重新对准持续一组时间周期。该设备可以通过这种方式一直延续至L1-L2隙，将CPM益处延伸至下部脊柱的所有小面关节。

在本发明的另一实施例中，椎骨的差异性重新对准能够应用于脊柱的任何区域。

按照本发明的一个方面，提供一种拉力设备，包括：患者定位装置，所述患者定位装置用于不断循环地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拉力中；定位装置，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，所述患者接口设备连接拉力产生驱动器与患者脊柱；以及控制系统，所述控制系统具有对于应用于患者脊柱的合成拉力向量的反馈；所述控制系统在对患者脊柱施加治疗拉力级别时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；其中，所述拉力设备对合成拉力向量角度进行自动调节，从而在拉力产生驱动器位置或患者位置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诱发脊柱椎旁肌肉收缩的风险并促进脊柱节段的屈曲。

所述患者定位装置可包括床体，其中所述床体包含被识别为对准区域的床体区域，所述患者脊柱的目标区域应该定位在所述对准区域上方。所述床体可具有物理移动所述床体各部分位置的装置。

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。可进一步包括增大或减小产生的扭矩的装置。

所述定位装置可包括实现所述相对于所述患者脊柱的目标区域的拉力产生驱动器的高度增大和减小的装置。

所述患者接口设备可包括连接至患者固定带的减压带，所述减压带的一个端部与所述拉力产生驱动器的转子连接，以及所述减压带的另一端部与患者固定带连接，所述患者固定带包裹所述患者脊柱的一部分。所述患者接口设备将由所述拉力产生驱动器产生的扭矩转移至所述患者脊柱。

所述控制系统可包括用于设置、产生并保持理想恒定合成拉力向量大小的装置，在治疗过程中，合成拉力向量角度或者相对于所述装置上一个位置的患者脊柱目标区域位置进行调节。

所述控制系统可包括在治疗过程中在单一时机调节合成拉力向量角度的装置，允许患者脊柱中合成拉力向量大小的集中区域的改变。

所述控制系统可包括在治疗过程中在多个时机调节合成拉力向量角度的装置，允许患者脊柱中合成拉力向量大小的集中区域的一系列改变。

所述控制系统可包括在治疗过程中在多个时机调节合成拉力向量角度的装置，角度改变的大小受到限制，从而使得椎骨或脊柱的特定区域并不改变，椎骨部分地屈曲或旋转。

所述控制系统可包括在治疗过程中在多个时机调节合成拉力向量角度的装置，角度改变的大小受到限制，从而使得脊柱或脊柱的特定区域并不改变，脊柱在预设治疗角度或合成拉力向量角度的上方和下方部分地屈曲或旋转。

在保持合成治疗向量大小理想恒定的同时，椎骨在预设治疗角度或合成拉力向量大小的上方和下方的屈曲促进了涉及椎间盘再次水合的机械机制，同时减小了由于合成拉力向量大小的改变而诱发脊柱椎旁肌肉收缩相关的风险。

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引用的脊柱形态研究获得的。

所述控制系统能够在脊柱减压治疗过程中使得合成拉力向量大小进行循环，所述控制系统在合成拉力向量大小转变过程中保持合成拉力向量角度。

附图说明

图1是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分别示出根据本发明的实施例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分别示出尾椎、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部脊柱，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示出根据本发明的实施例，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分别示出尾椎、骶骨和腰椎的三个视图，其下方的图6D是显示治疗角度与时间的关系的曲线图。最左边的图6A表示在以设计角度施加拉力(使用平均或理想脊柱射线照相模型)以使得第一骶骨和第五腰椎(θ₁-θ₀)对准之后的下脊柱。中间的图6B示出了以一定角度(θ_DRV)向下对准的第一骶椎，所述角度(θ_DRV)设计为使得第一骶椎稍微与第五腰椎失准。最右边的图6C显示了与第五腰椎重新对准的第一骶椎。三个下脊柱的图示表示根据本发明的实施例，在治疗角度与时间的关系的图上的三个点处脊柱的对准。

图7A、7B、7C和7D示出根据本发明的实施例的脊柱减压治疗图，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。

图8示意性示出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椎骨进行差异性对准而不改变预期拉力大小的算法。

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、控制系统或计算装置190，该计算装置190具有利用和控制驱动器170的硬件和/或软件。计算装置190为用户提供接口，例如通过使用显示器和键盘等提供输入/输出接口。仅作为例子，驱动器170可以以电动、液压、气动或机械驱动方式进行操作。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用于通过接口装置120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上进行减压治疗。可选择地，系统10可以用于不使用拉力循环的牵引疗法。

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110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110可以穿戴任何其它合适的装置连接至接口装置120，只要该装置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穿上上身固定带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，并且保持患者110的上身不会发生相对于机柜130的位移，该机柜130内置驱动器170和接口定位装置140。

专业医师将患者110的腰椎108定位在可调节脊柱前凸支撑件112的上方。可调节脊柱前凸支撑件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不同曲度。脊柱前凸支撑件112的形状可以是可调节的或者是固定的，并且可以是通过若干方法调节的，包括气动、电动、液压、化能等等。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的上身紧固至床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的下部脊柱108上的压力。患者110在床100上的位置(患者仰卧，膝盖下方垫有膝垫117)形成了选择射线照相测量的基础，射线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。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。接口装置120配置为沿着患者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。

接口装置120可以是通过患者接口定位装置140与患者110相连的带、皮带或缆绳。患者接口定位装置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电动、气动、液压或化能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，用于将患者接口定位装置140的位置通过箭头F传达至电子通讯中心155。当患者接口设备120上下行进通过患者接口定位装置140和垂直驱动器148时，其可以通过机柜130前方的槽145，槽145可以利用一些柔性材料，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U形夹116朝向和远离机柜130一起水平移动，水平驱动器114和U形夹116可以是线性驱动器或任何电动、气动、液压或化能类型的驱动器。通常这样做是为了适应各种高度的患者110，以免患者110的脚太接近或超过床100的基端106造成不适。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垫的位置传达至计算装置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共同水平行进。也能够与床100的头端104的垫解锁，并且沿着线性导轨远离床100的头端104垫行进给定距离。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垫向下滑动的情况相反。基端106垫和头端104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衔接接口装置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内嵌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10参数并传输至计算设备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。仅作为例子，驱动器控制器192是伺服放大器192。驱动器170也可以连附至(或者内嵌连接至)编码器180，该编码器180能够将电机轴位置和其它电机参数与伺服放大器192通讯。伺服放大器192可计算诸多电机参数，包括功、位置、距离、扭矩和比率，并且将那些参数电子通讯至计算设备190并且从计算设备190接收那些参数，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参数。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。该接口使得用户能够构建治疗参数。例如，所有拉力产生和输送装置都内置在机柜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，从而使得患者110连接至患者接口设备120，并且通过下身固定带118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的脊柱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患者的脊柱前凸曲度，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的患者接口系统以选择治疗的适当治疗参数。然后，操作者可以为患者110选择拉力治疗程序，并且向计算装置190下达指令以执行所选择的治疗曲线。计算装置190激活伺服放大器192和/或驱动器170，从而使得驱动器170例如在箭头D的方向上旋转，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。计算装置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。该程序可以包括低拉力级别和125磅(仅作为例子)以上的高拉力级别，并且还可以包括循环施加诸多数量的变化拉力至患者的脊柱108的减压治疗。

图2示出了由很多患者的射线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表示沿着椎体的后面的后纵韧带的理想化的路径。该模型205表示一种方法，脊柱减压装置设计者通过该方法可以指定治疗角度。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T12 275的下级终板212，该长轴A 215垂直于短轴210。Janik等人发现了对于现存的数据，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 PosteriorTangent，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为每个椭圆模型205中椎骨之间的节段角度。

L5 225和S1 230之间(或L5-S1)的节段角度取决于切线θ₁ 235和θ₀ 220之间的角度。

L4 240和L5 225之间(或L4-L5)的节段角度取决于切线θ₂ 245和θ₁ 235之间的角度。

L3 250和L4 240之间(或L3-L4)的节段角度取决于切线θ₃ 255和θ₂ 245之间的角度。

L2 260和L3 250之间(或L2-L3)的节段角度取决于切线θ₄ 265和θ₃ 255之间的角度。

L1 270和L2 260之间(或L1-L2)的节段角度取决于切线θ₅ 280和θ₄ 265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，从而治疗腰椎200的各个部分。对于特定脊柱减压装置设计而言，不同的射线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在装置上的位置的测量数据。

图3示出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L3 250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。图中未给出，上身固定带119附接至床100的头端104。膝垫117虽没有画出；然而，患者110的双腿是弯曲的，如同处于膝垫117的上方。

当患者接口设备120由驱动器170缩回时，S1 230通过下身固定带118而向上旋转。由于S1 230、L5 225和L4 240都处于L3 250的下方，脊柱前凸L3 230的顶点充当这种旋转的支点310。由于L3 250在脊柱前凸支撑件112的上方，L3 250用于反抗S1 230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L3 250椎体上。由于L3 250受到作用并提升，于是支点310向上级转移至L2260。由于L2 260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L1 270。在所有情况下，支点310由反抗治疗角度的增大而形成，更具体地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。

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S1 230和L5 225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L5 225和L4 240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L4 240和L3 250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L3 250和L2 260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L2 260和L1 270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和接口定位装置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，接口定位装置处的患者接口设备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分别是下脊柱(400和401)的两个视图。图4A示出了以治疗角度490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向量F 402之后的脊柱。

HPT切线420、430、440、450、460和470绘制在椎体S1 410、L5 411、L4 412、L3 413、L2 414和L1 415的后缘。

合成拉力向量F 402通过患者接口设备120连接下身固定带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L3 413的抵抗。水平分量Fx 403可以被视为拉动所有的对准脊柱节段，以使得脊柱伸长。

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，所以在图4A中，脊柱节段410、411、412、413、414、415和416节段角度不为零值(对准的)。如果在下脊柱400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4B中，合力402作用在下部脊柱上。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S1 410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S1 410相对于L5 411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，其足以使得椎体S1 410和L5 411的后侧彼此平行，从而“对准”。一旦椎体S1 410和L5 411对准，椎间盘前缘和后缘均被减压480。随着合成拉力402在最大和最小水平之间循环，椎体S1 410和L5 411也随之对准或不对准。

椎体S1 410和L5 411的对准以及失准导致脊柱椎旁肌肉的紊乱和放松，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，椎体S1 410和L5 411的对准以及失准导致在椎体的终板处椎间盘的回纳增加，。此外，已对准的椎体S1 410和L5 411的伸长480导致伸长位置处的椎间盘压力的下降，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施加合成拉力向量F 502之前的脊柱。图5A类似于图4B，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绘制为在椎体L5 511、L4 512、L3 513、L2 514和L1 515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可以被视为从骶骨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可以被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S1 510和L5 511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。通过初始合力402 S1 510的方式，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L5 511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402 S1 510的方式，根据合成拉力502的垂直分量Fy504而使得椎骨节段L5 511相对于L4 512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，其足以使得椎体L5 511和L4 512的后侧彼此平行，从而“对准”。一旦椎体L5 511和L4 512通过402 S1 510和L5 511的方式对准，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循环，椎体L5 511和L4 512以及S1 510和L5 511也随之对准或失准。

减压580和581以及椎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体对准，其需要首先使得所有远端椎骨节段对准，从S1 510和L5 511开始。

图6A、6B、6C分别是下脊柱(600、601、602)的三个视图，其下方图6D是显示治疗角度640与时间644的关系的图。最左边的图6A表示在以设计角度(θ₁-θ₀)338施加拉力(使用平均或理想脊柱射线照相模型)以使得第一骶骨610和第五腰椎611对准之后的下脊柱。L5-S1节段角度338由HPT线620和630之间的差异形成，HPT线620绘制为与S1 610椎骨的后侧平行且共线，HPT线630绘制为与L5 611椎骨的后侧平行且共线。

在本发明的该实施例中，使椎骨的差异性重新对准(DRV)得以实现。它可设置为负差异，其使得治疗角度增大至使得病变脊柱对准，并且减小一个角度从而不影响上部椎间盘隙。也能够设置为正差异，其从治疗角度开始，所述治疗角度使得病变脊柱对准并且使得角度增大从而影响上级椎间隙，并且使得角度减小回到初始设置。能够设置为正-负差异，其将会使得角度增大至初始设置以上并且使得角度减小至初始设置以下。能够设置为处于这些模式的范围中的任何角度。能够设置为使得椎骨以恒定比率或调制比率差异性地重新对准。能够设置为逐渐增大和减小DRV角度调制。在图6的实施例中，开启了DRV，其设置为12°641的初始治疗角度，其设置为负差异，其在1°的范围内平滑减小至11°643并且再次回复至初始治疗角度。其设置为使得治疗角度以正弦方式变化651。

图6A的脊柱600处于由专业医师设置的最大治疗角度641/338，以使得S1 610和L5 611对准，并且使得椎间盘隙根据这种对准而伸长680。在图6A中，脊柱处于根据本发明的实施例形成的以正弦方式变化的治疗角度曲线651的顶点661。在沿着治疗角度曲线651的每个顶点661处，脊柱将会处于由600指示的对准状态中。

图6B的脊柱601处于最小治疗角度643/608，减小S1 610和L5611的对准。在图6B中，脊柱处于根据本发明的实施例形成的以正弦方式变化的治疗角度曲线651的波谷662。初始治疗角度338以正弦方式减小(θ_DRV)609至(θ_temp)608。在本发明的该实施例中，12°的初始治疗角度641减小1°到达11°643。在沿着治疗角度曲线651的每个波谷662处，脊柱将会处于由601指示的对准状态中。

图6C的脊柱603类似于脊柱601，椎骨S1 610和L5 611已经重新对准663至初始治疗角度338。

图7A-7D表示治疗屏幕700，其可以显示在系统10的脊柱减压装置上和/或打印出来。在屏幕700中，显示了垂直对准的四个图，图7A、图7B、图7C和7D，都是针对相同的水平标度(时间)绘制的。

在图7A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，由拉力711中的对数增大和减小而连接。图7A的y轴710是拉力，以磅为单位绘制，显示为从零至160磅。根据图7A，最大拉力级别是140磅，最小拉力级别是30磅。

在图7B中，治疗角度是根据时间绘制的。y轴线720是治疗角度，以角度为单位绘制的。y轴720包含初始治疗角度723，12°，为了清楚起见其显示为放大并且有边界的。在本发明的该实施例中，12°是L5-S1椎间隙的设置。DRV启动并设置为负差异，正弦振荡，(θ_DRV)＝1°，如图6中所示。

在图7B中，治疗角度726对于整个治疗以正弦方式振荡。

当前治疗角度727显示在图7B右边的方框中。该显示727改变并且在治疗角度改变时更新。

在图7C中，显示了测量的拉力731，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装置传输信号。测量的拉力731是针对y轴730以磅为单位绘制的，其与标度710相同。应该注意到，根据本发明的该实施例，即使在椎骨的差异性重新对准(DRV)的过程中726，测量的拉力731与预期拉力曲线711相同。

在图7D中，显示了拉力校正744。拉力校正744是针对y轴740以磅为单位绘制的。在由本发明的一个实施例形成的系统10中，当治疗角度向上和向下调节时726，拉力校正744受到非常轻微的影响，从而在标度740上显示不出来。在该图中，因为(θ_DRV)＝1°，测量的拉力的变化很小，并且只需要驱动器170轻微地调节。脊柱减压装置的设计中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，如同用于治疗周期图7D的该特定系统10的拉力校正曲线中所反映的那样。

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。

该算法从脊柱减压装置的初始启动开始(步骤800)。作为系统10初始化程序的一部分，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装置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；作为系统10初始化程序的一部分，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装置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810)。在该点处，装置计算初始治疗角度(步骤820)。可选地，装置可以使用绝对测距装置，其并不需要该装置如步骤810中所示地对垂直和水平驱动器进行初始化。作为优选，装置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委任给非易失性存储器，从而不需要初始化步骤810。10的系统然后显示治疗角度(步骤830)。

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840)。它们也可以输入初始治疗角度和治疗时间以及涉及DRV的设置，如图6中讨论的那样。这可以如图所示在患者身体设置步骤850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850)。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L3 250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，专业医师可以启动治疗(步骤860)。

由于治疗启动(步骤860)，治疗计算机190必须计算适当的拉力曲线。在本发明的一个实施例中，治疗计算机190基于专业医师的输入而计算拉力曲线和治疗角度曲线。治疗计算机190确定是否开启椎骨的差异性重新对准(步骤870)。如果DRV开启，那么治疗计算机考虑治疗DRV的哪个部分将会出现(步骤872)，哪种差异性类别、通过什么(θ_DRV)(步骤874)以及哪个过渡进程(步骤876)将用于计算。

一旦DRV的选项870/872/874/876得以评估，治疗计算机190计算并且执行拉力和治疗角度曲线(步骤880)。在步骤870，如果DRV并不开启，那么治疗计算机190前进至仅仅计算并且执行拉力曲线(步骤880)。

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。