至今为止，作为借助聚焦脉冲波分裂在病人躯体中的结石-例如肾结石的医 学设备，碎石机广为流行。由申请人在本行业中提供此类的碎石机，例如名称 为“Dornier Lithotripter S”或者“Dornier Compact Delta”。在所有这些设备 中，结石必须在治疗之前就定位，由此病人可以借助可移动的躺椅这样定位： 使例如病人的肾结石处于借助碎石机的脉冲波发生器所产生的脉冲波的焦点 处。这种最初的“调整”、也就是病人的定位一般借助产生图像的定位装置完 成，比如一个产生图像的超声扫描仪或者一台X射线定位装置。所述定位装置 除了在ESWL-治疗(体外脉冲波碎石术)或者ESWT-治疗(体外脉冲波治疗) 开始之前用来对结石进行最初的首次定位，还用于在治疗过程期间连续监视结 石的位置，以便确保该结石不在病人体内潜行或者移动到其它位置，或者确保 病人不在他的躺椅上移动，以致这样结石可能不再处于脉冲波的焦点处。对于 关于ESWT和在碎石机中使用的设备的技术和医学方面的全面概况可参阅 Seinkopff出版社的书“ESWT and Ultrasound Imaging of the Musculosceletal System”(Darmstadt，2001，ISBN3-7985-1252-3)。
一般所述的产生图像的定位装置也在以下情形使用：在治疗期间监视碎石 术的效果，即目标物的破碎。因为一次治疗典型地持续大约30分钟，由于过 高的射线负担不能持续进行X射线照射，而至多持续3到5分钟。如果在间 隔时间内目标物例如通过病人的运动而移动，那么直到下一次接受为止控制脉 冲波使躯体承受负担，而没有进一步破碎目标物，因为该物体不再处于脉冲波 焦点处。
在使一台用超声扫描仪作为产生图像的定位装置的碎石机中，虽然该扫描 仪可以持续使目标物可视，但是通常由于图象质量，定位经常比在X射线照片 中困难得多，使得自身有经验的医务人员在辨认目标物或者完全评估该目标物 的破碎度时经常有困难。
此外，使用此类产生图像的定位装置不仅对于病人的“最初调整”、而且 对于在治疗期间的“击中控制”有以下原则上的缺陷：虽然由此允许目标物的 位置相对于脉冲波焦点进行控制，即纯粹的几何尺寸；可是不允许自身确定脉 冲波在目标物上的效果。原则性的问题如缺少脉冲波设备与病人躯体的连接、 对于脉冲波例如通过肋骨等的遮蔽，因此可能很晚才识别，也就是当在治疗期 间在目标物上丝毫不能看出明显效果时。
因此，在现有技术中已经提出专门的超声方法、尤其是超声-多普勒方法来 进行持续击中控制。亦即假定，人躯体里的结石在击中时基于脉冲波的脉冲传 播而导致宏观移动。如果以超声波射向目标物并测量在该同标物上反射的超声 波，这些宏观移动反映在反射波频率的多普勒移动。根据权利要求1的前序部 分的、相应配备的碎石机，其中对接收的超声波的评估装置包括一个多普勒分 析仪，例如从EP0367116B1，EP0548048B1、DE4446192A1可知。这些仪器 的共同之处在于，超声传感器将超声波发射到躯体中，并捕获从躯体反射回该 超声传感器的超声波，其中一个多普勒信号单元从发射和接收的超声波产生并 计算多普勒信号，其中基本上计算反射信号相对于发射波的频移量，由此推测 出击中精度。
上述措施具有不同的缺陷：
由现有技术已知，多普勒信号恰巧在它的时间起点附近，即紧接着脉冲波 发射后含有假象。为了避免精确地测量这样的假象，例如根据EP0367116B1和 EP0548048B1的碎石机具有用于在脉冲波发生器和多普勒信号单元之间在时 间上进行同步化的机构，这种机构非常费事，并且价格很高。
此外，在强的散射环境中、比如在多普勒频谱中的结石有所谓的反射镜假 象。此外通过双重反射，散射的移动以相反的方向记录。这导致一个附加值， 其相应于在零位线处反射的有用信号。由于过程的短暂性和强的假象，可能非 简单的速度-时间-曲线配属于该频谱，并因而一个命中信息配属于该频谱。

因此本发明的目的是，提供开始所述类型的碎石机，该碎石机从接收的超 声波确定关于命中控制和分裂控制的一个信息并得到图表，在此不执行已述的 设备费事的和容易出错的多普勒分析。
根据本发明，该目的在一种根据此类的碎石机中如下解决：超声传感器用 于发射脉冲超声波，计算单元用于确定反射的超声波之间在时间上相关的系数 一该反射的超声波配属于相继发射的超声脉冲，并发出配属的相关系数信号。
碎石机的根据本发明的设计利用下述事实：反射系统越安静，相继接收的 “回波”-即反射的超声波之间的相关度就越大，而躯体部位也是这种情况， 脉冲波发生器的目标区域以及以脉冲方式发射的超声波的反射位于所述躯体部 位中。
对下面的深入考虑进行说明：
当反射系统、例如在要治疗的病人肾中的一块肾结石从发射的超声脉冲到 下次发射的超声脉冲没有改变，例如因为没有脉冲波从脉冲波发生器中发射、 或者因为这样的脉冲波虽然发射但是导致一种“失中”，即偏离了肾结石，那 么这样理解：第一个回波、也就是第一个发射的超声脉冲的反射以及第二个回 波、也就是第二个发射的超声脉冲的反射大体一致。通常将第i个接收的超声 回波的时间曲线称为ei(t)，并相应地将在此之后接收的超声回波的时间曲线称 作eitk(t)，该后一超声回波描述第i+k个发射脉冲的反射，这样这两个反射超声 波之间的时间相关度可以定义为：
$K_{i,k}=\frac{\underset{T1}{\overset{T2}{\int }}{e}_i\left(t\right)e_{i+k}\left(t\right)\mathrm{dt}}{{\left(\underset{T1}{\overset{T2}{\int }}{e}_i^2\left(t\right)\mathrm{dt}\right)}^{1/2}{\left(\underset{T1}{\overset{T2}{\int }}{e}_{i+k}^2\left(t\right)\mathrm{dt}\right)}^{1/2}}---\left(1\right)$
其中，积分下限T1和积分上限T2确定了时间窗，在其中计算接收的回波 信号。T1和T2这样选择，即回波来源于碎石机的目标区域。其中时间窗的平 均值(T1+T2)/2相应于超声-传感器和碎石机的目标区域之间的距离。另一方 面，(T1-T2)/2确定体积的大小，所述体积为了计算而考虑。
在上述的公式(I)中分母是相关系数Ki，k的归一化。在目前考虑的发射失 中的情形下，其中病人的反射的躯体部位很大程度保持静态，超声回波ei(t)和 ei+k(t)相同，这样它们的相关度基本上为1。由于在实际中不能完全回避的噪 声，ei(t)和ei+k(t)不精确相同，这样在实际中Ki，k＜1始终适用。
当以一种聚焦脉冲波实现击中来代替发射失中时，这种情形就完全改变。 这也造成不同的效果，该效果对接收的超声波的时间曲线产生影响：尤其是当 该结石部分地或者甚至绝大部分地被破碎时，脉冲波和结石之间的相互作用机 制造成结石的宏观移动。在治疗刚开始、当结石还没有很大程度地捣碎时，其 它效应是主宰，也就是尤其是在有效命中时从结石喷出碎片以及环绕结石出现 空穴气泡。所有这些机制导致在病人躯体内的部位发生动态移动，在该部位上 反射发射的超声脉冲并总体地造成如此的影响：脉冲波和结石之间的相互作用 越强、以及结石破碎得越厉害，超声回波之间的相关度-该超生回波相应于依 次发射的超声脉冲的反射-就越小。因此从计算单元输出的相关系数信号包含 希望得到的关于发射的脉冲波和目标物之间的相互作用的强度的信息。
从上面使用的与两个超声回波ei(t)和ei+k(t)相关的术语可以看出，可以使用 两个接收的超声波来确定时间相关系数，该超声波配属于不直接相继发射、而 是通过另外发射的超声脉冲隔开的发射的超声脉冲。然而最好使计算单元用于 依照反射的超声波来确定相关系数，该超声波直接配属于相继发射的超声脉 冲。在上述术语中，这相应于K＝1的情况，并允许最大程度利用由计算单元接 收的信息。在这种情形下可以考虑比如在产生脉冲波后发射的头三个超声脉 冲，这样这三个超声脉冲在脉冲波发生器的目标区域中反射，作为回波1到3 由超声传感器接收，并在计算单元中计算，其中所述计算单元确定第一和第二 回波之间的关系，然后确定第二和第三回波之间的关系。接着在计算每个相关 系数时计算单元输出一个配属的相关系数信号。
关于对于在相关系数中包含的命中信息的再处理有很多可能的措施：
在根据本发明的碎石机的优选方案中该碎石机另外具有一个与计算单元相 连的显示机构，用来显示相关系数的时间曲线。在坐标系统中描绘相关系数， 该坐标系统的横坐标为从发射最后的脉冲波开始的时间，坐标系统的纵坐标是 求出的相关系数。在发射失中时，该曲线在经过两个相继出现的脉冲波之间的 几乎全部时间上为大约为1的常数值。与之相反，在击中时，由于所述的效应， 在影响反射的超声回波的目标物中，在相关系数的时间曲线上显示“塌陷”， 大约50到100ms后根据经验破碎物和结石自己又进入静止状态，空穴气泡在 该时间间隔后又消失，这样相继出现的超声回波彼此再次相似。然后相关系数 在值1的方向再次缓和。操作碎石机的医务人员可以根据这个根据本发明提供 的显示器判断是否发射失中或者命中。
附加地或者可替换地，计算单元可以用于当发射脉冲波后相关系数的最小 值超出一个预定的第一阈值时就生成一个错误信号。也就是从上述对于命中对 相关系数的影响的解释得出：命中得越好、也就是说在脉冲波和目标物之间的 相互作用越强，那么相关系数的时间曲线就具有越强的塌陷。相应于此，在良 好的命中时，在相关系数中的塌陷就会强烈下落，另外明显地可以在此识别发 射失中或者“擦边发射”：在上述的相关系数的随时间分辨的显示中该相关系 数的最小值超出第一阈值。在这些情况中所发出的错误信号允许对这些发射失 中信息自动进行再处理，而不需指令医务人员介入。
附加地或可替换地，计算单元可以用于当发射脉冲波后相关系数的驰豫时 间不超出预定的第二阈值时发出一个错误信号。命中还表现在由结石、碎片和 空穴气泡构成的系统需要一定的最小时间，以便再次进入静止状态，所述最小 时间相应于相关系数的最小驰豫时间、即相应于在相关系数的时间描绘上的塌 陷宽度。尤其在总的治疗过程中，为了跟踪驰豫时间的发展，可以以连续显示 的形式示出驰豫时间。随着有效地加剧捣碎目标物，相关系数的驰豫时间就会 持续增加。然而如果驰豫时间减少，则强烈指示：由于结石移动(例如病人肾 中的肾结石的移动)或者通过病人自己移动，结石偏离脉冲波焦点。在此必要 时使用屏幕作为显示机构，在该屏幕上显示由产生图像的定位装置所提供的图 像。
驰豫时间的获取可以以不同的方式进行。比如计算单元可以用于通过将一 条高斯曲线匹配于相关系数的时间曲线来确定驰豫时间。根据在实际中出现的 曲线这也是合适的：使公式1-A exp(-t/TR)的函数匹配于相关系数的时间曲线， 其中TR是通过匹配而要获取的驰豫时间。同样在一个特别简单的实施例中也 可以将驰豫时间TR经过阈值进行定义，即确定为几个时刻的差值，在该时刻 相关系数的时间曲线第一次降到低于某一阈值，或者在驰豫阶段中然后又上升 超过该阈值。
这种类型的曲线匹配(“拟合”)和阈值分析在今天可以由大量的数据处理 系统很快地准确无误地执行，这样脉冲波治疗的实时控制借助计算单元成为可 能。
在本发明一个优选的改进方案中，根据本发明的碎石机可以具有一个与计 算单元连接的报警装置，所述错误信号传送到该报警装置，其中在此情况下报 警装置输出光和/或声音警报是适宜的。因此只要从输送的错误信号发出：相关 系数的最小值超出第一阈值、或者相关系数的驰豫时间未超出第二阈值，这分 别表明发射失中，那么根据本发明提供的报警装置就例如发出报警音或者接通 报警信号灯。
附加地或者可替换地，当测得的驰豫时间具有负的趋势时就触发报警。在 粉碎时也就会从一个升高的驰豫时间出发。
附加地或者可替换地，可将脉冲波发生器与计算单元相连，并用于作为错 误信号的函数来终止或者继续脉冲波的产生。由此允许当目标物明显地不再处 在脉冲波焦点时，实现脉冲波发生器的自动关闭。因此不依赖于操作碎石机的 医务人员的注意力或者反应时间，可以避免由于脉冲波-发射失中而给病人躯体 带来的不必要的负担。
上述的阈值的超出或者不超出导致计算单元发出错误信号，该阈值原则上 可以在计算单元中预先调节，在此要考虑到不仅脉冲波发生器(特别是它的功 率)中的技术数据而且还有典型病人数据。然而该计算单元最好具有调整第一 和/或第二阈值的调整装置。然后这些阈值可以在治疗开始时即使考虑到出现的 信号噪声也进行单独调整。然而阈值还可以自动由信号自身确定。也就是由在 脉冲波治疗开始之前采样的信号可以确定相关系数的理想曲线、同样可以确定 例如背景噪声。
在根据本发明的碎石机的另一种改进方案中，计算单元可以用于尤其通过 求平均值来使相关系数的值的曲线平滑化。对于要进行平均的相关系数的数量 在此应该最好可变地选取。
以这种方式可以避免比如单个“异常测值”导致通过计算单元输出错误信 号，该“异常测值”例如在计算相关系数时可以通过数值的假象引起。同样可 以使超声传感器和脉冲波源之间进行同步化，以便避免由脉冲波源的运行造成 的电磁干扰强烈干扰在这一瞬间接收的回波中的一个，这会导致相关系数中的 一个异常测值。
此外，计算单元同样可以用于将相关系数的最小值和/或驰豫时间对于多个 脉冲波进行平均。在此也要考虑典型碎石机-治疗的下面的几何状况：脉冲波焦 点有典型的约4mm的扩展。典型的结石、比如肾结石在治疗开始时尺寸为5 至20mm之间，由于病人的纯粹呼吸使该结石来回移动的幅度可以约为30mm。 在这种条件下，脉冲波的发射通常不考虑病人的每一呼吸状态，必然有几个脉 冲波偏离结石。直接关于这种类型的脉冲波所测量的相关系数最小值如上所述 特别大，在极限情形下该相关系数为常数1。相应地，直接关于这种类型的脉 冲波所测量的驰豫时间特别短，以致不根据这两个参数中的哪一个为错误信号 的输出的基础，虽然丝毫不对病人产生失调，但始终开启报警装置和/或关闭脉 冲波发生器。更确切地说，下一脉冲波又将击中结石，因为该脉冲波在病人的 另一个呼吸状态发射。在根据本发明的实施例中对于多个脉冲波的最小值或者 驰豫时间进行平均时可以首先在计算单元的首次调整中比如对5个脉冲波进行 求平均，然而为了进一步增强治疗效果以下是合适的：对于要求平均的脉冲波 的数量在病人治疗开始时根据他的典型呼吸特性和要破碎的结石的大小等个别 调整。代替平滑或者求平均原则上也可以用其它类型的信号滤波技术，例如中 值滤波。
在实施多普勒分析的这种类型的碎石机中表明，在临床实验中大量超声测 量明显取决于单个病人。因此，计算单元在根据本发明的碎石机的一个适宜的 改进方案中可以用于使相关系数的最小值和/或驰豫时间归一到一个基准相关系 数曲线的基准最小值和/或驰豫时间上。如果病人以上述方式在碎石机前如此调 整：例如允许借助于产生图象的定位装置监视-例如使肾结石精确处于脉冲波 焦点，那么这个基准-相关系数曲线最好在治疗开始时测绘。在上述曲线显示时、 即连续描绘比如在脉冲波治疗过程中的驰豫时间，然后不是描绘相关系数的绝 对驰豫时间，而是描绘归一化的驰豫时间。
在直到现在描述的优选方式中，相关系数根据上述公式(1)算出。这导 致当由目标物、碎片以及空穴气泡构成的系统在命中后又回到静止状态时，目 标物的破碎引起在相关系数时间曲线的塌陷，相关系数根据特征驰豫时间在值 1的方向缓和。然而当在发射第i个超声脉冲和第(i+k)个超声脉冲之间、比 如结石由于病人的呼吸运动少许移动时，公式(1)然后还引起相关系数的下 降。根据公式(1)进行工作的计算单元然后算出相关系数的下降，亦即因为 由于目标物的移动、接收的第(i+k)个超声回波的时间曲线ei+k(t)在时间轴相 对于第i个超声回波的曲线ei(t)发生移动。这一点归因于，例如在结石从超声 传感器稍稍移动开时、第(i+k)个发射的超声波在它反射之前一定比第i个波 经过的路段长，因此第(i+k)个回波也必定经过同样额外的路程。为了消除对 于算出的相关系数的这种影响，在一个实际的实施例中根据本发明的碎石机如 此设置：使计算单元用于获取在反射的超声波之间的时间上的互相关函数，并 把该时间上的互相关函数的最大值确定为相关系数。在这种情况下计算单元基 本上根据下面公式算出相关系数：
$K_{i,k}=\mathrm{ma}{x}_{\mathrm{\Delta t}}\left(\underset{T1}{\overset{T2}{\int }}{e}_i\left(t\right)e_{i+k}(t-\mathrm{\Delta t})\mathrm{dt}\right)---\left(2\right)$
其中括号中的表达式表示带有变量Δt的互相关函数。
在该实施例中，计算单元也将第(i+k)个超声回波的测量曲线沿时间轴分 别推迟数量Δt，然后形成近似于公式(1)的时间积分。临时储存以这种方式 对于大量的数值Δt所算出的相关系数，最终将它们的最大值确定为所探求的 相关系数Ki，k。这种算法已知为互相关方法，在医学领域、比如在确定血液流 动速度轮廓时使用，其中基本上求出给出K的最大值的那个值Δt。关于这一 点，在Steven G.Foster，Paul M.Embree，William D.O’Brien jr.的出版物“Flow Velocity Profile via Time-Domain Correlation：Error Analysis and Computer Simulation”，IEEE Transaction on Ultrasonics，Ferroelectrics and Frequency Control， Band37，Nr.2，1990年5月，第164页、以及在O.Bonnefous和P.Pesque的出版物 “Time Domain Formulation of Pulse-Doppler Ultrasound and Blood Velocity Estimation by Cross Correltion”Ultrasonic Imaging 8，1986，第73-85页中指明。
由可以包含在Δt中的可能的医学信息来看，当然也可以采用临时储存这 些测量参数。
在所有超声传感器的实施方式中适宜的是，超声-发射-/接收单元安装在一 个可调支架上。超声传感器就可以独立于碎石机其它部分来最佳调整接收的超 声信号，并在最佳位置中确定。尤其可以由此确保超声-传感器信号对准脉冲波 焦点。可替换的是，除了所述的同心扫描引导机构，也可以使用所谓的协调-传 感器，即集成在脉冲波源中的超声-传感器。
在此原则上要遵守以下几点：通过可调支架只是确定一个路线，发出的超 声脉冲沿着该路线在PW-方法(脉冲波)中传播到组织中并产生回波。在同心 结构中于是保证脉冲波焦点、即目标区处在该线上。通过已知的装置、比如一 个位移传感器可以确定传感器到焦点的距离。根据超声脉冲在组织中的已知传 播时间可以由所述距离再定义一个时间窗，该时间窗切出在目标区域中生成的 回波的那些部分，该时间窗也就是根据公式(1)的时间窗(T1，T2)。
在根据本发明的碎石机的一个实施例中，可以将超声-发射/接收单元作为 组成产生图像的超声扫描仪的一部分(复式扫描仪)。在此情况下尤其可以将 超声传感器和超声-发射/接收单元的电子部分同时用于超声-图像生成和用于超 声脉冲的测量。
可替换的是，超声传感器设计为低廉的棒式探针，为了比如确保使该超声 传感器始终对准脉冲波焦点，在使用该传感器时借助上述的支架可灵活调整。
当根据本发明的碎石机具有一个X射线定位装置时，这样的结构尤其适 合。在这种情况下，在对病人开始进行定位时以及在大约每3-5分钟借助于产 生图像的X射线定位装置进行具体控制时生成图像，而借助于设计为棒式探针 的超声传感器进行连续命中控制。可以理解的是，在这种情况下，相关系数的 显示可以在为了显示X射线图像而使用的显示机构上进行。
此外最好在根据本发明的碎石机中使该碎石机包括用来在整个治疗过程期 间连续描绘相关系数的最小值和/或驰豫时间的装置。在此也可以是在上面已述 的显示机构。因此操作碎石机的医务人员获得解整个治疗进程的全貌。   此外本发明涉及一个用于监视目标物、尤其最好是在人的躯体内的结石的 破碎的总的方法，该方法包括以下步骤：将脉冲超声波发射到躯体内、接收从 目标物反射的超声波、计算该接收的超声波，其特征在于，在发射超声波的步 骤中发射脉冲超声波；包括确定反射的超声波之间的在时间上相关的系数的计 算步骤一该反射的超声脉冲配属于相继发射的超声脉冲，此外还设置一个输出 一个配属的相关系数信号的步骤。
如上所述，该方法在其使用碎石机时可以进一步发展，即另外包括步骤： 将躯体布置在一个带有产生聚焦脉冲波的脉冲波发生器的碎石机中；在产生图 像的定位装置的显示机构上显示目标物和脉冲波发生器的焦点；如此调整躯 体，使目标物处于脉冲波发生器的焦点中；在目标物的方向发射脉冲波并确定 相关系数的最小值和/或弛豫时间；存储该最小值和/或弛豫时间作为基准-最小 值和/或基准-弛豫时间，以及包括后面的步骤，将后面测量的相关系数的最小 值和/或弛豫时间归一化到基准-最小值和/或基准-弛豫时间上。以这种方式，可 以实现将相关系数的测量的最小值和/或弛豫时间归一化到用于该病人和用于该 结石的典型的值上。
由上述理由，最好对于在治疗过程中的相关系数的最小值和/或驰豫时间进 行连续描绘。
附图说明
以下将根据附图对本发明的实施例进行说明，附图示出：
图1根据本发明的碎石机的主要构件的简化图示；
图2计算单元的原理图和该计算单元在根据本发明的碎石机中的连接；
图3两个相继接收的超声波回波的示例，该回波在脉冲波发射失中时在 一个静态系统上反射；
图4两个相继接收的超声波回波的示例，该回波在脉冲波命中时在处于 移动中的一个系统上反射；
图5在脉冲波命中时相关系数的时间曲线的示例；
图6用于解释根据本发明方法的主要阶段的流程图；
图7用于解释根据图6的第一主要阶段中的基本方法步骤的流程图；
图8用于解释根据图6的第二主要阶段中的基本方法步骤的流程图；
图9用于解释根据图6的第三主要阶段中的基本方法步骤的流程图；
图10是在脉冲波治疗期间的驰豫时间-曲线控制的示例。

图1是根据本发明的碎石机10的主要机械组成的原理图。为了使脉冲波 沿病人12的躯体方向发射到要破碎的结石18上，将病人12这样安置在可调 躺椅(图1中未示出)上：使得脉冲波发生器16的耦合垫14可以压在病人12 躯体的所希望的位置。其中在图1中图示情况下，结石18是病人12的肾20 中的一块肾结石。病人12借助可调躺椅如此“调整”、也就是定位：在图1中 由一个十字表示出的脉冲波的焦点处在肾结石18上，该脉冲波由脉冲波发生 器16一个的脉冲波源22产生，并借助耦合垫14发射到病人12的躯体中。这 种调整一般借助于产生图像的定位装置进行，比如一台X射线装置或者一台超 声扫描仪。
碎石机10的组成以及在治疗前病人定位时使用的方法为已知，在此不再 详细说明。
此外，根据本发明的碎石机10包括一个超声传感器24，该超声传感器安 装在一个可调支架26上。在图1示例中，支架26以一个有关节的臂的形式构 成，并且超声传感器24如此准确定位到病人12的躯体的所希望的位置上：使 超声传感器24如在图1中由带点的线表示地对准脉冲波焦点。人们把这种布 置称为同心扫描引导。
超声传感器24在脉冲波焦点方向以脉冲(脉冲波，PW)形成发射超声波， 还接收在病人12躯体中、尤其从脉冲波焦点的区域反射的超声波。如图2所 示，接收的超声信号由超声传感器24输送给控制单元28，该控制单元不只作 为发射/接收单元的一部分控制超声传感器24的实际工作、比如控制在该传感 器之中包含的压电元件，以及采集从超声传感器24测得的反射超声信号，该 控制单元而且将该反射超声信号再传导到后面的电子单元处。比如控制单元28 可以将接收的超声信号进一步传导到一个图像处理模块(在图2中未示出)， 借助该模块在显示机构30上可以描绘肾结石的超声图像。
与此无关，在根据本发明的碎石机10中控制单元28将接收的超声信号传 到计算单元32，计算单元32如此设置：它确定在反射的超声波之间的一个时 间相关系数，该反射的超声波配属于相继发射的超声脉冲，下面根据图3和图 4进行说明：
超声传感器24发射典型频率约1KHz的超声脉冲，该超声脉冲在病人12 躯体中反射，也就是该超声传感器的发射根据超声传感器24借助可调支架26 在脉冲波发生器16的目标区域中进行预先调节。因为脉冲波发生器16每秒发 射约1个脉冲波，这表明，在两个脉冲波之间约1000个超声脉冲发射到病人12 的躯体，相应于也接收约1000个超声回波。接收的超声回波一般称为e1，e2，…… e1000。图3纯示例表示两个直接相邻接收的超声回波e1(t)和e2(t)随时间消 失的过程，其中要注意的是，计算单元32在每次发射超声脉冲时使内置计时 器返回到0。图3表示以下情形，其中因为暂时不发射脉冲波，或者发射的脉 冲波偏离结石18，所以脉冲波发生器16的在其中反射所发射的超声波的目标 区域完全处于静态。因此结石18保持在静态，对结石18根本没有改变结构或 者破碎，在结石18的邻近区域中也不出现空穴气泡。因此，两个考察的相邻 超声回波e1(t)和e2(t)的时间曲线近似一致，这样根据上述公式(1)通过 在由T1到T2的时间窗对乘积e1(t).e2(t)进行积分所算出的相关值最大， 根据上述的公式(1)在适当的标度下约取值为1。
图4示出一种情况，其中超声回波e1还在同样的静态的目标区域上反射， 不过这之后结石18由一个脉冲波直接击中。如果结石18处在脉冲波焦点处， 使得脉冲波发射时实现命中，则从结石18打下小碎片，同时结石18结构发生 变化。此外在紧靠着结石18的区域中，病人12体内的液体高度气蚀。所有这 些过程导致从超声传感器24沿结石18的方向发射的超声波在目标上反射得越 来越大，该目标相对于传感器24不是刚好在回波e1反射前的位置处，而且相 对于传感器24移动。一定的反射区域、例如结石18自身相对于上述紧接着的 反射已经移动，比如从传感器24离开，这一事实导致信号在时间上的改变， 因此造成曲线e2(t)相对于曲线e1(t)的移动。此外由于命中、确定的反射 区域从现在起不再静止而是在运动，该事实导致出现在反射的回波e2中信号曲 线的改变，即信号-时间-函数的复杂变化。因为这些运动不对齐，即一些从结 石18打下的碎片具有朝向超声传感器24的移动分量，而其它碎片具有相对于 超声传感器24离开的运动分量，因此关于返回到超声传感器24的反射超声波 e2的频率不仅出现正的还出现负的多普勒移动。在命中时在紧靠着结石18的 部位造成的增高的气蚀导致反射物不规则移动(在病人12的体液中的密度变 化或者气泡)，这同样造成信号曲线的改变。
当结石18由于周围组织的弹力完成这种振动运动，结石18的(尤其当至 少部分已经碎时可能出现的)宏观移动不仅导致信号曲线在时间上的改变，而 且导致信号-时间-函数的复杂变化。
因此，参照图4马上就能明白，再次根据上面的公式(1)算出的在时间 曲线e1(t)和e2(t)之间的相关系数比在图3所示例子中的很大程度上一致 的回波的相关系数(该回波在静态系统中反射)要小。
计算单元32依次算出e1和e2之间、e2和e3之间、e3和e4之间等的相关系 数，该相关系数根据上述机制在脉冲波命中结石18的情形下依次变小。根据 本经验在如此命中之后，碎片和结石18自身在典型地50至100ms后再次静 止下来，空穴气泡在这段时间后同样消失，这样相继出现的回波ei、ei+1再次相 似，因此由计算单元32算出的相关系数再次在它的最大值1的方向缓和，即 上升。如上已述，尤其以下述事实为前提：相关系数的曲线由公式1-A exp(-t/TR) 函数描绘，根据每种情形该曲线至少部分相似于高斯曲线。
将因此所期待的相关系数K的曲线作为时间函数在图5中描绘。可以看到， 如上所述在图的开始和结束处相关系数值约K＝1，以及在图的中间K-曲线上 明显的“塌陷”。这个塌陷通过两个特征参数描述，它们既可以独立也可以结 合起来考虑用于判断脉冲波命中：一方面是，一个良好的命中要使值K落在预 定的阈值下面，该阈值在图5中由一条水平虚线表示。另一方面，一般在脉冲 波治疗时确定：驰豫时间TR、即到由结石18和冲击下来的碎片构成的系统再 次进入静止状态过去的时间用于表示命中的尺度。因此相应于驰豫时间TR的 K-曲线的宽度也可以作为命中的尺度。因此计算单元32用于当相关系数的最 小值超出一个预定的第一阈值和/或当相关系数的驰豫时间TR不超出预定的第 二阈值时产生错误信号。也就是以下面为前提：发射失中或者脉冲波在结石18 旁边擦边发射充其量导致在K-曲线上特别窄的塌陷；反之，脉冲波击中结石18 越准确则驰豫时间TR越大。
如图2所示，由计算单元32所产生的错误信号送到脉冲波发生器16和报 警装置34。脉冲波发生器16可以在发射失中情形下必要时自动停止。以这种 方式特别完全并有效地避免由脉冲波发射失中而造成对病人12躯体的不必要 的负担，而不需要医务人员的介入。
当所输入的错误信号推测出发射失中时，报警装置34可以发出声或光的 警报。在这种情况下，医务人员可以人工关闭脉冲波发生器16或者采取其它 措施，比如重新调整病人12。
随后依照图6到10对用根据本发明碎石机10可实施的根据本发明的方法 的主要步骤进行说明。
如图6所示，启动根据本发明的碎石机后，根据本发明的方法基本上包括 三个阶段，也就是具有在实际治疗之前预先校准碎石机的步骤的第一阶段S10； 紧接着是阶段S20，其中在治疗期间以若干个方法步骤来确定关系重大的驰豫 时间TR；以及另一阶段S30，其中以若干方法步骤采取作为在阶段S20中算出 的关系重大的驰豫时间TR的函数的相应的措施。在此已经表明，为简单起见 仅以采集的驰豫时间TR作为基础用于命中控制，然而当然也可以由计算单元32 仅考虑根据图5的相关系数K的最小值或者所述两个参数的一种组合来产生错 误信号。
随后，依照图7对第一阶段S10中的主要步骤进行说明：
首先在步骤S11中进行上面已述并且在现有技术中已知的、借助碎石机10 的可调躺椅对病人的调整。在由产生图像的定位装置监视的调整结束后病人12 如此定位：使结石18处于脉冲波焦点处。
紧接着在步骤S12中开始由超声传感器24发射超声波以及借助脉冲波发 生器16发射初次脉冲波。
随后在步骤S13中计算单元32依据反射的超声回波以上述方式确定相关 系数的曲线，该曲线随后在步骤S14在显示机构上相应于图5进行显示。在此， 在显示机构30上也可以显示拟合曲线，该拟合曲线由计算单元32匹配(“拟 合”)于K-曲线中的塌陷。
该相关系数曲线在步骤S15中由医务人员如此进行鉴定，它是否命中或发 射失中。在步骤S12中的脉冲波的第一次发射时通常可以得出命中，因为在步 骤S11之后结石18在任一情形都处于脉冲波焦点中，并且因为可以在“测试- 脉冲波”发射之前要求病人12短时间屏住呼吸，这样不会由于呼吸运动而发 生对于结石18的发射失中。在进行相关系数曲线是否命中或者发射失中的如 此鉴定时，此外重要的是分别确定每一个信号噪声、即波动，该波动本身在超 声波在静止状态的病人12处反射时、在不发射脉冲波的情况下出现。
如果在步骤15中确定未命中，则返回到步骤S11。反之如果确定命中，则 在步骤16中将测得的相关系数曲线作为基准-相关系数曲线储存到计算单元32 的存储器32a中。而后借助该基准-相关系数曲线在步骤S17中确定上面讨论的 阈值，超出该阈值或者不超出该阈值导致计算单元32输出一个错误信号。此 外在步骤S17中将在基准-相关系数曲线中确定的驰豫时间TR作为基准-驰豫时 间储存在存储器32a中。
随后在步骤S18中初始化，即使计数参数Z复位，其含义将随后依照图8 说明。
图8表示在根据图6的第二阶段S20中的主要步骤，该步骤用来确定关系 重要的驰豫时间TR。
首先在步骤21中，计数参数Z增加，即增高1。而后在步骤S22中从脉 冲波发生器16发出一个脉冲波，在步骤S23中确定相关系数曲线，而后在步 骤S24中在显示机构30上显示，以及一个必要时的匹配的拟合曲线。
在随后的步骤S25中借助拟合的高斯曲线(当然也可以是其它拟合曲线或 者计算方法，该曲线或方法在数据评估领域原理上已经知道)确定当前的相关 系数曲线的驰豫时间TR。在步骤S26中该驰豫时间TR借助于除以在步骤S17 中根据图7求出的基准-驰豫时间折算为归一化的驰豫时间TR，其随后在步骤 S27储存在计算单元32中，例如存储在已述的存储器32a中或者在分开的用 来接纳测量值的存储器中。
然后在步骤S28中检验计数参数Z是否达到一个预定的值，其中在图8中 示例值Z＝5。如果不是此种情况则在计算单元32中执行的程序返回到步骤 S21，其中计数参数Z增加，随后测量一个其它相关系数曲线。然而如果在步 骤S28的检验得出计数参数Z达到预定值，在这里Z＝5，这意味着5个过去 的相关系数曲线的驰豫时间临时储存在计算单元32中，于是程序继续前进到 一个步骤S29，其中对这5个临时存储的驰豫时间求平均。在步骤S29中算出 的最后5个相关系数曲线的驰豫时间的平均值同样可以在计算单元32中临时 储存在在所述的存储器中。
在步骤S29a中将最后算出的平均值补充地进行连续显示，该显示连续表 示在总的治疗过程中测量的驰豫时间，以便跟踪驰豫时间的发展。最好可以在 显示机构30上表示这一连续显示，然而也可以是分开的屏幕。在图10中说明 了一个这样连续显示的例子，下面将进一步解释。
图9表示根据图6的第3阶段S30的主要步骤和措施，所述措施可以在根 据本发明的方法的构思内在借助根据本发明的碎石机10进行碎石治疗中、作 为在步骤S29中算出的平均值的函数来进行：
在步骤S31中，由在计算单元32中执行的程序检验在步骤S29算出的平 均值是否比预定的阈值大。如上所述，大的驰豫时间值表明命中，反之，小的 驰豫时间值典型地用于发射失中。相应于此在步骤S31中正的检验结果表明， 结石18显然处于脉冲波焦点处，因此形成命中。相应于此在计算单元32中执 行的程序在这种情况下经过步骤S32(其中计数参数Z又复位为0)返回到步 骤S21，即重新开始对于五个归一化的驰豫时间的测量和随后根据图8的求平 均。
但是如果在步骤S31中查验到负的结果，即最后5个相关系数曲线的平均 后的驰豫时间过小，表明可能发射失中，则计算单元32输出约定的错误信号， 程序分支到步骤S33，其中触发所述报警装置34，以及最后到步骤S34，其中 脉冲波发生器16终止，以便避免由错误发射给病人12的躯体带来不必要的负 担。
图10示例地表示在脉冲波治疗期间在显示机构30上的曲线控制显示。在 图10中可看出一个坐标系统，指定其横坐标为发射的脉冲波的数量，其纵坐 标为分别紧接着每一个脉冲波算出的绝对或者归一化的驰豫时间TR。可以看到 从脉冲波治疗开始到临近结束相应于缓慢上升的驰豫时间TR的一条曲线。在 曲线上的唯一的“塌陷”表明由病人12或者在病人内的结石18的移动造成 的发射失中，该发射失中可由病人新的定位随即校正。图10中的水平虚线代 表阈值的数量，没有超出该阈值的部分触发报警装置。人们知道，曲线中间的 局部塌陷略微未超出该阈值，因此将引起报警。
可以理解的是，在图6至10中仅说明根据本发明的方法的主要步骤，很 多事先的、事后的或者插入的步骤都是可能的，它们原则上在碎石方法的领域 中已知。同样可以理解的是，为了识别发射失中，如上已经提到-代替驰豫时 间或者另外也可以考虑相关系数的最小值(参照图5)。因为在图5中描述的 命中导致深且同时宽的塌陷，因此也可以以数值确定在K曲线的“塌陷”中 包含的面积，作为用于命中或者发射失中的度量。此外可理解的不仅是在步骤 S28中所说的数Z＝5纯粹为便于理解的例子。特别地，该数值也可以在根据图 6中的阶段S10的预调范围内由医务人员单独输入，例如在图7中的步骤S17 中。这样例如在带有一个可能小结石18(该结石很容易通过脉冲波产生失中) 同时重呼吸导致相应结石18的强烈移动的病人12要比在另一个带有大结石18 且呼吸平缓的病人12(该结石因此经常命中)对于较大数量的脉冲波以及驰豫 时间进行求平均。当然也可以不进行每一次的平均，相应Z＝1。
也可以理解的是，基准-驰豫时间的获取(步骤S17)以及以后借助该基准 驰豫时间对测量的驰豫时间的归一化(步骤S26)也可以不发生，这样在脉冲 波治疗期间的进程控制中，在显示机构20上显示测量的驰豫时间的绝对值并 相应进行计算。
鉴于依照图1仅示意性的表示碎石机10，可以理解的是，该碎石机可以 具有现有技术中已知的大量的其它组件，例如一个X射线定位装置或者一个产 生图像的超声扫描仪。
附图标记一览表
10碎石机
12病人
14耦合垫
16脉冲波发生器
18结石(肾结石)
20肾
22脉冲波源
24超声传感器
26可调支架
28控制单元
30显示机构
32计算单元
32a存储器
34报警装置