监测和/或控制在医疗过程中使用的粘合剂的固化的方法和装置转让专利
申请号 : CN200880010734.0
文献号 : CN101688845A
文献日 : 2010-03-31
发明人 : 佳莫尔·巴朗德
申请人 : SOCPRA科学工程研究与应用产品市场化公司
摘要 :
一种在固化诸如大多数骨粘合剂和牙粘合剂的过程中，使电信号通过粘合剂传递来监测进行聚合的粘合剂，以确定膨胀阶段、粘合剂聚合的开始以及有效工作阶段的系统。该系统还可以通过使用超声波信号或通过加热粘合剂来控制膨胀阶段以减少从粘合剂混合到聚合开始的时间，并可以通过冷却粘合剂控制聚合开始后的有效工作阶段以延长工作阶段。
权利要求 :
1.一种通过在混合后立即监测粘合剂的物理参数来确定所述粘 合剂固化的开始点的方法，包括：使电信号通过所述粘合剂传递；
检测所述粘合剂聚合的开始点，所述开始点通过所述电信号的突 变来指示。
2.一种注射骨粘合剂的方法，包括：
混合骨粘合剂；
监测所述骨粘合剂的物理参数；
使电信号通过所述粘合剂传递；
检测所述骨粘合剂聚合的开始点，所述开始点通过所述物理参数 的突变来指示；以及在检测到所述开始点后的给定时间开始骨粘合剂注射。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述物理参数是所述 骨粘合剂的介电或电特性，所述介电或电特性提供包括所述开始点的、 所述粘合剂的膨胀阶段和聚合阶段的信息。
4.根据权利要求3所述的方法，其中，所述物理参数的突变是通 过所述粘合剂传递的电信号的相移。
5.根据权利要求3所述的方法，其中，当聚合开始时，所述电信 号的电容特性发生变化，从而提供了开始点。
6.根据权利要求3所述的方法，其中，电信号通过所述粘合剂传 递，当所述粘合剂开始聚合时，检测所述粘合剂的电阻率的变化以确 定开始点。
7.根据权利要求3至6中任一项所述的方法，其中，所述开始点 能够被预测。
8.根据权利要求2或3所述的方法，其中，所述骨粘合剂注射是 通过骨粘合剂递送装置进行的，以及所述物理参数的监测是在所述骨 粘合剂递送装置中直接进行的。
9.根据权利要求2或3所述的方法，其中，所述骨粘合剂注射是 通过骨粘合剂递送装置进行的，并且所述物理参数的监测是与所述注 射无关、并行进行的。
10.根据权利要求2至9中任一项所述的方法，进一步包括基于 从检测到所述开始点起所经历的时间，确定用于所述骨粘合剂注射的 有效工作时间。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的方法，其中，从所述粘 合剂的混合到所述开始点的时间、或膨胀阶段时间、以及所述有效工 作时间受到控制并且可被修改。
12.根据权利要求10所述的方法，其中，所述粘合剂被冷却以延 长所述有效工作时间。
13.根据权利要求11所述的方法，其中，提供超声波发射器以产 生穿过所述粘合剂的超声波信号，从而减少从混合到所述开始点的时 间。
14.根据权利要求13所述的方法，其中，所述超声波信号的频率 选自1到5MHz的范围。
15.根据权利要求11所述的方法，其中，所述粘合剂被加热以减 少从混合到所述开始点的时间。
16.根据权利要求1至15中任一项所述的方法，其中，所述电信 号选自100Hz到20kHz之间的范围。
17.一种通过监测粘合剂的物理参数来确定所述粘合剂固化的开 始点的装置，包括：器皿，用于容纳刚混合的粘合剂的至少一部分；
使电信号通过所述粘合剂传递；
用于根据所述电信号检测所述粘合剂的物理参数的突变的装置； 以及显示装置，用于根据检测到的突变来显示所述粘合剂聚合的开始 点。
18.根据权利要求17所述的装置，其中，被检测的所述物理参数 的突变是所述电信号的相移。
19.根据权利要求17或18所述的装置，包括传递并读取所述电 信号的传感器，所述传感器由适于以间隔布置的方式被设置的一对电 极构成，所述粘合剂被置于所述电极之间，电子电路被电连接至所述 电极。
20.根据权利要求19所述的装置，其中，所述粘合剂容纳在器皿 中。
21.根据权利要求20所述的装置，其中，所述器皿是形成整形外 科粘合剂注射系统一部分的注射器。
22.根据权利要求20所述的装置，其中，所述器皿是安装有所述 电极的单独的粘合剂接纳容器。
23.根据权利要求20、21或22所述的装置，其中，所述电极安 装在所述器皿的外表面上并不与所述粘合剂接触。
24.根据权利要求20、21、22所述的装置，其中，所述电极以与 所述粘合剂接触的方式安装在所述器皿上。
25.根据权利要求17至24中任一项所述的装置，其中，提供超 声波发射器以通过所述粘合剂传递超声波，从而减少从所述粘合剂的 混合到所述开始点的时间。
26.根据权利要求17至25中任一项所述的装置，其中，提供冷 却所述粘合剂的装置以延长从所述开始点起的有效工作时间，从而允 许所述粘合剂在延长的时间内工作。
27.一种用于监测和控制骨粘合剂的聚合的监测系统，所述系统 包括：主体，限定出至少两个腔，每个腔适于在其内容纳包含有骨粘合 剂的主体，所述腔被维持在彼此不同的温度；
传感器，位于每个腔中并用于监测所述骨粘合剂的物理参数，所 述物理参数指示所述骨粘合剂的聚合等级；以及显示单元，显示来自每个传感器的数据。
28.根据权利要求27所述的监测系统，其中，所述腔中的至少一 个被维持在比外界环境更低的温度，该温度低到足以延长所述粘合剂 从所述开始点起的工作时间，以允许医师能够对所述粘合剂进行操作， 包括较长时间地注射所述粘合剂。
29.根据权利要求28所述的监测系统，其中，所述更低的温度处 于0℃至-10℃的范围。
30.根据权利要求27、28或29所述的监测系统，其中，提供超 声波发射器以通过所述粘合剂传递超声波信号，从而减少从所述粘合 剂的混合到所述开始点的时间。
31.根据权利要求30所述的监测系统，其中，所述信号具有选自 1到5MHz之间的范围的频率。
32.根据权利要求27至31中任一项所述的监测系统，其中，所 述物理参数是电信号，所述传感器检测所述信号的例如相移、电容变 化或电阻率变化的突变以确定所述开始点。
33.根据权利要求32所述的监测系统，其中，所述电信号具有100 Hz到20kHz之间的频率。
34.根据权利要求17至26所述的监测系统，其中，所述电信号 具有100Hz到20kHz之间的频率。
35.一种用于控制粘合剂极化的装置，包括：
器皿，用于容纳刚混合的聚合物粘合剂；
超声波发射器，用于发射通过所述粘合剂的、非破坏性的超声波 信号，所述信号足以减少所述粘合剂混合与所述粘合剂的聚合开始之 间的膨胀阶段的时间。
36.根据权利要求35所述的装置，其中，所述信号在选自1MHz 到5MHz之间的范围的频率上被发射。
说明书 :
相关申请的交叉引用
本申请要求于2007年3月30日递交的第60/907,381号美国临时专 利申请的优先权，该申请的全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及用于监测粘合剂的固化阶段的系统，更具体地涉及在 固化过程中监测进行聚合的自固化医用粘合剂，诸如大多数骨粘合剂 和牙粘合剂，还涉及用于控制从粘合剂的混合到聚合开始的时间以及 聚合开始后的工作时间的装置。
背景技术
丙烯酸粘合剂通常用作例如关节成形术的整形外科应用、再造过 程以及例如用于骨扩增的微创应用中的骨粘合剂。
有关骨粘合剂注射过程的风险主要因将粘合剂开放地递送到骨腔 中而产生。最严重的并发症可包括粘合剂颗粒进入血流或椎管或者由 置换的骨髓引起的栓塞，这些都是可致命的。因此，粘合剂的质量是 决定这类治疗成功的关键。另一局限涉及在用于椎体强化的通过细长 针递送过程中的过压。过压可能造成递送系统破坏或者使医师不能递 送足够的粘合剂，从而导致递送过程过早终止。另一方面，医师可能 感觉到压力以完成注射，并且可能由于与粘合剂的无法预测的固化行 为结合的高压而采取更高的递送速度，这样可能会产生较高的填充速 度。较高的填充速度缩短了递送粘合剂的时间窗口并且可能导致在预 期时间内出现泄漏。另外，过压增加了单体因筛选过程而被高速排出 的风险。这种现象被称为压滤(filter-press)，据报道额外的单体会导 致过敏反应和潜在的心血管系统功能的瘫痪。
骨粘合剂通常通过将PMMA颗粒分散在单体中形成。一旦颗粒和 单体混合在一起，颗粒会部分地溶解在单体中并形成持续变得粘稠的 粘性团。这个阶段通常被称为膨胀。这个阶段之后是第二阶段：粘合 剂的聚合，其中粘稠的团变成硬的聚合物材料。
尽管在整形外科应用中广泛使用聚合物粘合剂，但是由于与聚合 有关的剧烈化学反应以及膨胀和聚合对诸如温度、湿度的具体环境条 件和混合方法的依赖，凝固过程和在操作过程中使用的粘合剂的性质 通常高度不可预测并且随时间的可预测性很差。
医师通常会认识到这种过程的局限性，并且根据其经验和喜好建 立了个人方法以找到粘合剂递送的合适时间并努力提高干预的效果。 在实践中，医师通常采用视觉手段以决定粘合剂是否可用，并且他们 通常采用术语来描述递送的适当粘稠度，这些术语例如酸奶状、面糊 状、牙膏状、面团状、极像面团状、粘稠、适度粘滞的溶液、蛋糕糖 浆状或粘滞的。然而，这种判定是主观且感性的。
在化学工业中采用例如量热计和流变计的大型设备来监测树脂的 凝固/固化过程。尽管某些医师已经开始在手术室中采用类似的设备， 但是这类装置一般巨大、昂贵且需要额外的人员和培训来进行操作。
此外，通常认为混合后到聚合阶段前8到9分钟的等待时间对于 医师而言过长，因为这些医师必须尽可能高效地完成工作。这种等待 时间可能会使某些医师过早地将粘合剂注入患者，从而增加了单体泄 露的风险。另一方面，如果计划进行多次干预，那么可能希望延迟某 些批次的粘合剂的混合与聚合之间的时间。一旦粘合剂达到足够粘稠 度，则开始粘合剂的理想应用，特别是当计划进行多级注射时，医师 可能希望增加面团状的粘合剂的有效工作时间。增加有效工作时间缓 解了医师在注射过程中的压力并允许医师关注患者的安全而不是全神 贯注于粘合剂和递送粘合剂的能力。当粘合剂均匀填充并且不需要施 加额外的压力时，粘合剂粘稠度达到理想状态。膨胀过程所使用的单 体产生了理想粘合剂的附加安全措施，并且这种附加安全措施不会在 压力下压滤。
另外，希望粘合剂的行为可预测，并且希望粘合剂的应用可再现 且一致。
有关骨粘合剂注射过程的风险主要因将粘合剂开放地递送到骨腔 中而产生。最严重的并发症可包括粘合剂颗粒进入血流或椎管或者由 置换的骨髓引起的栓塞，这些都是可致命的。因此，粘合剂的质量是 决定这类治疗成功的关键。另一局限涉及在用于椎体强化的通过细长 针递送过程中的过压。过压可能造成递送系统破坏或者使医师不能递 送足够的粘合剂，从而导致递送过程过早终止。另一方面，医师可能 感觉到压力以完成注射，并且可能由于与粘合剂的无法预测的固化行 为结合的高压而采取更高的递送速度，这样可能会产生较高的填充速 度。较高的填充速度缩短了递送粘合剂的时间窗口并且可能导致在预 期时间内出现泄漏。另外，过压增加了单体因筛选过程而被高速排出 的风险。这种现象被称为压滤(filter-press)，据报道额外的单体会导 致过敏反应和潜在的心血管系统功能的瘫痪。
骨粘合剂通常通过将PMMA颗粒分散在单体中形成。一旦颗粒和 单体混合在一起，颗粒会部分地溶解在单体中并形成持续变得粘稠的 粘性团。这个阶段通常被称为膨胀。这个阶段之后是第二阶段：粘合 剂的聚合，其中粘稠的团变成硬的聚合物材料。
尽管在整形外科应用中广泛使用聚合物粘合剂，但是由于与聚合 有关的剧烈化学反应以及膨胀和聚合对诸如温度、湿度的具体环境条 件和混合方法的依赖，凝固过程和在操作过程中使用的粘合剂的性质 通常高度不可预测并且随时间的可预测性很差。
医师通常会认识到这种过程的局限性，并且根据其经验和喜好建 立了个人方法以找到粘合剂递送的合适时间并努力提高干预的效果。 在实践中，医师通常采用视觉手段以决定粘合剂是否可用，并且他们 通常采用术语来描述递送的适当粘稠度，这些术语例如酸奶状、面糊 状、牙膏状、面团状、极像面团状、粘稠、适度粘滞的溶液、蛋糕糖 浆状或粘滞的。然而，这种判定是主观且感性的。
在化学工业中采用例如量热计和流变计的大型设备来监测树脂的 凝固/固化过程。尽管某些医师已经开始在手术室中采用类似的设备， 但是这类装置一般巨大、昂贵且需要额外的人员和培训来进行操作。
此外，通常认为混合后到聚合阶段前8到9分钟的等待时间对于 医师而言过长，因为这些医师必须尽可能高效地完成工作。这种等待 时间可能会使某些医师过早地将粘合剂注入患者，从而增加了单体泄 露的风险。另一方面，如果计划进行多次干预，那么可能希望延迟某 些批次的粘合剂的混合与聚合之间的时间。一旦粘合剂达到足够粘稠 度，则开始粘合剂的理想应用，特别是当计划进行多级注射时，医师 可能希望增加面团状的粘合剂的有效工作时间。增加有效工作时间缓 解了医师在注射过程中的压力并允许医师关注患者的安全而不是全神 贯注于粘合剂和递送粘合剂的能力。当粘合剂均匀填充并且不需要施 加额外的压力时，粘合剂粘稠度达到理想状态。膨胀过程所使用的单 体产生了理想粘合剂的附加安全措施，并且这种附加安全措施不会在 压力下压滤。
另外，希望粘合剂的行为可预测，并且希望粘合剂的应用可再现 且一致。
发明内容
因此，本发明的目的在于提供一种监测粘合剂聚合的改进方法。
本发明的目的还在于提供用于监测粘合剂聚合的、改进且客观的 监测系统。
可选地，进一步的目的在于提供一种控制粘合剂的混合与聚合之 间的等待时间的方法。
进一步的目的在于提供一种监测和控制粘合剂一旦开始聚合后的 工作时间的方法。
因此，根据本发明的一个方面，提供了一种通过在混合后使电信 号通过粘合剂传递来监测粘合剂的物理参数并且检测粘合剂聚合的开 始点的方法，所述开始点通过电信号的突变指示。
而且，根据该发明，这种方法可用于监测膨胀过程和后续的聚合 过程。转变的特征在于电信号的突变。
在本发明的更具体的实施方式中，这种方法包括：使电信号通过 混合的粘合剂的一部分传递；检测电信号的电容的变化、电阻率的变 化或相移；以及显示提供聚合的开始点的这种数据。
本发明的方法非常适用于医用粘合剂。
并且根据本发明，提供了一种用于控制粘合剂的混合与聚合之间 的时间的系统。使用通过混合的粘合剂传递的超声波信号，可使混合 与开始点之间的时间减少。
或者，所述粘合剂可被加热以减少混合与开始点之间的时间。
在本发明的另一个方面中，这种系统可包括：壳体，限定出至少 两个腔，每个腔适于在其内容纳包含有骨粘合剂的器皿，这些腔被维 持在不同的冷却温度；传感器，位于每个腔中并用于监测骨粘合剂的 物理参数，所述物理参数指示骨粘合剂的聚合等级；以及显示单元， 显示来自每个传感器的数据。粘合剂的冷却尽管可以延长聚合前的时 间，但是尤其有用于延长粘合剂在开始点后的有效工作时间。
适当的监测和控制开始点的一个优点在于，在分子交联开始后粘 合剂是粘性的，并且在骨粘合剂的情况下，可预料这种粘性粘合剂的 应用会使粘合剂填充得更加均匀。
一旦骨粘合剂达到这种粘性，那么粘合剂的粘度变得可预测，因 此递送所需的注射力变得可预测且一致。当使用不同的骨粘合剂批次 时，监测粘合剂以确定粘合剂何时到达拐点，提供了有关粘合剂何时 变得粘稠的可预测性，从而每批次填充所需的力变得一致。因此，与 现有方法不同，递送粘合剂所需的力适中，并且粘合剂递送不会在施 压器或递送系统上施加高应力。
另一优点在于，单体现在是稳定的并且实现了使粘合剂具有粘性， 因此当在粘合剂上施加压力进行注射时单体不会“压滤”或分离。
因此，当将骨粘合剂注射到脊椎骨中时，仅会释放出最少量的单 体，从而降低了过敏反应或心血管压力骤降(cardiovascular pressure collapse)的风险。
监测刚混合的粘合剂的聚合的本方法的另一优点在于，通过解读 膨胀过程中的数据可以预测拐点或开始点。
本发明的目的还在于提供用于监测粘合剂聚合的、改进且客观的 监测系统。
可选地，进一步的目的在于提供一种控制粘合剂的混合与聚合之 间的等待时间的方法。
进一步的目的在于提供一种监测和控制粘合剂一旦开始聚合后的 工作时间的方法。
因此，根据本发明的一个方面，提供了一种通过在混合后使电信 号通过粘合剂传递来监测粘合剂的物理参数并且检测粘合剂聚合的开 始点的方法，所述开始点通过电信号的突变指示。
而且，根据该发明，这种方法可用于监测膨胀过程和后续的聚合 过程。转变的特征在于电信号的突变。
在本发明的更具体的实施方式中，这种方法包括：使电信号通过 混合的粘合剂的一部分传递；检测电信号的电容的变化、电阻率的变 化或相移；以及显示提供聚合的开始点的这种数据。
本发明的方法非常适用于医用粘合剂。
并且根据本发明，提供了一种用于控制粘合剂的混合与聚合之间 的时间的系统。使用通过混合的粘合剂传递的超声波信号，可使混合 与开始点之间的时间减少。
或者，所述粘合剂可被加热以减少混合与开始点之间的时间。
在本发明的另一个方面中，这种系统可包括：壳体，限定出至少 两个腔，每个腔适于在其内容纳包含有骨粘合剂的器皿，这些腔被维 持在不同的冷却温度；传感器，位于每个腔中并用于监测骨粘合剂的 物理参数，所述物理参数指示骨粘合剂的聚合等级；以及显示单元， 显示来自每个传感器的数据。粘合剂的冷却尽管可以延长聚合前的时 间，但是尤其有用于延长粘合剂在开始点后的有效工作时间。
适当的监测和控制开始点的一个优点在于，在分子交联开始后粘 合剂是粘性的，并且在骨粘合剂的情况下，可预料这种粘性粘合剂的 应用会使粘合剂填充得更加均匀。
一旦骨粘合剂达到这种粘性，那么粘合剂的粘度变得可预测，因 此递送所需的注射力变得可预测且一致。当使用不同的骨粘合剂批次 时，监测粘合剂以确定粘合剂何时到达拐点，提供了有关粘合剂何时 变得粘稠的可预测性，从而每批次填充所需的力变得一致。因此，与 现有方法不同，递送粘合剂所需的力适中，并且粘合剂递送不会在施 压器或递送系统上施加高应力。
另一优点在于，单体现在是稳定的并且实现了使粘合剂具有粘性， 因此当在粘合剂上施加压力进行注射时单体不会“压滤”或分离。
因此，当将骨粘合剂注射到脊椎骨中时，仅会释放出最少量的单 体，从而降低了过敏反应或心血管压力骤降(cardiovascular pressure collapse)的风险。
监测刚混合的粘合剂的聚合的本方法的另一优点在于，通过解读 膨胀过程中的数据可以预测拐点或开始点。
附图说明
现在参照以说明方式图示本发明的具体实施方式的附图，在附图 中：
图1是根据本发明的监测系统的示意图；
图2是根据本发明的具体实施方式的聚合监测系统的框图；
图3a至3c是图1的细部的示意性说明；
图4是包括根据本发明的具体实施方式的聚合传感器的注射器的 立体图；
图5示出了包括根据本发明的可替换实施方式的聚合传感器的注 射器的柱塞的侧视和仰视图；
图6A、6B、6C是在不同频率下的试验中获得的作为从粘合剂混 合开始的时间的函数检测到的电容的曲线图；
图7是根据本发明的具体实施方式，示出了在几种不同频率下作 为从开始点起的时间的函数的信号相移的曲线图；
图8A是在第一天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图8B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图8A的注射力的曲线图；
图9A是在第二天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图9B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图9A的注射力的曲线图；
图10A是在第三天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图10B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图10A的注射力的曲线图；
图11A是在第四天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图11B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图11A的注射力的曲线图；
图12是根据本发明的另一实施方式，用于控制和监测聚合的系统 的立体图；
图13是图12的细部的横截面示意图；
图14是示出本发明的示出本发明的又一实施方式的类似于图13 的示意图。
图1是根据本发明的监测系统的示意图；
图2是根据本发明的具体实施方式的聚合监测系统的框图；
图3a至3c是图1的细部的示意性说明；
图4是包括根据本发明的具体实施方式的聚合传感器的注射器的 立体图；
图5示出了包括根据本发明的可替换实施方式的聚合传感器的注 射器的柱塞的侧视和仰视图；
图6A、6B、6C是在不同频率下的试验中获得的作为从粘合剂混 合开始的时间的函数检测到的电容的曲线图；
图7是根据本发明的具体实施方式，示出了在几种不同频率下作 为从开始点起的时间的函数的信号相移的曲线图；
图8A是在第一天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图8B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图8A的注射力的曲线图；
图9A是在第二天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图9B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图9A的注射力的曲线图；
图10A是在第三天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图10B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图10A的注射力的曲线图；
图11A是在第四天试验中获得的、作为从粘合剂混合起的时间的 函数的骨粘合剂注射力的曲线图；
图11B是根据本发明的具体实施方式，作为从开始点起的时间的 函数的图11A的注射力的曲线图；
图12是根据本发明的另一实施方式，用于控制和监测聚合的系统 的立体图；
图13是图12的细部的横截面示意图；
图14是示出本发明的示出本发明的又一实施方式的类似于图13 的示意图。
具体实施方式
所提出的系统提供了一种微型装置，这种装置允许医师在手术室 中以非介入和符合成本效益的简单高效的方式监视并监测粘合剂的膨 胀和聚合。另外，这种监测在现场完成并且几乎不需要任何培训或额 外的设备。
在图1至3C所示意性示出的一个实施方式中，粘合剂样本C置 于器皿5中，介电传感器或电极12a和12b置于粘合剂样本C的相对 两侧。介电电极12a、12b被电连接至电子电路板24，电子电路板24 被编程以跟踪在刚混合的粘合剂C中发生的化学反应的电容/电阻率。 电路板24被连接至显示屏28以显示结果。
图3A、3B和3C示意性图示了不同的电极构造。在图3A中，电 极12a、12b与粘合剂C接触，而在图3B中电极位于容纳粘合剂C的 器皿5的外部。图3C图示了圆形或管形器皿5和板状电极12a、12b。
参照图4，可作为骨粘合剂递送装置一部分的注射器16配备有聚 合传感器，例如，根据本发明的具体实施方式的电极14a。聚合传感 器是介电传感器，其测量凝固过程中的骨粘合剂的电容和导电特性。 该传感器包括两个薄板14a，薄板14a被放置为围绕容纳骨粘合剂的 注射器主体16。板14a由导电材料制成并共同限定电容器。当粘合剂 膨胀和聚合时，粘合剂的电容特性发生变化，并且这种变化会因骨粘 合剂的介电特性发生变化而被电容器检测到。
在所示的实施方式中，由于板置于注射器主体16的外表面18上， 即不与骨粘合剂接触，因此介电传感器14a是非接触式传感器。板14a 是弯曲的并且限定类似于电池充电器的保持器，该保持器例如通过弹 簧20的作用将注射器主体16保持在板14a之间。或者，板14a可以 被永久附接至注射器主体16的外表面18。
在可替换的实施方式中，板14a由形成导电薄膜的薄金属层限定， 并且通过使用例如非电镀液体涂覆(electro-less liquid coating)或金属 气相沉积的恰当工艺而沉积在注射器主体16的外表面18上。薄金属 层的功能性厚度优选地为几微米。
在可替换的实施方式中，介电传感器是接触式传感器，可以是如 上所述的导电薄膜形式的板14a被置于注射器主体16内部并与骨粘合 剂接触，例如，位于注射器柱塞22上(类似于下面描述的图5的实施 方式)或者位于注射器主体16的内表面上。
在类似于图3C的另一可替换的实施方式中，传感器包括两个平 行的导电板，容纳骨粘合剂的注射器16置于这两个平行的导电板之 间。将交流或直流电压施加至板，从而产生穿过粘合剂的大电场，以 获得粘合剂的电特性的读数(readings)。该实施方式的优点在于其简 单且电场均匀。
参照图5，示出了根据本发明的另一实施方式的聚合传感器。该 聚合传感器是电阻式传感器并且包括两个导电板或元件14b，这两个 导电板或元件14b与骨粘合剂接触并且每一个限定出一个电极。接着 直流电流从一个电极穿过粘合剂流至另一个电极。当粘合剂聚合时， 其电阻特性发生变化，电特性的变化指示粘合剂的凝固。
在图5的实施方式中采用交指型电极，从而提高了传感器的效率， 每个交指型电极类似于梳子，在各个指状件之间具有充足的间距以容 纳互补电极的指状件。将交流电压施加至交指型电极，交指型电极产 生延伸到粘合剂中的电场。电流与衰减或导电粘合剂特性成比例。由 于硬化粘合剂的电阻增加，因此粘合剂的聚合导致电流减小，从而电 流的下降变化提供粘合剂凝固的指示。
可以选择在混合粘合剂时提供镜子样本并监测该镜子样本而不是 注射器中的粘合剂，而不在过程中对注射器中的粘合剂的电容或电阻 率的变化进行监测。提供能够接纳刚混合的粘合剂的5毫升(cc)或 更多的小镜子样本的、如图3B和3C中示意性示出的小器皿和容器5。 因而，设置在器皿5的外表面上的电极12a、12b提供并检测通过粘合 剂C传递的电信号。粘合剂C中的变化类似于准备好用于向患者注射 的注射器中发生的变化。
参照图2，示出了根据本发明的上述实施方式的监测系统，该监 测系统例如与上述电极12a、12b一起使用。监测系统包括例如电路板 24形式的控制器，该控制器控制被发送穿过板或电极12a、12b的电 交流或非交流信号，所述电交流或非交流信号在通过粘合剂C时会出 现一定的衰减和相移。电极12a、12b测量粘合剂C的电特性并向电 路板24发送相应的信号。
电路板24读取并可能放大来自电极12a、12b的输出信号，并且 将来自电极12a、12b的可能放大的数据发送至数据采集系统26，数 据采集系统26将接收到的模拟信号转换为数字信号。数据采集系统 26将数字信号发送至数字显示单元28。因而，数字显示单元28显示 通过电极12a、12b读取的骨粘合剂C的介电特性。
有利地，本文所述的监测方法采用描述粘合剂聚合开始的拐点。 该拐点之后是交联聚合物的形成，并且该拐点标志粘合剂特性的快速 变化。该拐点的意义在于监测方法是预测性的而并非仅检测粘合剂的 固化特性。
骨粘合剂的聚合过程的开始是特别重要的，其通过自由基发生。 因此，聚合被称为自由基聚合。该聚合过程一旦开始就会在粘合剂中 导致大量的通常被称为自由基的基团。这些基团是带电颗粒，并且由 于其显著地改变粘合剂的导电性而对粘合剂的介电特性产生巨大的影 响。
传感器可在粘合剂的介电特性中检测到这种基团变化，由此检测 到粘合剂聚合的开始。
某些聚合物粘合剂可能未显示出拐点。然而，监测系统仍可检测 到从膨胀到聚合阶段的转变。
用于在透视检查中对粘合剂的不透明度进行提高的例如硫酸钡的 添加剂可能引起指示信号的变化或者延迟聚合过程。但是，系统仍能 监测到膨胀和聚合过程并且检测到转变以显示聚合开始。
尽管已将聚合传感器或电极12a、12b、14a、14b描述为介电传感 器或电阻式传感器，但是在可替换的实施方式中，聚合传感器包括以 下的任一种：压电传感器、导电网格(grid)、光子传感器、反射式传 感器和分光镜传感器(spectroscopic sensors)，粘合剂的所有测量特性 指示其凝固。
可以在题为“CEMENT DELIVERY SYSTEM FOR BONE AUGMENTATION PROCEDURES AND METHOD(用于骨扩增过程的 粘合剂递送系统和方法)”的PCT公开申请WO2007/115402 A1中找到 关于聚合传感器的其它细节，该申请的全部内容通过引用并入本文。
开始点检测试验
使用包括介电传感器14a的、如图4所示的配备有传感器的注射 器16进行了超过200次的试验。一旦器皿5或注射器16充满PMMA 粘合剂，那么就检查通过传感器14a测量的电信号衰减和相移。
现在参照图6A至7B，可以看到信号衰减是显著的并且与关于时 间的相移强烈地相关。信号显示出代表膨胀过程的第一特征以及代表 粘合剂的快速变化和聚合的第二特征。膨胀与聚合之间的转变由表示 开始过程的拐点或开始点I标志，在开始点I处突然出现大量的基团。 由于这些带电的基团/偶极子的巨大产生率，因此在电容器中获得的电 信号中出现显著和突然的变化。
这种结果支持了开始点因其突变性而在时间上是可见的。
开始点I预示后续的聚合物网络的交联以及粘合剂行为的快速变 化和最终固化。这个开始点I的建立实际上是粘合剂凝固过程的监测 器。
这些测试揭示了开始点的时间可在几分钟内发生变化。然而，开 始点表示过程相关的预测器，这种预测器提高了结果的可预测性并使 粘合剂的应用具有一致性。另外，介电信号表示膨胀过程和后续的聚 合过程的进程。实际上，可以通过读取表示膨胀过程的曲线来预测拐 点。
在下面的试验中，改变信号频率，从而确定优选的频率范围以对 拐点或开始点进行最佳检测。
试验 频率 湿度 温度 1.图6A和图7 100Hz 17％ 20.9℃ 2.图6B和图7 500Hz 17％ 21℃ 3.图6B和图7 1000Hz 17％ 21.1℃ 4.图6C和图7 5000Hz 17％ 21.1℃ 5.图6C和图7 10000Hz 17％ 21.3℃ 6.图6C和图7 20000Hz 17％ 21.1℃ 7.图6C和图7 100000Hz 14％ 21.3℃
可以看到，较低的频率更适于检测相移或电容变化中的突变。优 选范围在100Hz到20kHz之间。
粘合剂的超声波处理
通过使用超声波系统可以显著减少等待时间。超声波在穿过粘合 剂时会使粘合剂压缩和膨胀。超声波的能量会产生气穴现象，这种现 象包括以粘合剂中的微小气泡形式的气穴的形成、胀大和冲破。具体 地，这些气泡是通过在声波的疏相(rarefaction phase)过程中大到足 以冲破液体的负压产生的。这尤其适用于到达拐点之前的粘合剂。
后面将关于图14对包括超声波系统的实施方式进行描述。
注射试验
例如与将从粘合剂混合起的时间用作基准相比，下面的试验提供 了对过程相关的开始点如何使粘合剂的行为更加可预测的更深理解。 通过测量通过细长管递送PMMA粘合剂所需的注射力对此进行了说 明。在这些试验中测量了递送所需的力，这种力表示医师在推动注射 器的柱塞时会遇到的力。这些试验基本上模拟了骨粘合剂注射的临床 条件。
这些试验进行了几天以确保结果的正确性。试验按照以下方式进 行：
1)根据制造商推荐的比率称量粘合剂粉末和单体。
2)一旦粘合剂粉末与单体混合，第一秒表就开始计时。
3)将混合物手动混合20秒，间隔90秒后将其放置在400Hz速 度下的振荡器中30秒。
4)记录环境温度和湿度。
5)接着填充用于注射的第一注射器并且用盖塞紧。
6)接着立即将剩余的粘合剂灌入第二注射器中并且将其放置成与 介电聚合传感器(例如，上述的12a)起作用。开始对第二注射器中 的粘合剂进行电监测。
7)接着将第一注射器置于材料测试机中。
8)将机器的流速设置为1.6毫升/分钟(ml/min)。
9)仔细监测第二镜子注射器中的粘合剂的电数据(相移和衰减) 直到到达开始点。开始点I在曲线图上显示为电数据的突然增加，这 种突然增加使曲线向上回升几秒之后继续下落。
10)一旦到达开始点，第二秒表开始计时以测量30秒延迟，直到 开始第一注射器的注射。
11)到达开始点大致10秒后，将盖从第一注射器移除并将套管 (cannula)旋上；到达开始点后整30秒的时候(或者，在第一天的情 况下，到达开始点约30秒的时候)，开始第一注射器的注射并测量注 射所需的力。
12)注射进行大致3分钟或者将第一注射器中的全部粘合剂注射 完。
13)继续对第二注射器进行电监测直到粘合剂完全聚合，这在曲 线上显示为数据在斜线的底部变成常量。
图8A至11B示出了在不同的4天中在真实变化的环境条件下进 行的19次注射试验的结果。
图8A至8B示出了在第一天进行的5次试验中获得的结果。图 8A示出了被显示为与从粘合剂混合起的时间相关的注射力，而图8B 示出了与从开始点后30秒间隔结束起的时间相关的相同的注射力， 即，t＝0表示该30秒间隔的结束。要注意，对于这些试验，虽然30 秒间隔是通过秒表计算出来的，但是没有下面的试验精确。
从图8A与8B的比较可以看到，当使用开始点作为时间基准时， 不同试验之间的数据基本上更加一致。
图9A至9B示出了在第二天进行的4次试验中获得的结果，图 9A将注射力显示为从粘合剂混合起的时间的函数，图9B将注射力显 示为从开始点后30秒间隔结束起的时间的函数。与从开始点起的时间 相关的数据仍然比与从混合起的时间相关的相同数据更加一致。
图10A至10B示出了在第三天进行的5次试验中获得的结果，而 且图10A将注射力显示为从粘合剂混合起的时间的函数，而图10B将 注射力显示为从开始点后30秒间隔结束起的时间的函数。而且，可以 观察到被表示为从开始点起的时间的函数的结果具有更高的一致性。
图11A至11B示出了在第四天进行的4次试验中获得的结果，而 且图11A将注射力显示为从粘合剂混合起的时间的函数，而图11B将 注射力图示为从开始点后30秒间隔结束起的时间的函数。所观察到的 这两幅图一致性的显著差异进一步验证了前些天所看到的趋势。
因此，这些结果表明将开始点用作基准能够改善注射力结果的再 现性，这种改善的再现性取决于粘合剂的粘度/粘弹性行为。因此，将 开始点用作基准允许粘合剂的粘稠度的良好可预测性，以及因此实现 的注射和填充行为的良好可预测性。
聚合传感器允许监测和确定开始点，接着该开始点可用于指示应 当何时开始注射(例如，在检测到开始点后30秒)。这种监测方法是 有效的并且相对容易实现。这是一种经济的方案，对提高与骨粘合剂 工作时的可预测性极为有利。
因此在本发明的具体实施方式中，通过确定开始点引导粘合剂的 注射；检测到开始点起的给定时间后开始注射。
按照由Baroud等人(2006)在第31卷、第22期、第2562-2568 页建立的方案所进行的泄露试验表明，在替代模型中，开始点后45 秒注射的粘合剂不会泄露且填充得更加均匀。
在图1和2所示的具体实施方式中，提供了一种监测系统，这种 监测系统包括显示单元28，显示单元28被连接至聚合传感器12a、12b 并且显示通过聚合传感器12a、12b提供的信息。通过例如类似于上述 试验的试验过程，为特定粘合剂确定开始点后的典型可注射时间。例 如，结果的可预测性当作为从开始点起的时间的函数被检查时允许以 基本上精确的方式确定这种典型的可注射时间，而这不是当结果作为 从粘合剂混合起的时间的函数被检查时的情况。该典型的可注射时间 被编程在监测系统中，从而可以通知医师一旦到达开始点后注射粘合 剂前剩余的近似时间。因此，医师可以更容易地对使用被监测的具体 批次粘合剂所进行的骨粘合剂注射过程进行计划。
因此，聚合传感器12a、12b和14a、14b提高了粘合剂行为的可 预测性，从而提供了作为注射基准的客观参数，并且消除了对粘合剂 是否准备好进行注射的主观确定的需求。
可以容易地将传感器集成在现有的粘合剂递送装置中，因此可容 易地在临床实践中实施例如将开始点用作注射的基准的方法。
可提供该系统作为在自固化粘合剂的任何应用中使用的单独系 统。通过提供配备有传感器和与监测器结合的检测电路的镜子样本器 皿，可以监测粘合剂的聚合阶段，并且可以确定精确的开始点以允许 粘合剂的更准确和可预测的应用。
尽管已经通过在椎体成形术中使用的骨粘合剂进行了试验，但是 该系统的类似应用可有利地适用于其它整形外科过程以及甚至牙粘合 剂应用。
传感器和方法不仅可用于椎体成形术，还可用于使用PMMA粘合 剂的任何其它骨粘合剂注射应用中。
尽管使用PMMA粘合剂对方法进行了测试，但是可以预见可将相 同或相似的方法应用于例如磷酸钙的其它类型骨粘合剂。
类似地，尽管采用介电传感器确定了开始点，但是可以预见可采 用例如上面所列举的那些其它类型的传感器来确定类似的开始点。
具有冷却系统的实施方式
参照图12和13，示出了根据本发明的另一实施方式的监测系统 40。监测系统40包括如前述实施方式中所述的14a、14b的聚合传感 器或任何其它的适合传感器，还包括用于延迟粘合剂聚合的冷却系统。
通过在不同温度下对粘合剂进行冷却，容纳同时由相同粘合剂批 次准备的粘合剂的不同注射器16可准备好用于在不同时间点注射。当 医师想要例如在多级椎体成形术中进行连续的骨粘合剂注射时，这种 冷却系统是有用的。通常，当进行这种连续的骨粘合剂注射时，可能 需要在连续的注射之间准备新的粘合剂混合和/或医师可用来进行注 射的时间受到粘合剂硬化的限制，从而随着总注射次数的增加，每次 注射可用的时间减少。
因此，监测系统40通过局部冷却每个注射器，使不同注射器准备 好用于在不同的时间点注射。医师控制冷却等级(level)，因此控制每 个注射器中的粘合剂何时准备好用于注射。
在所示的实施方式中，监测系统包括限定3个聚合监测腔44a、 44b、44c的主体42，每个腔的尺寸被确定并且被设计成在其中接纳注 射器10。在注射器16包括集成的聚合传感器14a、14b的情况下，每 个监测腔44a、44b、44c还包括适合的连接以从被接纳在监测腔中的 注射器16的聚合传感器14a、14b接收数据。在监测腔44a、44b、44c 中接纳未配备有传感器的注射器16的情况下，每个腔包括聚合传感器 14a、14b，聚合传感器14a、14b被放置成与被接纳在对应腔中的注射 器16起作用。
监测系统40还包括显示单元46和控制面板48，显示单元46显 示来自聚合传感器14a、14b的读数和每个腔44a、44b、44c的温度信 息，控制面板48用于接收来自医师的指令。
3个监测腔44a、44b、44c包括冷腔44a、凉腔44b和室温腔44c。 在具体的实施方式中，冷腔44a将容纳于其中的注射器16保持在-10℃ 或甚至更低的温度，而凉腔44b将容纳于其中的注射器10保持在0℃ 的温度。可以选择其它适合的温度，监测系统40的主体42还可限定 多于或少于3个的腔。根据所需的聚合等级在预定的时间内将每个注 射器16保持在其对应的腔44a、44b、44c中。在具体的实施方式中， 如上所述，根据从开始点起的时间对聚合等级进行估计。
在使用中，首先将容纳在室温腔44c中的注射器用于注射。接着 使用来自凉腔44b的注射器，最后使用来自冷腔44a的注射器。腔44a、 44b、44c之间的温度差异允许来自凉腔44b的注射器中的粘合剂在来 自室温腔44c的粘合剂准备好后、优选地在使用来自室温腔44c的注 射器完成注射后才准备好用于注射，类似地，还允许来自冷腔44a的 注射器中的粘合剂在来自冷腔44b的注射器中的粘合剂准备好后、优 选地在使用来自凉腔44b的注射器完成注射后才准备好用于注射。
在具体的实施方式中，通过形成珀耳帖冷却器(Peltier cooler)并 产生热电冷却的元件对注射器16进行冷却。这些元件被连接至调节对 应腔内温度的温度调节器。因此，冷却元件可以是注射器的整体部分， 例如与聚合传感器14a、14b具有相似的布置，温度调节器容纳在主体 42中并且在每个腔44a、44b、44c中提供与温度调节器的连接，或者， 冷却元件可与注射器16分离并被设置在每个监测腔44a、44b、44c中。
在具体的实施方式中，监测腔44a、44b、44c的尺寸被确定成使 其均容纳附接有聚合传感器14a、14b的标准5ml注射器16。聚合传 感器14a、14b被连接至显示单元46，从而监测通过这些聚合传感器 14a、14b提供的数据。
冷监测腔44a和凉监测腔44b中的每一个包括4个珀耳帖元件， 每个珀耳帖元件安装在角柱上，角柱被安装在防漏基座上。容纳骨粘 合剂的注射器10通过位于腔44a和44b的顶部的防漏支撑件悬挂在每 个腔44a、44b中。腔44a、44b的、除珀耳帖元件外的所有元件优选 地由塑料制成。
每个注射器16一旦插在对应腔44a、44b中，电流就流过珀耳帖 元件以将注射器16冷却至所需的温度。
室温腔44c不包含任何冷却元件但接纳被保持在室温用于注射的 注射器16。注射器16同样通过位于腔44c的顶部的防漏支撑件保持 在室温腔44c中。
因此，监测系统40为粘合剂批次提供了增加的可注射时间、在进 行多个过程时减少粘合剂的浪费以及使每个过程的时间增加，同时监 测粘合剂以确保到达适当粘度时注射每个注射器中的粘合剂。
图14示出了类似的冷却和监测装置，但是该装置集成有超声波发 射器30。如上所述，超声波发射器30可用于减少从混合步骤起到达 拐点或开始点的等待时间。因此，当与珀耳帖冷却器结合时，该装置 可用于减少到达开始点的等待时间并且延长了有效工作时间以使医师 有更多的时间来完成多次椎体成形术。
或者，珀耳帖装置可用于加热粘合剂以减少混合与开始点之间的 时间。
超声波发射器30可被放置为围绕粘合剂腔5。可放置多个传感器。 使用具有优选的从1至5MHz频率范围的纵向和横向超声波。可以使 用其它的频率。超声波发射器30产生耗散在粘合剂中的声波，由于气 穴效应可以加速粘合剂的膨胀且更早地到达开始点。
可替换的实施方式利用珀耳帖装置在混合与开始点I之间加热粘 合剂以减少膨胀阶段的时间。温度增加不应超过室温10℃。
本发明的上述实施方式是示例性的。因此本领域技术人员会理解 以上描述仅是说明性的，并且在不偏离本发明的精神的情况下可以形 成各种可替换配置和修改。因此，本发明包含落入所附权利要求书的 范围的所有这些可替换配置、修改和变体。
在图1至3C所示意性示出的一个实施方式中，粘合剂样本C置 于器皿5中，介电传感器或电极12a和12b置于粘合剂样本C的相对 两侧。介电电极12a、12b被电连接至电子电路板24，电子电路板24 被编程以跟踪在刚混合的粘合剂C中发生的化学反应的电容/电阻率。 电路板24被连接至显示屏28以显示结果。
图3A、3B和3C示意性图示了不同的电极构造。在图3A中，电 极12a、12b与粘合剂C接触，而在图3B中电极位于容纳粘合剂C的 器皿5的外部。图3C图示了圆形或管形器皿5和板状电极12a、12b。
参照图4，可作为骨粘合剂递送装置一部分的注射器16配备有聚 合传感器，例如，根据本发明的具体实施方式的电极14a。聚合传感 器是介电传感器，其测量凝固过程中的骨粘合剂的电容和导电特性。 该传感器包括两个薄板14a，薄板14a被放置为围绕容纳骨粘合剂的 注射器主体16。板14a由导电材料制成并共同限定电容器。当粘合剂 膨胀和聚合时，粘合剂的电容特性发生变化，并且这种变化会因骨粘 合剂的介电特性发生变化而被电容器检测到。
在所示的实施方式中，由于板置于注射器主体16的外表面18上， 即不与骨粘合剂接触，因此介电传感器14a是非接触式传感器。板14a 是弯曲的并且限定类似于电池充电器的保持器，该保持器例如通过弹 簧20的作用将注射器主体16保持在板14a之间。或者，板14a可以 被永久附接至注射器主体16的外表面18。
在可替换的实施方式中，板14a由形成导电薄膜的薄金属层限定， 并且通过使用例如非电镀液体涂覆(electro-less liquid coating)或金属 气相沉积的恰当工艺而沉积在注射器主体16的外表面18上。薄金属 层的功能性厚度优选地为几微米。
在可替换的实施方式中，介电传感器是接触式传感器，可以是如 上所述的导电薄膜形式的板14a被置于注射器主体16内部并与骨粘合 剂接触，例如，位于注射器柱塞22上(类似于下面描述的图5的实施 方式)或者位于注射器主体16的内表面上。
在类似于图3C的另一可替换的实施方式中，传感器包括两个平 行的导电板，容纳骨粘合剂的注射器16置于这两个平行的导电板之 间。将交流或直流电压施加至板，从而产生穿过粘合剂的大电场，以 获得粘合剂的电特性的读数(readings)。该实施方式的优点在于其简 单且电场均匀。
参照图5，示出了根据本发明的另一实施方式的聚合传感器。该 聚合传感器是电阻式传感器并且包括两个导电板或元件14b，这两个 导电板或元件14b与骨粘合剂接触并且每一个限定出一个电极。接着 直流电流从一个电极穿过粘合剂流至另一个电极。当粘合剂聚合时， 其电阻特性发生变化，电特性的变化指示粘合剂的凝固。
在图5的实施方式中采用交指型电极，从而提高了传感器的效率， 每个交指型电极类似于梳子，在各个指状件之间具有充足的间距以容 纳互补电极的指状件。将交流电压施加至交指型电极，交指型电极产 生延伸到粘合剂中的电场。电流与衰减或导电粘合剂特性成比例。由 于硬化粘合剂的电阻增加，因此粘合剂的聚合导致电流减小，从而电 流的下降变化提供粘合剂凝固的指示。
可以选择在混合粘合剂时提供镜子样本并监测该镜子样本而不是 注射器中的粘合剂，而不在过程中对注射器中的粘合剂的电容或电阻 率的变化进行监测。提供能够接纳刚混合的粘合剂的5毫升(cc)或 更多的小镜子样本的、如图3B和3C中示意性示出的小器皿和容器5。 因而，设置在器皿5的外表面上的电极12a、12b提供并检测通过粘合 剂C传递的电信号。粘合剂C中的变化类似于准备好用于向患者注射 的注射器中发生的变化。
参照图2，示出了根据本发明的上述实施方式的监测系统，该监 测系统例如与上述电极12a、12b一起使用。监测系统包括例如电路板 24形式的控制器，该控制器控制被发送穿过板或电极12a、12b的电 交流或非交流信号，所述电交流或非交流信号在通过粘合剂C时会出 现一定的衰减和相移。电极12a、12b测量粘合剂C的电特性并向电 路板24发送相应的信号。
电路板24读取并可能放大来自电极12a、12b的输出信号，并且 将来自电极12a、12b的可能放大的数据发送至数据采集系统26，数 据采集系统26将接收到的模拟信号转换为数字信号。数据采集系统 26将数字信号发送至数字显示单元28。因而，数字显示单元28显示 通过电极12a、12b读取的骨粘合剂C的介电特性。
有利地，本文所述的监测方法采用描述粘合剂聚合开始的拐点。 该拐点之后是交联聚合物的形成，并且该拐点标志粘合剂特性的快速 变化。该拐点的意义在于监测方法是预测性的而并非仅检测粘合剂的 固化特性。
骨粘合剂的聚合过程的开始是特别重要的，其通过自由基发生。 因此，聚合被称为自由基聚合。该聚合过程一旦开始就会在粘合剂中 导致大量的通常被称为自由基的基团。这些基团是带电颗粒，并且由 于其显著地改变粘合剂的导电性而对粘合剂的介电特性产生巨大的影 响。
传感器可在粘合剂的介电特性中检测到这种基团变化，由此检测 到粘合剂聚合的开始。
某些聚合物粘合剂可能未显示出拐点。然而，监测系统仍可检测 到从膨胀到聚合阶段的转变。
用于在透视检查中对粘合剂的不透明度进行提高的例如硫酸钡的 添加剂可能引起指示信号的变化或者延迟聚合过程。但是，系统仍能 监测到膨胀和聚合过程并且检测到转变以显示聚合开始。
尽管已将聚合传感器或电极12a、12b、14a、14b描述为介电传感 器或电阻式传感器，但是在可替换的实施方式中，聚合传感器包括以 下的任一种：压电传感器、导电网格(grid)、光子传感器、反射式传 感器和分光镜传感器(spectroscopic sensors)，粘合剂的所有测量特性 指示其凝固。
可以在题为“CEMENT DELIVERY SYSTEM FOR BONE AUGMENTATION PROCEDURES AND METHOD(用于骨扩增过程的 粘合剂递送系统和方法)”的PCT公开申请WO2007/115402 A1中找到 关于聚合传感器的其它细节，该申请的全部内容通过引用并入本文。
开始点检测试验
使用包括介电传感器14a的、如图4所示的配备有传感器的注射 器16进行了超过200次的试验。一旦器皿5或注射器16充满PMMA 粘合剂，那么就检查通过传感器14a测量的电信号衰减和相移。
现在参照图6A至7B，可以看到信号衰减是显著的并且与关于时 间的相移强烈地相关。信号显示出代表膨胀过程的第一特征以及代表 粘合剂的快速变化和聚合的第二特征。膨胀与聚合之间的转变由表示 开始过程的拐点或开始点I标志，在开始点I处突然出现大量的基团。 由于这些带电的基团/偶极子的巨大产生率，因此在电容器中获得的电 信号中出现显著和突然的变化。
这种结果支持了开始点因其突变性而在时间上是可见的。
开始点I预示后续的聚合物网络的交联以及粘合剂行为的快速变 化和最终固化。这个开始点I的建立实际上是粘合剂凝固过程的监测 器。
这些测试揭示了开始点的时间可在几分钟内发生变化。然而，开 始点表示过程相关的预测器，这种预测器提高了结果的可预测性并使 粘合剂的应用具有一致性。另外，介电信号表示膨胀过程和后续的聚 合过程的进程。实际上，可以通过读取表示膨胀过程的曲线来预测拐 点。
在下面的试验中，改变信号频率，从而确定优选的频率范围以对 拐点或开始点进行最佳检测。
试验 频率 湿度 温度 1.图6A和图7 100Hz 17％ 20.9℃ 2.图6B和图7 500Hz 17％ 21℃ 3.图6B和图7 1000Hz 17％ 21.1℃ 4.图6C和图7 5000Hz 17％ 21.1℃ 5.图6C和图7 10000Hz 17％ 21.3℃ 6.图6C和图7 20000Hz 17％ 21.1℃ 7.图6C和图7 100000Hz 14％ 21.3℃
可以看到，较低的频率更适于检测相移或电容变化中的突变。优 选范围在100Hz到20kHz之间。
粘合剂的超声波处理
通过使用超声波系统可以显著减少等待时间。超声波在穿过粘合 剂时会使粘合剂压缩和膨胀。超声波的能量会产生气穴现象，这种现 象包括以粘合剂中的微小气泡形式的气穴的形成、胀大和冲破。具体 地，这些气泡是通过在声波的疏相(rarefaction phase)过程中大到足 以冲破液体的负压产生的。这尤其适用于到达拐点之前的粘合剂。
后面将关于图14对包括超声波系统的实施方式进行描述。
注射试验
例如与将从粘合剂混合起的时间用作基准相比，下面的试验提供 了对过程相关的开始点如何使粘合剂的行为更加可预测的更深理解。 通过测量通过细长管递送PMMA粘合剂所需的注射力对此进行了说 明。在这些试验中测量了递送所需的力，这种力表示医师在推动注射 器的柱塞时会遇到的力。这些试验基本上模拟了骨粘合剂注射的临床 条件。
这些试验进行了几天以确保结果的正确性。试验按照以下方式进 行：
1)根据制造商推荐的比率称量粘合剂粉末和单体。
2)一旦粘合剂粉末与单体混合，第一秒表就开始计时。
3)将混合物手动混合20秒，间隔90秒后将其放置在400Hz速 度下的振荡器中30秒。
4)记录环境温度和湿度。
5)接着填充用于注射的第一注射器并且用盖塞紧。
6)接着立即将剩余的粘合剂灌入第二注射器中并且将其放置成与 介电聚合传感器(例如，上述的12a)起作用。开始对第二注射器中 的粘合剂进行电监测。
7)接着将第一注射器置于材料测试机中。
8)将机器的流速设置为1.6毫升/分钟(ml/min)。
9)仔细监测第二镜子注射器中的粘合剂的电数据(相移和衰减) 直到到达开始点。开始点I在曲线图上显示为电数据的突然增加，这 种突然增加使曲线向上回升几秒之后继续下落。
10)一旦到达开始点，第二秒表开始计时以测量30秒延迟，直到 开始第一注射器的注射。
11)到达开始点大致10秒后，将盖从第一注射器移除并将套管 (cannula)旋上；到达开始点后整30秒的时候(或者，在第一天的情 况下，到达开始点约30秒的时候)，开始第一注射器的注射并测量注 射所需的力。
12)注射进行大致3分钟或者将第一注射器中的全部粘合剂注射 完。
13)继续对第二注射器进行电监测直到粘合剂完全聚合，这在曲 线上显示为数据在斜线的底部变成常量。
图8A至11B示出了在不同的4天中在真实变化的环境条件下进 行的19次注射试验的结果。
图8A至8B示出了在第一天进行的5次试验中获得的结果。图 8A示出了被显示为与从粘合剂混合起的时间相关的注射力，而图8B 示出了与从开始点后30秒间隔结束起的时间相关的相同的注射力， 即，t＝0表示该30秒间隔的结束。要注意，对于这些试验，虽然30 秒间隔是通过秒表计算出来的，但是没有下面的试验精确。
从图8A与8B的比较可以看到，当使用开始点作为时间基准时， 不同试验之间的数据基本上更加一致。
图9A至9B示出了在第二天进行的4次试验中获得的结果，图 9A将注射力显示为从粘合剂混合起的时间的函数，图9B将注射力显 示为从开始点后30秒间隔结束起的时间的函数。与从开始点起的时间 相关的数据仍然比与从混合起的时间相关的相同数据更加一致。
图10A至10B示出了在第三天进行的5次试验中获得的结果，而 且图10A将注射力显示为从粘合剂混合起的时间的函数，而图10B将 注射力显示为从开始点后30秒间隔结束起的时间的函数。而且，可以 观察到被表示为从开始点起的时间的函数的结果具有更高的一致性。
图11A至11B示出了在第四天进行的4次试验中获得的结果，而 且图11A将注射力显示为从粘合剂混合起的时间的函数，而图11B将 注射力图示为从开始点后30秒间隔结束起的时间的函数。所观察到的 这两幅图一致性的显著差异进一步验证了前些天所看到的趋势。
因此，这些结果表明将开始点用作基准能够改善注射力结果的再 现性，这种改善的再现性取决于粘合剂的粘度/粘弹性行为。因此，将 开始点用作基准允许粘合剂的粘稠度的良好可预测性，以及因此实现 的注射和填充行为的良好可预测性。
聚合传感器允许监测和确定开始点，接着该开始点可用于指示应 当何时开始注射(例如，在检测到开始点后30秒)。这种监测方法是 有效的并且相对容易实现。这是一种经济的方案，对提高与骨粘合剂 工作时的可预测性极为有利。
因此在本发明的具体实施方式中，通过确定开始点引导粘合剂的 注射；检测到开始点起的给定时间后开始注射。
按照由Baroud等人(2006)在第31卷、第22期、第2562-2568 页建立的方案所进行的泄露试验表明，在替代模型中，开始点后45 秒注射的粘合剂不会泄露且填充得更加均匀。
在图1和2所示的具体实施方式中，提供了一种监测系统，这种 监测系统包括显示单元28，显示单元28被连接至聚合传感器12a、12b 并且显示通过聚合传感器12a、12b提供的信息。通过例如类似于上述 试验的试验过程，为特定粘合剂确定开始点后的典型可注射时间。例 如，结果的可预测性当作为从开始点起的时间的函数被检查时允许以 基本上精确的方式确定这种典型的可注射时间，而这不是当结果作为 从粘合剂混合起的时间的函数被检查时的情况。该典型的可注射时间 被编程在监测系统中，从而可以通知医师一旦到达开始点后注射粘合 剂前剩余的近似时间。因此，医师可以更容易地对使用被监测的具体 批次粘合剂所进行的骨粘合剂注射过程进行计划。
因此，聚合传感器12a、12b和14a、14b提高了粘合剂行为的可 预测性，从而提供了作为注射基准的客观参数，并且消除了对粘合剂 是否准备好进行注射的主观确定的需求。
可以容易地将传感器集成在现有的粘合剂递送装置中，因此可容 易地在临床实践中实施例如将开始点用作注射的基准的方法。
可提供该系统作为在自固化粘合剂的任何应用中使用的单独系 统。通过提供配备有传感器和与监测器结合的检测电路的镜子样本器 皿，可以监测粘合剂的聚合阶段，并且可以确定精确的开始点以允许 粘合剂的更准确和可预测的应用。
尽管已经通过在椎体成形术中使用的骨粘合剂进行了试验，但是 该系统的类似应用可有利地适用于其它整形外科过程以及甚至牙粘合 剂应用。
传感器和方法不仅可用于椎体成形术，还可用于使用PMMA粘合 剂的任何其它骨粘合剂注射应用中。
尽管使用PMMA粘合剂对方法进行了测试，但是可以预见可将相 同或相似的方法应用于例如磷酸钙的其它类型骨粘合剂。
类似地，尽管采用介电传感器确定了开始点，但是可以预见可采 用例如上面所列举的那些其它类型的传感器来确定类似的开始点。
具有冷却系统的实施方式
参照图12和13，示出了根据本发明的另一实施方式的监测系统 40。监测系统40包括如前述实施方式中所述的14a、14b的聚合传感 器或任何其它的适合传感器，还包括用于延迟粘合剂聚合的冷却系统。
通过在不同温度下对粘合剂进行冷却，容纳同时由相同粘合剂批 次准备的粘合剂的不同注射器16可准备好用于在不同时间点注射。当 医师想要例如在多级椎体成形术中进行连续的骨粘合剂注射时，这种 冷却系统是有用的。通常，当进行这种连续的骨粘合剂注射时，可能 需要在连续的注射之间准备新的粘合剂混合和/或医师可用来进行注 射的时间受到粘合剂硬化的限制，从而随着总注射次数的增加，每次 注射可用的时间减少。
因此，监测系统40通过局部冷却每个注射器，使不同注射器准备 好用于在不同的时间点注射。医师控制冷却等级(level)，因此控制每 个注射器中的粘合剂何时准备好用于注射。
在所示的实施方式中，监测系统包括限定3个聚合监测腔44a、 44b、44c的主体42，每个腔的尺寸被确定并且被设计成在其中接纳注 射器10。在注射器16包括集成的聚合传感器14a、14b的情况下，每 个监测腔44a、44b、44c还包括适合的连接以从被接纳在监测腔中的 注射器16的聚合传感器14a、14b接收数据。在监测腔44a、44b、44c 中接纳未配备有传感器的注射器16的情况下，每个腔包括聚合传感器 14a、14b，聚合传感器14a、14b被放置成与被接纳在对应腔中的注射 器16起作用。
监测系统40还包括显示单元46和控制面板48，显示单元46显 示来自聚合传感器14a、14b的读数和每个腔44a、44b、44c的温度信 息，控制面板48用于接收来自医师的指令。
3个监测腔44a、44b、44c包括冷腔44a、凉腔44b和室温腔44c。 在具体的实施方式中，冷腔44a将容纳于其中的注射器16保持在-10℃ 或甚至更低的温度，而凉腔44b将容纳于其中的注射器10保持在0℃ 的温度。可以选择其它适合的温度，监测系统40的主体42还可限定 多于或少于3个的腔。根据所需的聚合等级在预定的时间内将每个注 射器16保持在其对应的腔44a、44b、44c中。在具体的实施方式中， 如上所述，根据从开始点起的时间对聚合等级进行估计。
在使用中，首先将容纳在室温腔44c中的注射器用于注射。接着 使用来自凉腔44b的注射器，最后使用来自冷腔44a的注射器。腔44a、 44b、44c之间的温度差异允许来自凉腔44b的注射器中的粘合剂在来 自室温腔44c的粘合剂准备好后、优选地在使用来自室温腔44c的注 射器完成注射后才准备好用于注射，类似地，还允许来自冷腔44a的 注射器中的粘合剂在来自冷腔44b的注射器中的粘合剂准备好后、优 选地在使用来自凉腔44b的注射器完成注射后才准备好用于注射。
在具体的实施方式中，通过形成珀耳帖冷却器(Peltier cooler)并 产生热电冷却的元件对注射器16进行冷却。这些元件被连接至调节对 应腔内温度的温度调节器。因此，冷却元件可以是注射器的整体部分， 例如与聚合传感器14a、14b具有相似的布置，温度调节器容纳在主体 42中并且在每个腔44a、44b、44c中提供与温度调节器的连接，或者， 冷却元件可与注射器16分离并被设置在每个监测腔44a、44b、44c中。
在具体的实施方式中，监测腔44a、44b、44c的尺寸被确定成使 其均容纳附接有聚合传感器14a、14b的标准5ml注射器16。聚合传 感器14a、14b被连接至显示单元46，从而监测通过这些聚合传感器 14a、14b提供的数据。
冷监测腔44a和凉监测腔44b中的每一个包括4个珀耳帖元件， 每个珀耳帖元件安装在角柱上，角柱被安装在防漏基座上。容纳骨粘 合剂的注射器10通过位于腔44a和44b的顶部的防漏支撑件悬挂在每 个腔44a、44b中。腔44a、44b的、除珀耳帖元件外的所有元件优选 地由塑料制成。
每个注射器16一旦插在对应腔44a、44b中，电流就流过珀耳帖 元件以将注射器16冷却至所需的温度。
室温腔44c不包含任何冷却元件但接纳被保持在室温用于注射的 注射器16。注射器16同样通过位于腔44c的顶部的防漏支撑件保持 在室温腔44c中。
因此，监测系统40为粘合剂批次提供了增加的可注射时间、在进 行多个过程时减少粘合剂的浪费以及使每个过程的时间增加，同时监 测粘合剂以确保到达适当粘度时注射每个注射器中的粘合剂。
图14示出了类似的冷却和监测装置，但是该装置集成有超声波发 射器30。如上所述，超声波发射器30可用于减少从混合步骤起到达 拐点或开始点的等待时间。因此，当与珀耳帖冷却器结合时，该装置 可用于减少到达开始点的等待时间并且延长了有效工作时间以使医师 有更多的时间来完成多次椎体成形术。
或者，珀耳帖装置可用于加热粘合剂以减少混合与开始点之间的 时间。
超声波发射器30可被放置为围绕粘合剂腔5。可放置多个传感器。 使用具有优选的从1至5MHz频率范围的纵向和横向超声波。可以使 用其它的频率。超声波发射器30产生耗散在粘合剂中的声波，由于气 穴效应可以加速粘合剂的膨胀且更早地到达开始点。
可替换的实施方式利用珀耳帖装置在混合与开始点I之间加热粘 合剂以减少膨胀阶段的时间。温度增加不应超过室温10℃。
本发明的上述实施方式是示例性的。因此本领域技术人员会理解 以上描述仅是说明性的，并且在不偏离本发明的精神的情况下可以形 成各种可替换配置和修改。因此，本发明包含落入所附权利要求书的 范围的所有这些可替换配置、修改和变体。