CN109561960A - 用于导管、连续体操纵器和其它用途的流体致动的护套位移和铰接特性改进的系统、设备以及方法 - Google Patents

用于导管、连续体操纵器和其它用途的流体致动的护套位移和铰接特性改进的系统、设备以及方法 Download PDF

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Abstract

导管支承的治疗和诊断工具可以被引入到患者身体中，具有可滑动地设置在该工具上的护套。一旦工具与靶组织对准，则流体驱动的致动器就可以使护套在工具之上轴向移动，例如，允许支架、支架移植物、假体瓣膜等在心血管系统内径向地扩张，而不必从患者体外沿着导管轴和护套传递较大的展开力。运行良好的铰接系统经常将包括简单囊阵列，其中囊的充胀与细长的构架支承结构相互作用，从而改进构架的铰接特性。该阵列可用于改进沿着诸如导管之类的柔性本体的区段的弯曲的均匀性。铰接改进结构可在微创医疗导管系统中使用，并且也可用于工业连续体机器人，用于支承成像系统，用于娱乐和消费品等。

Description

用于导管、连续体操纵器和其它用途的流体致动的护套位移 和铰接特性改进的系统、设备以及方法
相关申请的交叉引用
本申请要求与2016年3月25日提交的、名为“用于导管、连续体操纵器及其它用途的特性改进系统、设备和方法(BEHAVIOR IMPROVING SYSTEMS,DEVICES,AND METHODS FORCATHETERS,CONTINUUM MANIPULATORS,AND OTHER USES)”的共同转让的美国临时专利申请第62/313,390号的优先权(代理机构案卷号第097805-000400US-1006479号)；其全部公开内容全文为各种目的以参见的方式纳入本文。
本申请的主题关于名为“用于导管及其它用途的铰接系统、设备和方法(Articulation Systems,Devices,and Methods for Catheters and Other Uses)”的共同转让的美国专利申请第15/081,026号(代理机构案卷号第097805-000130US-0970623号)、名为“用于导管铰接和其它用途的流体驱动系统(Fluid Drive System for CatheterArticulation and Other Uses)”的共同转让的美国专利申请第15/080,979号(代理机构案卷号第097805-000140US-0970629号)和名为“导管和其它柔性机构的可流体扩张体铰接(Fluid-Expandable Body Articulation of Catheters and Other FlexibleStructures)”的共同转让的美国专利申请第15/080,949号(代理机构安全卷号第097805-000150US-0970627号)，其均于2016年3月25日提交，其全部公开内容全文为各种目的以参见的方式纳入本文。
技术领域
在示例性实施例中，本发明提供用于选择性地致动、弯曲或以其它方式改变导管和其它细长柔性本体的弯曲特征、这些本体的长度等等的结构、系统和方法。本文中描述的特别有利的实施例可使用流体驱动的致动器(可选地以囊的形式)以(主要地)使护套例如从安装在导管或其它细长柔性本体的端部上的工具上轴向位移，从而在患者的心血管系统内释放自扩张的腔内假体。本发明也提供改进的医疗设备、系统和方法，具有提供改进的铰接医疗系统的更详细的实施例，该改进的铰接医疗系统具有流体驱动的囊阵列，其可帮助导管、导丝或其它细长柔性结构沿着体腔成形、转向和/或前进。有利地，囊阵列或由多腔轴联接在一起的其它流体驱动的致动器可通过这样来改进细长柔性本体的较宽范围的特性，即，例如迫使多个接头或柔性区域沿着区段均匀地弯曲，由此使得对连续体机器人操纵器、拉线驱动的导管等的控制更牢固、更可预期并且更可重复的。替代实施例使用沿着单腔或多腔轴分布的囊阵列，用于改进广泛范围的连续体机器人结构、柔性操纵器和/或端部执行器、工业机器人、管道镜、假体手指、机器人臂、定位支承件或腿、消费品等的铰接特性。
背景技术
诊断和治疗疾病经常涉及进入人体的内部组织。一旦已经进入组织，医疗技术就提供广泛范围的诊断工具来评估组织并识别病变或疾病状态。类似地，已发展了许多治疗工具，其能够帮助外科医生与和疾病状态相关联的组织相互作用、重构该组织、将药品递送到该组织或移除该组织，从而改善患者的健康和生命质量。遗憾的是，进入适当的内部组织并且使工具与内部组织对准以便进行评估或治疗可能对医师来说是一个重大挑战，可能对患者造成严重的疼痛，并且可能(至少在短期内)严重损害患者的健康。
开放性手术经常是进入内部组织的最直接的方法。开放性手术可以通过以下方式来提供这种进入：切割上覆组织并使其移位，以便允许外科医生手动地与身体的靶内部组织结构相互作用。该标准手段常常使用简单的手持式工具，诸如手术刀、夹钳、缝线等等。对于许多情况，开放性手术仍然是较佳的方法。尽管开放手术技术已经是高度成功的，但是它们会对周边组织造成显著的创伤，而该创伤的大部分与接触待治疗的组织相关。
为了帮助避免与开放性手术相关联的创伤，已经开发了许多微创手术进入和治疗技术。许多微创技术涉及通常通过大腿、颈部或手臂的皮肤进入脉管系统。然后，一个或多个细长柔性导管结构可以沿着贯穿身体及其器官延伸的血管腔体的网络前进。虽然一般限制对患者的创伤，但是基于导管的腔内治疗通常依赖于许多专门的导管操纵技术以便安全且精准地进入目标区域，以便将特定的基于导管的工具定位成与特定的靶组织对准，和/或以便激活或使用所述工具。实际上，在概念上相对简单的一些腔内技术在实践中可能是非常具挑战性的(或甚至是不可能的)(取决于特定患者的解剖结构和特定医师的技能)。更确切地，使柔性的导丝和/或导管前进通过体腔的曲折地形成分支的网络可以与推动一根绳子相提并论。在柔性细长本体围绕第一个曲线前进并且接着围绕另一曲线前进和通过一系列分支交叉时，导管/组织力、(组织和细长本体的)弹性能储存以及对导管的远端的旋转和轴向位置的控制会变得更有挑战性并且更欠精确。因此，将这些细长柔性设备与期望的腔体路径和靶组织精准地对准可能是一个重大挑战。
可采用各种机构以使导丝或导管的末端沿一个或多个横向方向转向或可变地改变其偏转，从而有助于腔内和其它微创技术。拉线可能是最常用的导管末端偏转结构，并且通过例如可控地减小沿着螺旋盘绕件、编织件的一侧或靠近导管或线的端部的切割海波管的各环之间的间隔良好地用于许多导管系统。通常期望在相反的方向上(一般通过包括相反的拉线)并且在许多情况下沿着两个正交的侧向轴线(使得一些设备中包括三根或四条拉线)来提供正偏转。在单个设备中期望另外的导向能力的情况下，还可以包括更多的拉线。已经提出并构建了具有数十根拉线的复杂且专门的导管系统，并且在一些情况下，每个拉线由附连到近端的专用电机铰接。还提出了替代的铰接系统，包括电致动形状记忆合金结构、压电致动、相变致动等。随着可导向系统的能力的提高，应当继续扩大可以使用这些技术的治疗范围。
遗憾的是，由于用于导管的铰接系统变得更复杂，维持对这些柔性本体的精准控制可能变得越来越具挑战性。例如，经过弯折的柔性导管的拉线常常在到管内围绕弯曲在表面之上滑动，借助滑动相互作用不仅围绕由用户有意地指令的弯曲延伸，而且围绕由包围导管的的组织所施加的弯曲延伸。拉线系统的滞后和摩擦力可能随着这种滑动相互作用以及弯曲的不同总体构造而显著变化，使得可能难以预测和控制铰接系统的响应。由拉线所施加的弯曲的位置也可能是不一致的。例如，尽管铰接的导管区段的刚度可以在一定程度上促进弯曲在整个区段上的分布，但是组织力或内部摩擦可能使弯曲沿着该区段较短的一部分集中，从而使得导管的整体特性不稳定。此外，更复杂的拉线系统可能会增加另外的挑战。尽管相反的拉线可以各自被用于使导管在相反的方向上从大致笔直的构造弯曲，但是一起使用两者的尝试—同时沿着所述区段的组织正在未知的方向上施加未知的力—可能导致广泛地不一致的结果。即便在诊断或治疗工具放置为与靶组织对齐之后，也可能难以在展开(部署)或使用该工具时维持对齐。例如，使用标准技术从自扩张的腔内假体(诸如，支架、瓣膜、支架移植物等)上朝近侧抽出护套可能涉及将好几磅的力施加到展开(部署)系统的在患者体外延伸的部分。在朝远侧推动抵靠支承工具的导管轴的同时朝近侧拉动护套的组合可使得难以将工具维持定位在患者体内。因此，可能有益的是：提供改进的铰接特性，并且具体是提供更精准的小而精确的运动，以改善延迟时间，和/或提供在已知导管拉线系统上的改进的运动传递，从而避免如外科医生所经历的损害在导管和其它细长柔性工具的输入与输出之间的定位和协调性。
与基于导管的治疗一起，已经开发了许多另外的微创手术技术来帮助治疗内部组织，同时避免与开放性手术相关联的至少一些创伤。这些技术中最令人印象深刻的是机器人手术。机器人手术通常涉及将细长刚性轴的一端插入患者内，并且利用计算机控制的机器人连杆来移动另一端，以使得所述轴围绕微创开口枢转。手术工具可以安装在这些轴的远端上，使得它们在体内移动，并且外科医生可以通过参照来自相同工作空间内由相机捕获的图像来移动输入设备从而远程定位和操纵这些工具，由此允许精确地成比例的微观手术。还提出了替代的机器人系统，用于从患者体外操纵柔性导管本体的近端，以便定位远侧治疗工具。提供自动导管控制的这些尝试已经遇到了挑战，这些挑战可能部分地是因为使用沿着弯曲身体腔体延伸的拉线，难以在柔性细长本体的远端提供精准的控制。更进一步的替代的导管控制系统使用在患者的身体外部的线圈来施加大型磁场，以便将导管引导到患者的心脏内，并且最近的提议寻求结合磁性和机器人导管控制技术。尽管手术精准性的潜在改进使得所有这些努力具有诱惑力，但是这些大型的专业化系统的资本设备成本和医疗保健系统的总体负担是一个问题。
有鉴于上文，有益的会是提出改进的铰接系统和设备、铰接的方法和用于制造铰接结构的方法。用于控制细长结构(铰接或非铰接的)的弯曲的改进技术也将是有益的。如果这些新技术适合于提供对延伸到患者身体中的柔性导丝、导管或其它细长本体的远端的移动的治疗上有效的控制，则将是特别有益的。如果由这些新技术所提供的移动会允许加强的易用性，这也会是有益的。如果这些技术能对广泛范围的不同的医疗和工业设备提供改进的运动和控制能力，这也会是有帮助的。
发明内容
本发明总体提出了改进的医疗设备、系统和方法，并且也提出了用于改进诸如连续体机器人操纵器、拉线导管等之类的柔性的和/或铰接的结构的特性的结构和技术。导管支承的治疗和诊断工具可被引入到患者身体中，具有可滑动地设置在该工具上的护套。一旦工具与靶组织对准，则流体驱动的致动器就可以使护套在工具之上轴向移动，例如，允许支架、支架移植物、假体瓣膜等在心血管系统内径向地扩张，而不必从患者体外沿着导管轴和护套传递较大的展开力。本文中的设备、系统和方法也改进了铰接，并且也提出了用于制造性能良好的铰接结构的方法。运行良好的铰接系统经常将包括简单的囊阵列，其中囊的充胀与细长的构架支承结构相互作用，从而改进构架的铰接特性。囊可安装于阵列的基底，而基底具有可在囊和/或囊的子集之间引导充胀流体的通道。构架可包括简单螺旋盘绕件、互锁螺旋通道或甚至是具有螺旋通道的整体式聚合物体，并且该阵列可用于改进沿着诸如导管之类的柔性本体的区段弯曲的均匀性。铰接改进结构可在微创医疗导管系统中使用，并且也可用于工业连续体机器人，用于支承成像系统，用于娱乐和消费品等。
在第一方面中，本发明提出了一种基于导管的工具展开(部署展开)系统，其包括细长柔性导管本体，该导管本体具有近端和远侧部分以及在它们之间的轴线。沿着导管本体的远侧部分包括有用于治疗或诊断工具的接纳部。管状护套具有腔体，该腔体可在导管的远侧部分之上滑动。第一流体通道沿着导管本体轴向延伸，并且第一致动器沿着远侧部分布置为与第一通道流体连通。第一致动器将远侧部分与护套联接，从而响应于沿着第一通道传递的流体，第一致动器在第一位置(在接纳部上延伸)和第二位置(从第一位置轴向偏移，使得该工具未被覆盖以供使用)之间轴向地驱动护套。
本文中所描述的系统、设备和方法还可包括若干不同的总体特征中的一个或多个。例如，工具可包括腔内植入件，其偏置以从小轮廓构造扩张到大轮廓构造。护套可构造为当护套处于第一位置中时径向地约束该植入件，并且构造为在植入件之上从第一位置朝向第二位置轴向地滑动，从而可选地在患者的心血管系统内径向地释放植入件。该工具能可选地包括假体瓣膜，常常是假体二尖瓣。广泛范围的替代工具可以是能由导管本体支承的，其中，工具通常通常被可释放地保持在接纳部中，但某些带护套的工具可被固定在位。导管本体的远侧部分可包括铰接的区段，其设置在接纳部的近侧。导管本体的远侧部分可例如具有多个铰接区段，该多个铰接区段构造为使瓣膜(或其它工具)以至少3个自由度定位和定向，其中，铰接区段理想地包括铰接囊阵列(尽管可使用其它铰接致动器，包括拉线)。与直觉相反地，护套的第二位置可以在第一位置的远侧，从而当使工具露出以供使用时，护套朝远侧并且离开设置在接纳部与近端之间的导管本体的弯部移动。无论如何，流体驱动的囊、波纹管、活塞或其它致动器可局部产生显著的护套致动力(常常是3lb(磅)或更多，常常是5lb或甚至10lb或更多，并且在一些情形中是15lb或更多)足够靠近护套待从工具上移动的地方，从而避免在与脉管或其它体腔进入路径的曲折度相关联的、细长导管系统的弯部周围传递这些力的任何需求。
本文中所描述的护套致动设备、系统和方法可获益于若干额外技术和特征中的任一个。可选地，第一致动器包括第一囊。流体的传递可以使第一囊从未充胀构造充胀到已充胀构造。处于未充胀构造中的第一囊会具有未充胀轴向长度，而处于第一充胀构造中的第一囊会具有充胀轴向长度，其大于未充胀轴向长度。有点令人惊奇的是，第一囊可以在工具的远侧，并且囊的充胀状态可以帮助限定导管系统的总体长度。因此，第一囊从第一轴向长度到第二轴向长度的扩张可以使导管系统的远端相对于接纳部朝远侧延伸。例如，在期望展开和收回两者的情况下，第二致动器可以与沿着导管本体延伸的第二通道流体连通，并且第二致动器可将导管的远侧部分与护套轴向地联接，使得充胀流体沿着第二通道的传递驱动护套沿轴向离开第二位置并且朝向第一位置。第二致动器可包括第二囊，而沿着第二通道的流体的传递可以将第二囊从未充胀构造充胀到细长的充胀构造。可选地，第二囊在第一囊的远侧，并且张力构件沿着第一囊和第二囊延伸，以限制两个囊的总组合长度，并在第二囊的充胀期间限制导管的端部的前进，使得第二囊的轴向拉长驱动第一囊和护套朝近侧朝向第一位置。
第一通道可选地设置在外部管状轴与中间管状轴之间。外部轴可轴向地附连(固定)至工具接纳部，从而形成导管本体的结构，而第二通道可设置在内部轴与中间轴之间。张力构件可轴向地将内部轴联接至外部轴。中间轴和内部轴能可选地朝近侧延伸超出导管本体的近端，并且也可包括与第一通道流体连通的第三囊。可类似地包括与第二通道流体连通的第四囊，并且第三囊可将中间轴与外部轴轴向联接，其中，第四囊将中间轴与内部轴轴向地联接。囊可具有联接至轴的轴向定向的端部，使得相对于中间轴朝远侧驱动内部轴的近侧部分会缩短第一囊，并且沿着第一通道驱动充胀流体，从而充胀第一囊。类似地，相对于外部轴朝远侧驱动中间轴的近侧部分缩短第四囊，并且沿着第二通道驱动充胀流体，从而充胀第二囊。护套致动囊中的一个、一些或全部可具有横向于轴线延伸的第一多个横向相对的折叠部和从第一折叠部周向地偏移的第二多个横向相对的折叠部。也可采用替代的囊折叠部结构，包括具有一系列波纹管状的折叠部、螺旋形折叠型式等。
可选地，导管本体的远侧部分具有可滑动地接纳轴的腔体，而轴的远端固附至护套的远端。第一囊的近端可固附至导管本体，而第一囊的远端可固附至轴。当护套在第一位置与第二位置之间运动时，在轴与导管本体之间保持有密封件，例如使用轴向可拉长的囊壁以用作密封件。也可使用替代的密封结构，包括O形环或其它抵靠轴或导管本体滑动的环状本体，可翻转的套筒在轴与导管本体等之间的环状空间中轴向延伸。在本文所描述的还有其它替代布置中，套筒致动器包括第一囊，并且也提供了相对的囊。对第一囊和相对的囊的交替充胀可以渐增地轴向驱动护套。在一些实施例中，交替囊系统能可选择地使工具露出或再覆盖工具，诸如通过包括囊致动的离合器，以可选地朝近侧或远侧驱动护套。
在另一方面中，本发明提出了一种基于导管的假体心脏瓣膜展开系统，其包括细长柔性导管本体，该导管本体具有近端和远侧部分以及在它们之间的轴线。远侧部分构造为支承假体心脏瓣膜。管状护套具有可滑动地将远侧部分接纳于其内的腔体。第一流体通道沿着导管本体轴向延伸。第一囊与第一通道流体连通，并且将导管本体的远侧部分与护套轴向联接，使得当沿着第一通道传递充胀流体时，第一囊在第一位置与第二位置之间轴向地或旋转地驱动护套。
在另一方面中，本发明提出一种用于部署(展开)基于导管的工具的方法。本方法包括将细长柔性导管本体朝远侧引入到患者体内，该远侧部分支承工具。流体从患者体外朝远侧传递到沿着导管本体延伸的第一通道内，并且管状护套在远侧部分上、在工具上的第一位置与第二位置之间由该传递的流体驱动。
在另一方面中，本发明提出一种细长柔性结构，包括具有近端和远端的细长本体以及在它们之间的轴线。细长本体的轴向区段具有第一轴向腔体，并且是柔性的以适应横向弯曲。第一囊和第二囊沿着该区段轴向地间隔开，并且该腔体提供各囊之间的流体连通。第一和第二囊与细长本体联接，从而分别施加不同的第一和第二囊/本体力到该细长本体，使得第一和第二囊沿着该区段分布该弯部的曲率。
由本文所描述的设备和系统的囊所施加的差异化的力可以迫使该区段的轴线朝向这样的形状，该形状具有的曲率比由一系列囊或其它流体驱动的致动器会产生的曲率更均匀且一致，该一系列囊或其它流体驱动的致动器由共用的流体供应通道加压，并且在分离的致动位置处施加具有类似的量级和方向的力向量。注意到，由第一囊和第二囊所施加的力可能会不同，尽管有通过第一腔体的各囊之间的开放的流体连通(并且因此尽管有具有共同的压力的囊)。对于曲率分布的该控制相较于其它流体驱动的致动器、以及拉线铰接的连续体机器人和寻求控制诸如导管、工业“蛇形”机器人等之类的细长柔性本体的形状进行控制的其它现有系统可提供更显著的优势，并且一些实施例可用于被动地沿着未铰接的细长柔性导管或其它本体的弯部分布曲率或使该曲率变均衡。尽管能与更复杂的系统兼容，但是这些优点也可在不求助复杂的反馈系统或复杂的机械机械结构的情况下提供。相反，囊、流体通道系统和/或囊/支承结构交界表面的相对简单的布置可构造为使得：a)不同的囊沿不同的(通常是相反的)横向弯曲定向并且在沿着区段的轴向分隔开的各囊位置处施加横向弯曲力，而这些所施加的力的量级随着在囊位置处增大的局部轴向曲率差而增大，从而迫使该区段朝向更均匀的曲率(弯曲)；和/或b)囊/柔性本体界面的有效压力传递面积随着局部轴向曲率而变化，使得(例如)第一囊内的加压充胀流体能沿着区段施加载荷到第一囊位置，该载荷不同于由充胀到相同压力的第二囊所施加的载荷，其中，载荷量级随着局部曲率变化，从而有助于使由铰接阵列的一组轴向对齐的囊所施加的弯曲更均匀地分布。
在施加相反的载荷的设备和系统中，第一囊能可选地从轴线偏移，使得第一囊的充胀迫使该轴线沿着例如+X弯曲定向弯曲。第二囊能从轴线偏移，使得第二囊的充胀迫使轴线沿着与+X定向相反的-X弯曲定向弯曲，其中，轴线设置在+X定向与-X定向之间。中间位置(理想地是该区段的轴向中点)可沿着该区段设置在第一囊与第二囊之间。第一囊和第二囊常常包括在囊阵列的第一囊子集中，该第一囊子集可包括2至50个囊，常常是联接至共同的腔体的2至20个囊。子集的第一部分(包括第一囊)可以在中间位置的近侧轴向对齐，而子集的第二部分(包括第二囊)(与第一部分相对)轴向对准并且在中间位置远侧)，其中，每个部分中的囊的数量是相同的。阵列可包括多个囊子集，每个子集具有提供在相关联的第一和第二囊(或子集部分)之间的流体连通的相关联的腔体，该第一和第二囊(或子集部分)具有相反的横向弯曲定向，并且中间位置设置在它们之间。例如，第二子集的第一囊可从轴线偏移，从而迫使轴线沿着-X定向与第一子集的第一囊相邻地弯曲，并且第三和第四子集的第一囊可以与第一子集的第一囊相邻并且从轴线偏移，从而迫使轴线分别沿着+Y定向和-Y定向弯曲，使得这四个子集具有设置为围绕轴线正交的第一囊。子集中的一些或所有能可选地包括第一多个囊和第二多个囊，该第一多个囊具有设置在中间位置近侧的第一共同弯曲轴线，而该第二多个囊具有第二共同弯曲轴线，该第二共同弯曲轴线与第一共同弯曲轴线相对并且设置在中间位置远侧。该结构的近端能可选地构造为与液体流体供应部联接，从而随着区段长度的变化，腔体能维持第一囊和第二囊中不可压缩的流体的期望的共同压力。在其它实施例中，一定体积的不可压缩的液体可被密封在腔体和囊中，并且可阻止区段长度方面的变化，或可在腔体和囊中使用可压缩流体以弹性地迫使该区段朝向均匀的曲率。铰接系统可联接至该区段，从而从细长本体的近端改变弯曲，其中，铰接系统可选地包括铰接囊阵列(较佳地具有与曲率分布囊分离的囊)、拉线铰接系统等。
在本文中描述的许多其它的设备和系统中，来自第一囊的第一力将响应于与第一囊相邻的轴线的第一局部曲率而变化。第二力随着与第二囊相邻的轴线的第二局部曲率变化，并且这些变化可导致这些力的相对量级的改变，使得当第一曲率与第二曲率不同时，第一力迫使第一曲率朝向第二曲率。更具体地，第一力常常具有与第二力不同的量级，而量级之间的比率随着局部曲率变化，从而迫使第一曲率朝向第二曲率。可选地，第一囊可在此从轴线偏移，使得第一囊的充胀迫使轴线沿着+X弯曲定向弯曲，而第二囊可从该轴线偏移，使得第二囊的充胀也迫使轴线沿着+X弯曲定向弯曲，第一囊和第二囊为周向对准。
细长本体常常具有横向弯曲刚度。有利地，由囊施加的可变的力可帮助补充系统对于外部载荷的总横向弯曲刚度，该外部载荷否则会引发局部化的屈曲，从而细长本体单独不需要刚性(刚硬)到在没有囊增强的情况下适应预计的载荷。为了提供使用沿着共同的腔体的囊响应于局部曲率的不同的力的量级，第一囊能以第一有效接合面积接合细长本体的第一表面，而第二囊以第二有效接合面积接合细长本体的第二表面。第一接合面积能随着第一曲率变化，而第二接合面积能随着第二曲率变化，使得第一力迫使第一曲率朝向第二曲率。第一力随着第一曲率在恒定的第一腔体充胀状态下的变化可限定囊系统的第一有效刚度。区段常常具有更标准的结构区段弯曲刚度，并且第一刚度可以至少是是该区段弯曲刚度的主要部分，常常至少与区段弯曲刚度一样大，并且理想地大于区段弯曲刚度。在一些实施例中，第一刚度在区段的工作范围的至少一部分中具有第一线性弹簧常数，第一线性弹簧常数高于该区段的弹簧常数。其它实施例可具有非线性的刚度特征。第一囊与细长本体之间的力与腔体的压力一起能限定第一有效接合面积，并且该第一有效接合面积可以在区段的工作范围的至少一部分中与第一曲率(并且可以很大程度上独立于第一力)相关。有利地，第一囊和第二囊可包括在铰接囊阵列的第一囊子集中，使得这些囊既用于铰接区段，又用于沿着区段分布弯曲。在可提供有益的囊/结构界面面积特征的结构的相对简单的示例中，第一囊可设置在细长本体的第一表面与细长本体的第三表面之间，第一轴向偏移将第一表面与第三表面分隔开(第一表面和第三表面可以是相对平的，诸如具有比囊直径更大的最小曲率半径)。第二囊可类似地设置在细长本体的第二表面与细长本体的第四表面之间，其中，第二轴向偏移将细长本体的第三表面和第四表面(可选地又是较大程度平坦)分隔开。第一和第二偏移可分别随着第一、第二曲率变化，并且第一和第二接合面积可分别随着第一和第二偏移相反地变化。注意到，更高度弯曲的限定偏移的各表面会导致非常不同的(并且在许多情况下是不太有益的)系统响应。
在还有一方面中，本发明提出了一种包括使细长本体挠曲以形成沿着该细长本体的轴向区段的横向弯曲(弯部)的方法。不同的第一和第二囊/本体力分别施加在囊与细长本体之间和第二囊与细长本体之间，使得第一囊和第二囊对弯曲(弯部)的曲率进行分布。
在另一方面中，本发明提出一种铰接的导管，其包括细长柔性导管本体，该本体具有近端和远端以及在近端与远端之间的轴线。远端构造为用于插入患者中，并且导管本体具有沿着轴线延伸的流体通道。靠近导管的远端支承有可铰接工具，并且流体驱动的致动器将该流体通道与工具联接，从而沿着通道传递的流体使工具铰接。
工具的致动器将较佳地包括囊，其中，许多系统具有机械地联接到卡爪的、相对的第一囊和第二囊，从而驱动夹持器、剪刀、血管闭合件、吻合器(stapler)或较大数量的替代手术工具中的任一个的卡爪打开和关闭。
在另一方面中，本发明提出一种系统，包括细长柔性本体，该本体具有近端和远端以及在近端与远端之间的轴线。该本体具有与远端相邻的轴向区段，并且输入部联接到本体的近端。界面表面联接至本体的该区段。发送器将输入部联接至界面表面，从而可控地从输入部施加铰接力到该区段。第一、第二、第三和第四囊组沿着区段设置，第一和第二组在第三和第四组的近侧，第一和第三囊组沿着第一横向弯曲定向设置，第二和第三囊组沿着第二横向弯曲定向设置。轴线设置在第一定向与第二定向之间。第一和第二腔体沿着区段延伸，第一和第四组的囊与第一腔体流体连通，第二和第三组的囊与第二腔体流体连通。
在另一方面中，本发明提出一种用于具有细长柔性本体的铰接的导管的系统，该细长柔性本体具有近端和远端以及在近端与远端之间的轴线。该本体具有与远端相邻的轴向区段，该区段可从近端附近铰接。该系统包括沿着区段设置的第一、第二、第三和第四囊组。第一和第二组在第三和第四组的近侧，第一和第三囊组沿着第一横向定向设置。第二和第三囊组沿着第二横向弯曲定向设置，轴线设置在第一和第二定向之间。第一和第二腔体沿着区段延伸，第一和第四组的囊与第一腔体流体连通，第二和第三组的囊与第二腔体流体连通。
可选地，也可设置第五、第六、第七和第八囊组。第五和第六组常常在第七和第八组的近侧，第五和第六囊组沿着第三横向弯曲定向设置。第七和第八囊组可沿着第四横向弯曲定向设置，轴线设置在第三和第四定向之间。第一定向可横向于第三定向。第三和第四腔体可沿着区段延伸。第五和第八组的囊可以与第三腔体流体连通，第六和第七组的囊可以与第四腔体流体连通。
在另一方面中，本发明提出一种系统，该系统包括具有近端和远端并且限定在近端与远端之间的轴线的细长柔性本体。通道由近侧和远侧表面界定边界，近侧和远侧表面由随着构架的挠曲改变的偏移(量)而分离。螺旋形的多腔体轴可设置在螺旋形通道中，该轴具有第一和第二腔体。第一、第二、第三和第四囊可设置在通道中，轴线设置在第一囊与第二囊之间，并且也在第三囊与第四囊之间。第一囊和第三囊可沿第一横向弯曲定向对齐，第一囊在第三囊的近侧，并且第二囊在第四囊的近侧。第一囊和第四囊可与第一腔体流体连通，第二囊和第三囊可与第二腔体流体连通。
在另一方面中，本发明提出一种用于具有细长柔性本体的铰接的导管的系统，该细长柔性本体具有近端和远端以及在近端与远端之间的轴线。该本体具有与远端相邻的轴向区段，该区段可从与近端相邻铰接。该系统包括沿着区段设置的第一、第二、第三和第四囊。第一囊和第二囊可以是在第三囊和第四囊的近侧，第一囊和第三囊沿着第一横向定向设置。第二囊和第三囊沿着第二横向弯曲定向设置，轴线设置在第一定向与第二定向之间。也可设置第五、第六、第七和第八囊，第五囊和第六囊在第一囊和第二囊近侧，第五囊和第六囊在第三囊和第四囊远侧。第五囊和第七囊可沿着第一定向设置，第六囊组和第八囊组可沿着第二横向弯曲定向设置。第一、第二、第三和第四腔体可沿着区段延伸，第一组和第四组的囊与第一腔体流体连通，第二和第三组的囊与第二腔体流体连通，第五和第八组的囊与第三腔体流体连通，第六和第七组的囊与第四腔体流体连通。
在另一方面中，本发明提出了包括细长柔性本体的系统，该细长柔性本体具有近端和远端以及限定在近端与远端之间的轴线，细长本体的区段具有第一长度和与第一长度不同的第二长度。第一腔体和第二腔体沿着区段延伸并且延伸至近端，并且第一、第二、第三和第四囊沿着区段设置。轴线设置在第一囊与第二囊之间，并且也在第三囊与第四囊之间。第一囊和第三囊沿着第一横向弯曲定向对齐，第一囊在第三囊的近侧，而第二囊在第四囊的近侧，第一囊和第四囊与第一腔体流体连通，第二囊和第三囊与第二腔体流体连通。流体供应系统可以与第一腔体和第二腔体流体连通，从而随着腔体从第一长度延长到第二长度而将流体朝远侧引导。
作为在本文中所描述的系统的可选的总体特征，细长柔性本体可包括可铰接本体，和/或可具有细长柔性构架，其带有近侧的、由偏移分隔的近侧表面与远侧表面来界定边界的螺旋形通道。替代的构架具有其它偏移，其中，偏移随着构架的挠曲而改变。螺旋形的多腔体轴可设置在螺旋形通道中。该轴可具有第一和第二腔体。第一、第二、第三和第四囊也可设置在该通道中。轴线设置在第一囊与第二囊之间，并且也在第三囊与第四囊之间。第一囊沿着横向定向对准，第三囊也是。第一囊在第三囊的近侧，并且第二囊在第四囊的近侧。第一囊和第四囊与第一腔体流体连通，而第二囊和第三囊与第二腔体流体连通。
有利地，在相对的横向各侧上并且轴向地偏移(可选地是在相对于例如区段的轴向中点的、相对的轴向位置处)的囊的联接可改进在变化的环境载荷的作用下铰接的特性、可预测性和/或可重复性。本文中所描述的伸出-缩回可铰接结构的示例性实施例具有构架，该构架包括螺旋形框架构件，并且这些构件可包括螺旋形通道，该螺旋形通道可特别良好地适于接纳螺旋形轴/囊组件以供铰接的目的。这些螺旋形框架结构中的一些包括除了铰接所需之外的额外的螺旋形通道；其它框架结构可挤压成型(挤出)或机械加工，从而具有可获得的螺旋形通道。无论如何，本文中描述的螺旋形的多腔体轴或芯部可用于联接横向和轴向相对的囊(并且可选地是两个或更多个轴线和横向相对的囊的组)。囊能以正交对齐(其中，四组囊围绕轴线分布，并且囊组的中心线之间为90度)，并且相对的、联接的(一个或多个)囊也可选地成正交，该多腔体轴在此可选地具有4、8、12……或(4X I，I是整数)个腔体。可选地，这样的特性改进的组件的腔体和囊可填充有液体(典型地包括在医药实施例中的水或另一适合的液压流体)，并且腔体可在区段的近端和远端处密封，使得每个区段能可选地具有相关联的、分开地密封的多腔体系统，用于帮助在区段内均匀地分布挠曲。注意到，尽管这样的特性改进的组件可以特别良好地适于用于本文中描述的流体铰接，但是它们也可用于标准的拉线或其它连续体操纵器技术。
替代实施例可具有包括气体的充胀流体，和/或可具有延伸到铰接结构的近端的相关联的腔体，用于促进控制压力和/或伸长。作为较佳布置的示例，第一、第二、第三和第四囊可以在同一横向平面上(与例如围绕周界90度或120度偏离相反)。更具体地，如果第一囊可以处于标示为距轴线0度的定向，则第二囊可以是180度，第三囊可以是0度，而第四囊可以是180度。类似的一组四个额外的囊可以是处于90度和270度，用于横向弯曲方向。
附图说明
图1是医疗程序的简化立体图，其中医师可以将指令输入到导管系统中，从而使用本文描述的系统和设备来铰接导管。
图1-1示意性地图示导管铰接系统，所述导管铰接系统具有手持式近侧壳体以及具有处于松弛状态的远侧可铰接部分的导管。
图1A-图1C示意性地图示图1所示的系统中的导管的远侧部分的多个替代的铰接状态。
图2示意性地图示替代的远侧结构，其具有多个可铰接子区域或区段以便提供期望的总个数的自由度和移动范围。
图3是简化的分解立体图，示出了可以形成为基本上平面的构造并且卷绕成圆柱形构造的囊阵列，并且所述囊阵列可以同轴地安装到螺旋盘绕件或其它构架框架，以在图1和图2所示的系统的导管中使用。
图4A和图4B分别是用于在图1所示的系统中使用的可铰接导管的简化的截面和简化的横截面，这里示出具有处于未充胀的小轴向轮廓构造中并且位于盘绕件的各圈之间的阵列的囊。
图4C是图4A和图4B所示的可铰接导管的简化横截面，其中沿着导管的可铰接区域的一侧轴向对齐的多个囊被充胀以使得导管处于横向偏转状态。
图4D是图4所示的可铰接导管的简化横截面，其中横向相对的多个囊被充胀以使得导管处于轴向拉长状态。
图5示意性地图示用于在图1所示的导管系统中使用的部件，包括囊阵列、充胀流体源、流体控制系统和处理器。
图6是替代囊阵列和流体控制系统的简化示意图，其中与导管的近端联接的多个阀可用于将流体引导到所述阵列的多个通道中的任一个，并且由此选择性地确定待扩张的囊的子集。
图7示出具有囊阵列的充胀和未充胀的囊的螺旋形盘绕件，其中移除盘绕件的远侧部分以示出囊相对于盘绕件的轴线的不同的横向定向。
图8和图9示意性地图示囊阵列，其中各囊设置在多腔体的螺旋形盘绕件芯部、轴或管道之上，并且还示出变化的囊充胀密度对导管或其它柔性本体的曲率半径的影响。
图10和图11示意地示出具有交错的多个同轴螺旋形盘绕件的结构。
图11A-图11C示意地示出以不同的横向定向设置在螺旋形芯部之上的囊，并且还示出挤压成型和/或微加工的多腔体螺旋形芯部可以如何用于提供在一个或多个相关联的囊之间的流体连通和/或在在共用的芯部上以期望的横向定向使一个或多个相关联的囊充胀。
图12是可以包括在细长铰接本体的铰接区段中的部件的分解图，其中所述部件从其组装位置横向偏移。
图13示意性地图示通过致动导管的多个铰接子部分或区段来使诊断或治疗递送导管弯曲成与靶组织对齐。
图13A-图13C分别示意性地示出具有集成的增强囊、多腔体的螺旋形芯部结构、以及螺旋形芯部与细多通道流体传递缆线之间的过渡部分的示例性多腔体缆线结构。
图14-图16示出具有多个交错的多腔体的聚合物螺旋形芯部的部件，所述多腔体的聚合物螺旋形芯部与多个弹性盘绕件结构交错，所述多个弹性盘绕件结构具有构造为径向限制囊的轴向地定向的表面。
图17是替代的螺旋形囊芯部的立体图，所述螺旋形囊芯部具有径向细长的截面，用于限制充胀流体流动并提供额外的流体通道和/或通道尺寸。
图18是具有阀板组件叠堆的模块化歧管的简化示意图，多腔体连接器延伸穿过所述阀板组件，以便提供到阵列的各囊和来自阵列的各囊的受控流体流动。
图19是模块化流体歧管系统的替代的简化示意图，示出可以与图18所示的结合的附加的部件和系统。
图20A-图22A示意性地示出具有框架或构件的构架结构，其中囊相对地安装，以便随着囊的一个子集的充胀而轴向地延伸，并且随着囊的另一个子集的充胀而轴向地收缩。
图22B和图22C分别是具有轴向扩张和轴向收缩的囊的示例性轴向扩张/收缩构架和构架的对应截面的示意图示，构架的对应截面具有由轴向扩张和轴向收缩囊铰接的轴向各系列的环状构件或环。
图22D-图22H是具有有着三组相对的囊的环状构架的细长柔性铰接结构的图示，并且示出了可如何使用囊的变化的充胀来使框架的一些部分轴向收缩并且使其它部分轴向延伸，以使框架弯曲或伸长并且以在三维空间中控制框架的姿态或形状。
图23A-图23J是具有环状构架和两组相对的囊的替代的细长铰接柔性结构的图示，并且示出独立可控的多个轴向区段可以如何组合以允许以6个或更多个自由度来控制整个细长结构。
图24A-图24G图示具有轴向扩张囊和相对的轴向收缩囊的另一个替代的细长铰接柔性结构的部件，该结构在此具有螺旋形构架构件和螺旋形囊组件。
图25A-图25F图示具有螺旋形构架构件以及沿着所述构架相对地支承的三个螺旋形囊组件的示例性的细长铰接柔性结构，并且还示出了囊子集的选择性充胀如何可以使构架局部地轴向伸长和/或收缩，以使结构横向地弯曲和/或改变结构的总长度。
图26A和图26B图示与图25所示的类似的替代的铰接结构，在此具有沿框架相对地支承的两个囊组件。
图27示出用于图24和图25所示的囊组件中的替代的多腔体管道或芯部结构，示出可以与不同数量的铰接区段一起使用的多种不同数量的通道。
图28示意性地图示用于使用本文描述的流体驱动系统以根据经由系统用户提供的输入部来使导管和其它细长柔性结构铰接的控制系统逻辑。
图29示意性地图示用于在本文描述的系统和方法内使用的数据采集和处理系统。
图30A-图30D和图31图示带有从芯部偏心延伸的囊的、具有单个多腔体芯部的替代的可铰接结构，以及该结构的各部件和组件的细节。
图32A和图32B示出还有另一种替代的可铰接结构，其具有可以使用聚合物管中的横向切口、通过3D打印等来形成的框架。
图33A和图33B示意性地示出替代的可充胀囊致动器和相关联的机构，所述囊致动器和相关联的机构可以使远侧护套或其它结构围绕导管或另一可铰接结构的轴线旋转。
图34A和图34B示意性地示出往复运动的囊和框架组件，其用于使护套或与铰接结构的远端相邻的其它结构朝近侧或朝远侧渐增地移动。
图35A和图35B示意性地示出往替代的囊和框架组件，其用于使护套或与铰接结构的远端相邻的其它结构朝近侧和/或朝远侧渐增地移动。
图36示意地示出两个不同的导管特性改进囊阵列系统，以及它们可如何在弯曲期间帮助使曲率在柔性导管区段上均匀。
图37A和图37B分别示意地图示用于两级式轴向和横向相对的特性改进囊阵列的钻孔型式、以及用于类似的四级式囊阵列组件的钻孔图示。
图37C和图37D分别示意地示出具有6级和12级的轴向和横向相对的特性改进囊阵列。
图38A-图38G是具有流体驱动的护套致动系统的假体心脏瓣膜递送系统的立体图示，示出囊致动器的充胀如何能在患者体内产生力，从而使护套在自扩张的心脏瓣膜上移动以部分地展开该瓣膜，再捕获该瓣膜和完全展开该瓣膜，并且也示出可如何使用近侧囊系统来驱动致动，从而产生受控的流体流动并且帮助使流体传递轴从患者的体外移动。
图39A-图39G是图38A-图38G的流体驱动的护套致动系统的剖视图，示出囊致动器的充胀可如何在患者体内产生力，从而使护套在自扩张的心脏瓣膜之上移动以部分地展开瓣膜、再捕获瓣膜和完全展开该瓣膜。
图40A-图40D是剖视图，示出图38A-图38G所示的流体驱动的护套致动系统的结构和流体流动路径的细节。
图41A-图41D是侧视图、剖视图和两个详图，示出瓣膜递送系统的替代的远侧部分，该瓣膜递送系统具有由包含在内部囊与外部囊之间的压力驱动的流体驱动的护套。
图42是具有流体驱动的护套的另一替代的瓣膜递送系统的示意截面，其中，使管状膜翻转有助于对远侧轴区段之间的流动路径进行密封，该远侧轴区段相对于铰接导管本体移动并且在其远侧移动。
图43A-图43D示意地示出囊压缩与囊/框架接合面积之间的关系。
图44A-图44F示出囊力、压缩与充胀流体压力之间的关系。
图45A-图45E示出替代的导管系统，该导管系统具有流体驱动的卡爪致动系统，带有用于沿着导管的远侧部分产生铰接力的第一和第二远侧囊以及在近端附近的第一和第二驱动囊，其中，各囊类似于图38A-图39G所示的那些。
具体实施方式
总体而言，本发明提供了具体可用于铰接导管和其它细长柔性结构的流体控制设备、系统和方法。在示例性实施例中，本发明提供了一种模块化歧管架构，其包括板安装阀，以便促进沿着包括在一个或多个多腔体轴中的多个流体通道的流体连通，所述模块化歧管架构通常用于铰接导管的致动器。较佳的致动器包括囊或其它流体可扩张本体，并且模块化的歧管组件特别适合于独立地控制相对大量的流体压力和/或流动。单独的板模块可以包括对供应到导管或其它设备的流体和/或从导管或其它设备排放的流体进行控制的阀。跨越此类模块的叠堆延伸的接纳部可接纳具有大量单独的流体联接端口的流体流动界面，其中模块化的阀组件的总体积、包括所述设备的配对的接纳部和流体流动界面通常是相当小的。实际上，即使在包括控制器(诸如数字处理器)、加压流体源(诸如低温流体罐)和电源(诸如电池)的情况下，模块化的歧管也较佳地是足够小的，以便单手握持。当用于传递将会蒸发为气体的液体时，对少量充胀液体的控制可以引导微流体量的充胀流体，所述气体使微囊阵列中选定的微囊子集充胀。微机电系统(MEMS)阀和传感器可以在这些系统中找到有利的用途；幸运的是，合适的微流体和MEMS结构现在是可商购获得的，和/或已知的阀结构可以由许多商业服务提供商和供应商针对本文中描述的应用场合定制。
导管本体(以及受益于本文中描述的发明的许多其它细长柔性本体)在本文中通常将描述为具有或限定一轴线，使得所述轴线沿本体的伸长长度延伸。当本体是柔性的时，该轴线的局部定向可沿着本体的长度变化，并且虽然轴线通常将是限定在本体截面的中心处或附近的中心轴线，但是也可以使用本体外表面附近的偏心轴线。应当理解，例如，“沿着轴线”延伸的细长结构可具有其沿着具有显著轴向分量的定向的最长尺寸，但是该结构的长度不需要与轴线精确地平行。类似地，“主要沿着轴线”等延伸的细长结构一般将具有沿着这样的定向的长度，该定向具有的轴向分量大于沿与正交于该轴线的其它定向的分量。可以相对于本体的轴线来限定其它定向，包括横向于所述轴线的定向(其将包括总体上跨所述轴线延伸但不必与所述轴线正交的定向)、侧向于所述轴线的定向(其将包括具有相对于所述轴线显著的径向分量的定向)、相对于所述轴线是周向的定向(其将包括围绕所述轴线延伸的定向)等。本文中可以通过参照延伸离开在表面下方的结构的表面法线来描述表面的定向。作为示例，在具有从本体的近端延伸到本体的远端的轴线的简单实心圆柱形本体中，本体的最远端可描述为朝远侧定向的，近端可描述为朝近侧定向的，并且近端与远端之间的表面可描述为径向定向的。作为另一个示例，围绕上文的圆柱形本体轴向延伸的细长螺旋形结构在本文中可描述为具有两个相对的轴向表面(其中，一个主要是朝近侧定向的，一个主要是朝远侧定向的)，其中，该螺旋形结构包括以20度角围绕圆柱体缠绕的具有正方形截面的线。该线的最外表面可描述为精确地径向向外定向，而所述线的相对的内表面可描述为径向向内定向，等等。
首先参考图1，示出了第一示例性导管系统1及其使用方法。医师或其它系统用户U与导管系统1交互，以便对患者P执行治疗和/或诊断程序，其中所述程序的至少一部分通过使导管3前进到体腔中并将导管的端部部分与患者的靶组织对准来执行。更具体地，导管3的远端通过进入部位A插入患者体内，并且前进穿过身体的腔体系统之一(典型地是脉管系统网络)，同时用户U参照由远程成像系统获得的导管和身体组织的图像来导引导管。
示例性导管系统1通常将通过腿、手臂、颈部等的主要血管中的一个而引入到患者P体内。也可以使用各种已知的脉管进入技术，或者可替代地，该系统可以通过身体孔插入或者以其它方式进入多个替代体腔中的任一个中。成像系统一般将包括用于获取远程图像数据的图像捕获系统7以及用于呈现内部组织和相邻的导管系统部件的图像的显示器D。合适的成像模态可以包括荧光透视、计算机断层摄影、磁共振成像、超声检查、这些模态中的两种或更多种的组合，或者其它模态。
在单个程序期间，导管3可以由用户U以不同的模式使用，包括手动操纵模式、自动且提供动力的形状改变模式、以及用户手动地移动近端同时计算机铰接远侧部分的组合模式中的两种或更多种。更具体地，可以以手动模式执行导管3在患者体内的远侧前进的至少一部分，其中系统用户U使用手HI、H2相对于患者手动地操纵导管的暴露的近侧部分。例如，可以使用线上(在导丝上)(over-the-wire)技术或快速交换技术来手动地使导管3在导丝之上前进。导管3在手动前进期间也可以是自导引的(使得对于导管3的前进的至少一部分，导管的远侧尖端可以导引手动的远侧前进)。在手动移动之前，导管的远侧部分的自动横向偏转可以施加期望的远侧转向弯曲，诸如在血管分叉附近，随后手动地移动通过所述分叉。除了这样的手动移动模式之外，导管系统1还可以具有3-D自动移动模式，其使用设置在患者体内的导管3的长度的至少一部分的计算机控制的铰接来改变该导管部分的形状，通常用于使导管的远端前进或定位。导管的远端在体内的移动通常将根据由用户U输入的实时或近实时移动指令来提供，其中导管的改变形状的部分可选地完全处于患者体内，使得在没有使延伸穿过进入部位的轴或缆线移动的情况下提供导管的远侧部分的移动。还可以实施系统1的其它操作模式，包括利用自动铰接的并行手动操纵，例如，其中用户U手动地使近侧轴前进穿过进入部位A，而在导管的远侧部分上由计算机控制的横向偏转和/或刚度变化帮助远端遵循期望的路径或减小对轴向移动的阻力。
接下来参考图1-1，参照替代的导管系统10及其导管12，可以更全面地理解可以包括在导管系统1或导管3(上文描述)中或者可以与它们一起使用的部件。导管12一般包括细长柔性导管本体，并且较佳地通过快速断开的联接器16可拆卸地联接到手柄14。导管本体12具有轴线30，并且手柄14的输入部18可由用户移动，以便局部地改变沿着导管本体12的轴向弯曲特性，通常用于可变地铰接导管本体的致动部分20。导管本体12通常将具有工作腔体26，治疗和/或诊断工具可以从手柄14的近侧端口28前进到所述工作腔体中或穿过所述工作腔体26。替代的实施例可以不包括工作腔体，可以具有在致动部分20附近或沿所述致动部分包含到导管本体中的一个或多个治疗或诊断工具，可以具有足够小的外部轮廓以便于将所述本体用作导丝，可以在致动部分20附近或在远端26附近携带工具或植入物，等等。在特定实施例中，导管本体12可以在致动部分20近侧、沿所述致动部分的长度、和/或在所述致动部分远侧支承治疗或诊断工具8。替代地，一旦导管本体20已经前进，单独的细长柔性导管本体就可以朝远侧导引到目标部位(其中，用于此类用途的细长本体通常采用导丝或导引导管的形式并且利用所述导丝或导引导管)。
包括在导管本体20的工作腔体内、可在所述工作腔体上前进和/或可引入穿过所述工作腔体的一个或多个特定工具可以包括广泛范围的治疗和/或医治结构中的任一种。示例包括心血管治疗和诊断工具(诸如血管成形术囊，支架部署展开囊或其它设备，粥样斑块旋切设备，用于检测、测量和/或表征斑块或其它闭塞的工具，用于使冠状动脉或外周动脉成像或对冠状动脉或外周动脉的其它评估和/或治疗的工具，结构性心脏工具(包括用于瓣膜手术的假体或其它工具，以用于改变心脏组织、腔室和附属物等的形态)，用于电生理学绘图的工具或消融工具等)；刺激电极或电极植入工具(诸如引线、引线植入设备和引线部署展开系统，无引线起搏器和相关联的部署展开系统等)；神经血管治疗工具(包括用于进入、诊断和/或治疗出血性或缺血性中风以及其它状况，等)；胃肠和/或生殖手术工具(诸如结肠镜诊断和干预手段、经尿道手术工具、经食管手术工具、内窥镜肥胖症手术工具等)；宫腔体镜和/或输卵镜手术工具等；用于涉及肺的气道和/或脉管的治疗的肺部手术工具；用于诊断和/或医治窦、咽喉、口或其它腔体的工具；以及广泛范围的其它腔内治疗和诊断结构。此类工具可以利用已知的表面或组织体积成像技术(包括诸如2-D或3-D相机的成像技术或其它成像技术；光学相干断层摄影技术；诸如血管内超声、经视神经超声、心脏内超声、多普勒超声等的超声技术；磁共振成像技术等)；组织或其它材料移除、切割和/或穿透技术(诸如旋转或轴向粥样斑块旋切技术；分碎技术；活组织检查技术；可展开针或微针技术；血栓捕获技术；勒除器等)；组织膨胀技术(诸如顺应性或非顺应性囊、塑性或弹性可扩张支架、可逆地可扩张盘绕件、编织物或其它支承架等)；组织重塑和/或能量递送技术(诸如电外科消融技术、RF电极、微波天线、烧灼表面、冷冻手术技术、激光能量传递表面等)；局部药剂递送技术(诸如药物洗脱支架、囊、植入物或其它本体；造影剂或药物注射端口；腔内补偿结构等)；植入物和假体部署展开技术；吻合技术以及用于应用夹子或缝线的技术；组织抓握和操纵技术；等等。在一些实施例中，铰接结构的外表面可以用于直接操纵组织。可能造成显著的附带损伤并且侵入性较小的腔内手段可能是有益的外科干预的其它示例包括：对脑部的医治(包括神经刺激电极植入、包括用于诊断和/或治疗出血性或缺血性中风以及其它状况的神经血管治疗等)；心血管治疗和诊断(包括冠状动脉或外周动脉的评估和/或医治、诸如瓣膜手术或闭合心耳的结构性心脏治疗、诸如绘图和心律失常医治的电生理手术等)；胃肠和/或生殖手术(诸如结肠镜诊断和干预措施、经尿道手术、经食道手术、内窥镜肥胖症手术等)；宫腔镜和/或输卵镜手术等；涉及肺的气道和/或脉管的肺部手术；窦、咽喉、口或其它腔体的诊断和/或医治；以及广泛范围的其它腔内治疗和诊断。遗憾的是，用于不同治疗和/或插入不同体腔内的已知结构是非常专业化的，使得尝试使用针对另一器官系统的特定医治而开发的设备通常将是不合适的(并且可能无效或甚至是危险的)。非医疗实施例可以类似地具有用于工业、组装、成像、操纵和其它用途的广泛范围的工具或表面。
更详细地论述系统10的导管本体12(并且具体的是致动部分20的铰接能力)，所述导管本体一般具有近端22和远端24，带有在两者之间延伸的轴线30。如参照图2可理解的，导管本体12可以具有约3个直径或更少的短致动部分20，但是通常将具有在导管本体的若干直径上(一般在多于3个直径上，通常在多于10个直径上，在许多情况下在多于20个直径上，并且在一些实施例中在多于40个直径上)间歇地或连续地延伸的细长致动部分20。导管本体12(或采用本文描述的致动部件的其它柔性铰接本体)的总长度可以为5至500cm、更典型地为15至260cm，其中致动部分可选地具有1至150cm的长度(更典型地为2至20cm)，并且外直径为0.65mm至5cm(更典型地为1mm至2cm)。柔性本体的导丝实施例的外直径可以小到0.012”，尽管许多实施例可以大于2Fr(弗伦奇，法制单位)，其中导管和其它医疗实施例可选地具有大到34French(弗伦奇，法制单位)或更多的外直径，并且其中工业机器人实施例可选地具有高达1”或更多的直径。用于结构性心脏治疗(诸如经导管主动脉或二尖瓣修复或植入、左心耳闭合等)的示例性导管实施例可以具有长度为3至30cm、更典型地为5至25cm的致动部分，并且可以具有10至30Fr、典型地为12至18Fr、并且理想地为13至16Fr的外部轮廓。电生理学治疗导管(包括具有用于感测心脏周期的电极和/或用于消融选定的心脏组织的电极的那些导管)可以具有约5至约12Fr的尺寸，以及约3至约30cm的铰接长度。针对这些或其它应用场合还可以实施一系列其它的尺寸。
现在参考图1A、图1B和图1C，系统10可构造为用于对致动部分20进行铰接。铰接通常将允许在整个运动范围内连续地移动，尽管一些实施例可以通过从多个离散的铰接状态当中进行选择来提供部分(in-part)或全部(in-all)的铰接。本文描述了具有相反的轴向伸展和收缩致动器的导管，所述导管可能特别有益于提供连续的受控且可逆的移动，并且还可以用于调节柔性结构的刚度。这些连续的和离散的系统共享许多部件(并且一些系统可能采用两种方法的组合)。
首先论述离散状态系统(图1A)的使用，系统10例如可以使致动部分20的轴向长度增加一个或多个长度增量变化ΔL。用于实施长度的总可选择的增加ΔL的示例性结构可以组合多个长度增量变化，ΔL＝ΔL1+ΔL2+……)，如参照图4D可以理解的。如图1B和图1C所示，系统10还可以将远端24偏转到第一弯曲状态或第二弯曲状态，所述第一弯曲状态在未铰接轴线30与铰接轴线30’之间具有第一弯曲角度31(如图1B中示意性示出的)，所述第二弯曲状态具有总弯曲角度33(在铰接轴线30与铰接轴线30”之间)，其中该第二弯曲角度大于第一弯曲角度(如图1C中示意性示出的)。可以参照图4C来理解可选地可以通过组合多个离散的弯曲角度增量以形成总弯曲角度33(和/或其也可以提供连续的移动)的示例性结构。无论如何，附加的总累积弯曲角度33可选地可以通过施加(图1B的)第一弯曲31作为第一增量以及一个或多个附加的弯曲角度增量35来实现。可以通过使导管系统的致动囊完全充胀和/或泄放来提供对致动部分20的增量变化。实际上，一些实施例可以甚至能够仅具有单个弯曲和/或伸长增量，但是更经常地会具有超过图1A-1C所示的多得多的增量铰接状态选项(并且还更经常会在整个连续范围内提供弯曲)，以使得多个弯曲角度、弯曲定向、轴向长度等可以并且通常将是可获得的。例如，系统10可构造为用于提供多个离散的替代总弯曲角度(通常为3个或更多个、5个或更多个、10个或更多个、20个或更多个、或甚至40-100个角度，其中实施例提供沿给定的横向定向的3至20个之间的替代弯曲角度)中的任一个，其中所述替代弯曲角度中的一个典型地包括静止或非铰接角度(可选地为直的或具有零度弯曲角度；替代地具有一些预设的或医师施加的弯曲)。增量的或连续的弯曲能力可能限于单个横向方向，但是更典型地将能沿不同的横向定向获得，最典型地沿3或4个定向中的任一个上可获得(例如，使用沿着两对相反的横向轴线定位的囊，有时称为+X、-X、+Y和-Y定向)，并且通过组合不同的弯曲定向，也能获得沿中间定向的。可以使用类似的铰接结构通过使囊或囊组部分地充胀或泄放来实现连续定位。
系统10还可构造为给导管12提供多个离散的替代总轴向长度中的任一个。与弯曲能力一样，这种长度致动也可以通过使囊阵列结构的囊充胀来实现。为了提供与本文描述的简单囊阵列结构的铰接，每个致动可以实现为离散的预先确定的致动增量的组合(可选地与一个或多个部分致动或经调节的致动一起)，但是更经常地可以使用囊中的一些、大部分或全部囊的经调节的充胀或部分充胀来提供。因此，无论特定导管是否包括这样的弯曲铰接能力，系统10可构造为为给导管12至少提供多个离散的替代总轴向长度(通常为3个或更多个、5个或更多个、10个或更多个、20个或更多个、或甚至40-100个长度，其中大多数实施例提供3至20个之间的替代总长度)中的任一个，更典型地提供在整个伸长范围上的长度。尽管如此，系统10的实施例可构造为部分或全部地实现每个总致动作为离散的、预先确定的致动增量的组合。一些或全部离散致动增量(以及相关联的(一个或多个)囊)可具有沿着致动部分20内的轴线30的相关联位置37或长度区段，可选地为相关联的横向X-Y定向和/或相关联的预先确定的增量致动量。至少一些致动增量的横向X-Y定向可以横向于导管本体12的局部轴线(图1B中示出为Z轴)，并且各个致动囊36与横向偏转轴线X-Y的位置之间的关系可以参照图4来理解。关于增量致动量，可以使用增量弯曲角度、轴向偏移变化、轴向伸长位移等来表征特定囊的充胀和/或泄放。每个致动增量(包括一个或多个囊的充胀或泄放)也可具有相关联的增量致动时间(对于囊的完全充胀或泄放，而这些通常是不同的)。虽然在一些实施例中，能可选地通过在单个致动增量期间控制流体流动的变化(诸如倾斜向上或倾斜向下)来可变地控制这些时间，但是许多实施例可以替代地使用相对均匀的增量致动压力和流动特性(可选地经由对进入和/或离开囊的流体流动进行固定的节流或抑制)。尽管如此，可以通过协调沿着导管本体的长度的离散的致动增量的定时来提供可控的(并且相对较高的)总体远侧速度，例如通过多个囊的充胀的受控启动，使得其相关联的充胀时间的至少一部分重叠。致动增量实现结构(一般为一个或多个相关联的致动囊)可以与每个致动增量相关联，其中致动结构可选地被指令处于致动构造或未致动构造(诸如分别在致动囊完全充胀的情况下或致动囊完全泄放的情况下)。弯曲角度的变化可以例如通过改变沿着导管本体12的一侧的囊的数量来实现，所述囊被指令在给定的时间完全充胀，其中每个附加的囊充胀增量地增加总弯曲角度。囊通常沿着致动部分20将具有不同的相关联的轴向位置37、37’。这可以允许通过选择将要包括在充胀组中的相关联的囊轴向位置，来从多个离散的轴向位置37、37’中选择所指令的弯曲增量的轴向位置，所述充胀组典型地将小于一个阵列中的所有囊。可以通过从获得的增量致动中识别和组合弯曲增量(和/或其它致动增量)的子集并且将一个或多个总体囊阵列中的相关联的致动囊的子集充胀来实现期望的总致动)。因此，连同允许对总弯曲角度的控制，从沿着致动部分20的预先确定的弯曲增量中适当地选择子集可以允许对弯曲的平均半径进行控制，例如，通过在弯曲的总长度上轴向地分布或分离离散的弯曲增量的子集。可以通过选择充胀的囊子集的轴向位置来提供对总体弯曲的轴向位置的控制；并且可以通过从不同的可获得的增量横向定向中选择子集以便组合在一起为近似期望的定向，提供对总体弯曲的横向X-Y定向的控制；等等。
如上所述，致动部分20通常可以铰接到具有多个不同弯曲角度的不同的多个总体弯曲轮廓中的任一个中。附加地，并且通常基本上独立于弯曲角度，致动部分20可再构造为以便沿多个不同的横向弯曲方向中的任一个弯曲(在截面或X-Y平面中，通常通过离散的增量弯曲定向的组合)，可以在多个轴向位置中的任一个处弯曲，和/或可以被致动以利用多个不同的总体弯曲半径中的任一个弯曲。此外，弯曲定向和/或弯曲半径可以沿着致动部分20的轴向长度可控地不同。有趣的并且与大多数导管转向系统相反的是，本发明的一些实施例可能不能够将导管本体20的轴线30驱动到离散的弯曲增量31、35的总和之间的中间弯曲角度，因为总铰接在本质上可能是有点数字的。然而，应当注意，虽然一些或所有致动增量可以是均匀的，但是替代地，各弯曲角度等可以是不均匀的(诸如通过在阵列内包括不同尺寸的囊)，以使得预先确定的弯曲增量可以构造为允许弯曲角度的微调等。替代地，由于总致动通常将是一系列增量致动的总和，所以一个或多个囊可构造为提供模拟的(而不是数字的)铰接，其中模拟的移动通常是足以在离散的数字铰接之间桥接并且由此提供连续的位置范围的。这可以例如通过将系统构造为诸如通过使用相关联的容积泵，可变地使阵列的一个或多个囊部分地充胀(而不是依赖于完全充胀或泄放)来实现。更通常地，囊或囊组可以在整个范围内充胀至可变压力，在系统的整个运动范围内提供有效的模拟移动。
方便地，可以使用多个标量来描述导管本体12的总体致动构造或状态，每个标量指示相关联的致动增量和囊的状态，其中这些增量状态可选地组合以限定致动状态向量或矩阵。在致动增量本质上是数字(诸如与囊的完全充胀或完全泄放相关联)的情况下，可以通过数字致动状态向量或矩阵来描述导管12的一些或所有致动状态。这些数字实施例(具体地是那些没有模拟分量的数字实施例)可以利用这些简单的数字状态向量或数字状态矩阵来显著地促进数据操纵并增强控制信号处理速度，帮助使最小期望处理能力和总体系统成本减小。还应当注意，当阵列的所有囊可充胀到可变的充胀状态时，还可获得上述囊阵列系统的许多分辨率、柔韧性和精准性优点。因此，本文描述的系统的一些实施例可以包括流体控制系统，该流体控制系统将流体的调节量和/或压力沿着一个或多个流体传递通道引导到多个囊。用于这些实施例的控制系统可以采用类似的处理方法，但是囊充胀标量值具有在从最小或无有效充胀到完全充胀的范围内的可变值。
现在参考图1-1和图2，铰接系统10的实施例将使导管12的远端24相对于基部部分21在工作空间中朝向期望的位置和/或定向移动，其中基部部分通常与致动部分20相邻并且在其近侧。注意到，这种铰接可以相对地(或甚至完全地)独立于在基部部分21近侧的导管本体12的任何弯曲。可以通过以下方式来识别近侧基部21的位置和定向(相对于手柄14或另一方便的固定或可动的参考框架)：例如，通过在系统10中包括已知的导管位置和/或定向识别系统，通过在系统10中包括不透射线标记或其它高对比度标记和相关联的成像以及位置和/或定向识别图像处理软件，通过沿着导管本体12的近侧部分包括柔性本体状态传感器系统，通过放弃近侧手柄14与致动部分20之间的导管本体12的任何柔性长度，等等。可以通过致动部分20来提供多种不同的自由度。铰接系统10的示例性实施例可以允许例如远端24相对于基部部分21以2个自由度、3个自由度、4个自由度、5个自由度或6个自由度移动。在一些实施例中，铰接部分20的运动学自由度的数量可能高得多，尤其是当囊阵列的多个不同的替代子集可以潜在地处于不同的充胀状态以给出相同的最终导管尖端和/或工具位置和定向时。
注意到，沿着和超过致动部分20的细长导管本体12可以(并且通常应当)在铰接之前、期间和之后保持柔性，以便避免无意地向周围组织施加超过安全阈值的横向力和/或轴向力。尽管如此，本文描述的系统的各实施例可以沿着致动部分20、在致动部分20近侧和/或致动部分20远侧局部地且可控地增加导管本体12的一个或多个轴向部分的刚度。导管本体的这种选择性加强可以在具有或不具有主动铰接能力的情况下实现，可以沿着导管本体12的一个或多个轴向部分延伸，并且可以响应于来自用户的指令、传感器输入(可选地指示导管的轴向移动)等来改变哪些部分被加强和哪些是更柔性的。
如图2所示，致动部分20可以包括轴向的一系列2个或更多个(并且较佳地为至少3个)可致动子部分或区段20’、20”、20”’，其中所述区段可选地彼此相邻，或者替代地由导管12的相对短的(小于10个直径)和/或相对刚性的中间部分分离。每个子部分或区段可以具有相关联的致动阵列，其中所述阵列一起工作以提供给尖端或工具期望的总体导管形状和自由度。至少2个子部分可以采用类似的铰接部件(诸如类似的囊阵列、类似的结构主干部分、类似的阀系统和/或类似的软件)。共同性可以包括使用对应的致动囊阵列，但是可选地，不同阵列的单独的致动囊的特征以及阵列的位置之间的间距对于导管本体的任何远侧锥形化(渐缩)而变化。使用不同的铰接部件可能是有优点的，例如，其中近侧和远侧子部分20’、20”’具有构造为允许以至少两个自由度选择性地横向弯曲的类似结构，而中间部分20”构造为允许可变的轴向伸长。然而，在许多实施例中，至少两个(并且较佳地为全部)区段是基本上连续的并且共享共同的部件和几何形状，其中不同的区段具有分离的流体通道并且是单独地可铰接的，但是每个区段可选地提供类似的移动能力。
对于本文描述的、包括多个轴向区段的那些细长柔性铰接结构，系统通常将特定区段的每个指令的铰接确定并实现为朝向沿着所述区段分布的期望区段形状状态的单个一致的铰接。在一些示例性实施例中，标称或静止区段形状状态可以被约束到3自由度(DOF)空间(诸如通过X-Y-Z工作空间中的两个横向侧向弯曲定向和轴向(伸长)定向的连续组合)。在本文描述的一些示例性实施例中(包括螺旋形的伸展/收缩实施例中的至少一些)，当区段处于或接近设计轴向长度构造(诸如在轴向或Z运动范围的中间处或附近)，沿着区段的横向弯曲可以是至少大致平面的，但是当区段移动离开该设计构造(诸如在轴向运动范围的近端和/或远端附近)时，可以表现出轻微但增加的偏离平面扭转曲率。在运动学上，该偏离平面的弯曲可以通过确定当螺旋形结构的轴向长度增加和减少时，由支承那些囊的螺旋形结构的缠绕和退绕导致的偏心囊的横向定向的变化来作出解释。例如，可以指令区段(作为总体期望姿态或移动的一部分)以20度弯曲角度沿-Y定向弯曲。如果弯曲要发生在设计轴向长度处(诸如在轴向运动范围的中间)，并且假设在4个轴向弯曲位置处的囊(或相对的囊对)可用于提供所指令的弯曲，则囊(或囊对)可各自充胀或泄放，以使该区段沿-Y定向弯曲约5度(由此提供5*4或20度的总弯曲)。如果要将相同的弯曲与区段的轴向延长到其轴向运动范围的端部相结合，则处理器可以确定所述区段可能呈现出一些扭转(如2度)，使得对于所指令的弯曲将存在轻微的+X分量，从而处理器可以通过指令对应的-X弯曲分量或者通过以其它方式在针对柔性本体的另一区段的指令中进行补偿来补偿所述扭转。
参考图3和图5，系统10的导管本体12包括安装到结构构架(这里呈螺旋形盘绕件34的形式)的致动阵列结构32。示例性囊阵列32包括流体可扩张结构或囊36，所述流体可扩张结构或囊沿着柔性基底38分布在囊位置处，从而限定M x N阵列，其中，M是在沿着轴线30的给定位置处围绕导管12的周缘50分布的囊的整数个数，N表示沿着具有致动囊的导管12的轴向位置的整数个数。阵列元件位置的周向和轴向间距一般将是已知的，并且将较佳地是规则的。该第一示例性致动阵列包括总计16个囊的4X 4阵列；替代的阵列可以是从总计2个囊的1X 2阵列至总计1600个囊(或更多)的8X 200阵列，更典型地是具有从3X 3阵列至6X20阵列。虽然可以提供1X N的囊阵列(特别是在依赖于导管本体的旋转来使弯曲定向的系统上)，M将更典型地为2或更大、更经常地为从3至8、并且较佳地为3或4。类似地，虽然可以提供M X 1的囊阵列以允许在特定位置处沿多个不同的期望横向定向中的任一个施加单个弯曲增量，但是阵列32将更典型地具有从2至200、通常为从3至20或从3至100的N。在下文描述的收缩/扩张实施例中，可以提供多个阵列，其中类似的M x N阵列相对地安装。并非所有的阵列位置都需要具有可充胀的囊，并且囊可以设置成更复杂的布置，诸如沿着轴线具有交替的周向数量的囊，或者沿着阵列的轴向长度、在囊之间具有变化的或交替的间隔。
可以将特定区段的囊或安装到共用基底的囊描述为形成阵列，其中致动囊阵列结构可选地用作多区段或相对的铰接系统中的子阵列。组合的子阵列一起可以形成总体设备的阵列，其也可以简单地描述为阵列或可选地为总体阵列或组合阵列。沿着铰接部分20的区段或子部分的示例性囊阵列包括用于沿单个方向弯曲的1X 8、1X 12和1X 16阵列(可选地其中所述区段的2个、3个、4个或甚至所有囊与单个共用的充胀腔体流体连通从而一起充胀)以及用于X-Y弯曲的4X 4、4X 8和4X 12阵列(其中轴向对齐的2-12个囊的组与4个或更多个共用腔体联接以便沿+X、-X、+Y和-Y定向铰接)。具有本文描述的相反的伸展/缩回连续铰接结构的每个区段的示例性阵列可以是3X 2N、3X 3N、4X 2N或4X 3N囊阵列的形式，例如具有6至48个囊的3X 2、3X 4、3X 6、3X 8、3X 10、3X 12、3X 14和3X 16阵列，其中3个横向囊定向围绕导管轴线分开120度。伸展囊通常将沿着每个横向定向轴向地散布有收缩囊，其中单独的3X N阵列与区段的3X 2N伸展/收缩阵列组合在一起，同时两个伸展囊可以轴向定位在3X 3N布置的每个收缩囊之间。收缩囊可以与它们相对的伸展囊轴向对齐和/或与其共面，尽管在一些实施例中可能有利的是，将相对的囊设置为从平面布置偏移，使得(例如)一种类型的两个囊使另一类型的一个囊平衡，或者反之亦然。沿着区段的每个定向的伸展囊可以共享共用的充胀流体供应腔体，而用于每个定向的区段的收缩囊类似地共享共用的腔体(对于3X2N和3X 3N阵列两者，每个区段使用6个流体供应腔体)。伸展/收缩导管可以具有沿着铰接部分的从1至8个这样的区段、更典型地为从1至5个区段、并且较佳地为2至4个区段。其它医疗和非医疗的细长柔性铰接结构可以具有类似的或更复杂的囊铰接阵列。
如图3、图4A、图4B和图4C中可以看到的，构架将通常(尽管并不总是)包括轴向的一系列环42。当环被包括在螺旋形盘绕件34中时，盘绕件能可选地偏置，以便迫使盘绕件34的相邻环42朝向彼此。这种轴向压缩偏置可以帮助将流体驱使出并使囊泄放，并且可以在具有或不具有螺旋形压缩的情况下由其它结构(内护套和/或外护套、拉线等)来施加。相邻环之间的轴向接合(直接地或利用环之间的阵列的囊壁或其它材料)也可以允许在囊未充胀时相对刚性地传递压缩轴向力。当特定的囊完全充胀时，可以通过完全充胀的囊壁材料和通过囊内的流体在相邻环之间传递轴向压缩。在囊壁为非顺应性的情况下，充胀的囊可以相对刚性地传递这些力，尽管具有与囊/构架界面相邻的囊壁材料的一些挠曲。跨更宽的囊界面区域分布轴向载荷的刚性或半刚性的界面结构可以限制这种挠曲。可以通过构架的偏置(和/或通过其它轴向压缩结构)来抵抗轴向张力(包括与轴向弯曲相关联的那些)。替代的环形构架结构可以例如通过切割海波管(hypotube)、编织金属或聚合物元件等来形成，海波管具有从一个或多个横向定向的跨截面的一部分的轴向的一系列横向切口。可以使用许多替代的已知的刚性或柔性机器人连杆结构、包括基于已知的软机器人结构的结构来形成非环形构架。适于盘绕件34或其它构架结构的材料可以包括金属，诸如不锈钢、弹簧钢、超弹性或形状记忆合金，诸如NitinolTM合金、聚合物、纤维增强聚合物、高密度或超高密度聚合物等。
当环包括在构架中时，致动阵列32可以安装到构架，其中至少一些囊36定位在相邻的、相关联的两个环42之间，诸如在盘绕件34的环之间。现在参考图4C，示例性的泄放的囊36i位于近侧相邻的环42i与远侧相邻的环42ii之间，其中囊的第一表面区域接合近侧环34i的朝远侧定向的表面，而囊的第二表面区域接合远侧环42ii的朝近侧定向的表面。泄放囊36i的壁具有一定厚度，并且相邻的环42i和42ii的近侧表面和远侧表面在环之间维持非零的轴向泄放偏移41。轴向压缩力可以从环传递通过固体囊壁。替代的构架结构可以允许环直接抵靠彼此接合，以便具有为零的泄放偏移并且直接传递轴向压缩力，例如通过包括囊接纳部或一个或多个从一个或两个环周向或径向地延伸超过囊和任何相邻的基底结构的轴向突出部。无论如何，囊的完全充胀将典型地将相邻环之间的间隔增加到更大的完全充胀偏移41’。图4B、图4C和图4D的简化横截面示意性地示出均匀厚度薄壁囊与圆形螺旋形盘绕件环之间的直接界面接合。这种界面可能导致囊壁的相对有限的区域接合盘绕件以及在轴向载荷的作用下相关联的变形。替代的囊接合表面沿着盘绕件(通常包括局部增大的凸半径、局部平坦的表面和/或局部凹入的囊接纳部)和/或沿着囊的盘绕件接合表面(诸如通过局部增厚囊壁以扩开接合区域)成形，并且/或者在囊与盘绕件之间提供载荷传播本体可增加轴向刚度。对囊和囊/盘绕件界面的多种其它改型也可以是有益的，包括将囊粘合剂粘结到相邻的盘绕件、包括折叠部或材料以便抑制囊迁移等。
囊的充胀可以改变沿着导管本体12的几何形状，例如，通过增加螺旋形盘绕件的环之间的间隔以便使导管12的轴线30弯曲。如参照图1B、图1C和图4-图4C可以理解的，选择性地使囊的偏心子集充胀能可变地改变导管轴线的横向偏转。如参照图1A、图4和图4D可以理解的，所有囊(或囊的轴对称子集)的充胀可以增加导管结构的轴向长度。使具有不同横向定向和轴向位置的组合的囊子集充胀可以提供导管远侧尖端26的较宽范围的潜在位置和定向，和/或沿着导管本体的一个或多个其它位置(诸如安装工具的地方)。
包括在致动阵列32中的基底38的一些材料或所有材料通常将是相对非弹性的。然而，可能期望允许构架和总体导管利用囊的充胀或在环境力的作用下轴向地挠曲和/或伸长。因此，阵列32可以具有切口56，从而允许囊阵列在弯曲和伸长期间与构架一起轴向移动。替代地(或附加地)，阵列结构可以构造为通过具有蛇形构造或螺旋形盘绕件构造而用于这种铰接。阵列32的囊36可以包括非顺应性囊壁材料，其中囊壁材料可选地由基底的材料集成地形成或单独地形成。注意到，弹性层或其它结构可包括在基底中以用于阀等，并且一些替代的囊可以包括弹性材料和/或半顺应性材料。
参考图3、图4A和图5，阵列32的基底38是横向柔性的，使得阵列在使用时可以卷绕或以其它方式呈现圆柱形构造。圆柱形阵列可以同轴地安装到(诸如插入或径向向外围绕)导管的螺旋形盘绕件34或其它结构主干。阵列的圆柱形构造一般将具有等于或小于导管的外直径的直径。基底38的相对的横向边缘可如图所示由间隙分开，可以彼此接触，或者可以重叠。接触或重叠的边缘可以固附在一起(可选地，以便帮助密封导管以防径向流体流动)或者可以适应相对运动(以便促进轴向挠曲)。在一些实施例中，使基底横向卷绕或挠曲以形成圆柱形构造可以是均匀的(以便沿着主表面提供连续的侧向曲线)，而在其它实施例中，基底的间歇的轴向弯曲区域可以由基底的轴向细长的、相对平坦的区域间隔开，从而通过棱柱状布置来近似圆柱形形状(可选地，以便限制基底沿着囊、阀或其它阵列部件的弯曲)。
通常(尽管并不总是)将有利的是，以平坦的、基本上平面的构造(以及可选地，以如下所述的线性构造)形成和/或组装阵列结构的一个或多个部件。这可以促进例如在基底38上囊36的部分或最终的形成，或替代地，促进预形成的囊到基底的附连。基底的平坦构造还可以促进使用已知的挤压成型或微流体通道制造技术来提供流体连通通道52，以便选择性地将囊与流体充胀流体源或贮存器54等联接。基底的平坦构造的更进一步的优点可以包括使用电路印刷技术来制造电迹线和其它电路部件，使用自动3-D打印技术(包括添加和/或移除的技术)来形成阀、囊、通道或将会由基底38支承的其它流体部件等。当基底处于卷绕的、管状的或平坦的平面构造中时，基底典型地将具有与囊36相邻的第一主表面62和与第一主表面相对的第二主表面64(其中，在圆柱形构造中，分别地，第一主表面62可选地是径向内表面或外表面，而第二主表面64是径向外表面或内表面)。为了促进将基底38和阵列32挠曲成卷绕构造，可以形成从第一主表面和/或第二主表面延伸到基底中的释放切口或通道，或者活动铰链区域可以以其它方式设置在基底的相对更刚性的部分之间。为了进一步避免与任何阀或其它敏感结构相邻的基底的变形，可以添加局部硬化增强材料，和/或可以部分地围绕阀形成释放切口或开口。在一些实施例中，阵列部件的至少一部分可以至少部分地以圆柱形构造与基底一起形成或组装，诸如通过以下方式：将基底的层结合在一起同时基底至少局部地弯曲，将基底的至少一层形成为管，选择性地在基底中形成切口(可选地利用飞秒、皮秒或其它激光)以形成流体、回路或其它部件或允许轴向挠曲和伸长(类似于切割支架以允许轴向挠曲和径向扩张)和/或以形成至少一些通道，并且在切割之后将各层结合在一起。
如参照图5-图5C可以理解的，阵列32的基底38可以包括一个或多个柔性基底材料层70、72、74…。基底层可以包括已知的柔性和/或刚性微流体基底材料，诸如聚二甲基硅氧烷(PDMS)、聚酰亚胺(PI)、聚乙烯(PE)和其它聚烯烃、聚苯乙烯(PS)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚丙烯(PP)、聚碳酸酯(PC)、纳米复合聚合物材料、玻璃、硅、环烯烃共聚物(COC)、聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)、聚醚醚酮(PEEK)、聚酯、聚氨酯(PU)等。致动阵列32的其它部件中可以包括这些和还有其它的已知材料，包括已知的用于囊中的聚合物(其通常将包括用于非顺应性囊的PET、PI、PE、聚醚嵌段酰胺(PEBA)聚合物(诸如PEBAXTM聚合物)、尼龙、氨基甲酸酯、聚氯乙烯(PVC)、热塑性塑料等；或用于顺应性或半顺应性囊的硅酮、聚氨酯、半弹性尼龙或其它聚合物、胶乳等)。可以包括在基底组件中的附加的聚合物可以包括阀致动元件(可选地包括形状记忆合金结构或箔；相变致动器材料(诸如石蜡或其它蜡)、电场敏感水凝胶、双金属致动器、压电结构、介电弹性体致动器(DEA)材料等)。因此，虽然一些实施例可以采用用于致动阵列32的均质材料，但是许多阵列和基底可以替代地是异质的。
幸运的是，用于形成和组装致动阵列32的部件的技术可以从许多最近的(并且相对广泛地报道的)技术中得出。用于在基底层材料中制造通道的合适的技术可包括激光微加工(可选地使用飞秒或皮秒激光)、光刻技术，诸如干抗蚀剂技术、压花(包括热辊压花)、铸造或模制、静电印刷技术、微热成型、立体光刻、3-D打印等。可用于形成电路、阀、传感器等的合适的3-D打印技术可以包括立体光刻、数字光处理、激光烧结或熔融、熔融堆积成型(fused depostition modeling)、喷墨印刷、选择性沉积层压、电子束熔融等。致动阵列32的部件的组装可以利用激光、热和/或粘合剂粘结在层与其它部件之间，尽管也可以使用激光、超声波或其它焊接技术、微型紧固件等。由基底38承载的导电迹线、致动、信号处理器和/或传感器部件的电气元件制造可以例如使用喷墨或光刻技术、3-D打印、化学气相沉积(CVD)和/或更具体的变型(诸如起始化学气相沉积(iCVD))、机器人微组装技术等，其中电迹线和其它部件通常包含含有金属(诸如银、铜或金)、碳或其它导体的油墨和其它材料。已经在微流孔芯片实验室(microfluidic lab-on-a-chip)或箔实验室(lab-on-a-foil)应用场合的开发期间开发了许多合适的制造和组装技术。用于制造医用囊的技术得到良好地开发，并且能可选地改型以利用已知的高容量生产技术(可选地包括开发用于制造气泡包装、用于使挤压成型的管起波纹等的那些技术)。注意到，虽然本文描述的致动阵列结构的一些实施例可以采用足够小以精准地处理皮升或纳升流体量的流体通道，但是其它实施例将包括利用大得多的流量的通道和囊或其它流体可扩张本体，以便提供期望的致动响应时间。具有至少部分地柔性的囊壁的囊可以为本文描述的系统提供特别的优点，但是在一些实施例中也可以使用替代的刚性流体可扩张本体，诸如采用活塞或其它正排量扩张结构的那些。
如包括在致动阵列32中的囊36的结构可以由与阵列的其它部件一体化的材料形成，或者可以单独地形成并附连到阵列。例如，如图5B和图5C所示，囊36可以由第一基底材料片74形成或附连到其上，所述第一基底材料片可以粘结或以其它方式固附到另一个或多个基底层72。囊层74的材料能可选地直接覆盖通道的部分，或者可以与通过在通道与囊之间的中间基底层表面敞开的开口78对齐。开口78可以允许在每个囊与至少一个相关联的通道52之间的流体连通。用于制造单独的囊的替代方法是众所周知的，并且所形成的囊可以通过粘合剂粘结而固附到基底38。囊形状可以包括相对简单的圆柱体，或者可以稍微定制为渐缩以遵循盘绕件的环之间的扩张的偏移，以便与圆柱形基底一起弯曲和/或在更宽的表面区域上接合构架的界面表面，并由此分配致动载荷和环境载荷。阵列中囊的有效直径可以范围是从约0.003mm至多达2cm(或更多)、更典型地是在约0.3mm至约2mm或5mm的范围内，而囊长度通常为直径的约2至约15倍。典型的囊壁厚度可以范围是从约0.0002mm至约0.004mm(其中，一些囊壁厚度在.0002mm至.020mm之间)，并且囊中的完全充胀压力可以为约0.2至约40atm(标准大气压)、更典型地在约0.4至约30atm的范围内、并且在一些实施例中为约10至约30atm的范围内，其中高压实施例在高达20-45atm的范围内的压力下操作，并且可选地具有50atm以上的爆破压力。
现在参考图5，囊36一般将利用流体供应系统来进行充胀，所述流体供应系统包括流体源54(这里示出为加压的一次性料筒)和一个或多个阀90。阀90中的至少一些可以包含到囊阵列基底中，其中阀可选地利用印刷在基底38的一个或多个层上的电路来致动。在具有或不具有可以在患者体内使用的基底安装阀的情况下，阀中的至少一些可以安装到壳体14，或者以其它方式联接到导管12的近端。阀90较佳地将联接到通道52，以便允许流体系统在处理器60的指导下选择性地对包括在致动阵列32中的多个替代的单独囊或囊36子集中的任一个进行充胀。因此，处理器60通常将经由导体联接到阀90，这里导体可选地包括基底38上的挠曲电路迹线。
仍然参考图5，流体源54能可选地包括单独的流体贮存器以及用于对来自贮存器的流体进行加压的泵，但是通常将包括包含加压流体的简单的箱或料筒，所述流体可选地是气体或气液混合物。料筒将通常将流体维持为处于囊36的完全充胀压力范围内或以上的供应压力下，其中，料筒可选地通过壳体14中的电阻加热器等(未示出)缓慢地进行加热，以便在使用期间将料筒中的供应压力维持在期望范围内。考虑到通过通道52和阀90的压力损失，供应压力典型地将足够超过囊充胀压力，以提供在目标阈值内的囊充胀时间，其中典型的供应压力为在10至210atm之间、并且更典型地为在20至60atm之间。合适的流体可以包括已知的医疗加压气体，诸如二氧化碳、氮气、氧气、一氧化二氮、空气、已知的工业和低温气体，诸如氦气和/或其它惰性或稀有气体、包括碳氟化合物的制冷气体等。注意到，罐中的加压流体可以经由通道52被导引到囊36中以供充胀，或者替代地，来自罐的流体(通常至少部分为气体)可以用于对流体贮存器(通常包含或包括良性的可生物相容的液体，诸如水或盐水)进行加压，使得囊充胀流体与料筒中所包含的不同。当加压液体或气体/液体混合物沿着导管本体朝远侧流动时，在通道52、囊36或导管本体上承载的其它组织医治工具(诸如组织扩张囊、低温处理表面或组织电极)中或与它们相邻的液体的汽化焓可以用于治疗性地冷却组织。在其它实施例中，尽管使用了在体内用作制冷剂的流体，但是不可以提供治疗性冷却。料筒能可选地是可再填充的，但是替代地通常将具有易破裂的密封件，以便抑制或限制再使用。
由于单独的囊可以具有相当小的已充胀体积，适合于包括在手持式壳体中的料筒可以允许多于一百次、可选地多于一千次、并且在许多情况下是多于一万次或甚至十万次单独的囊充胀，尽管料筒包含少于10盎司的流体、通常少于5盎司、在大多数情况下少于3盎司并且理想地少于1盎司。还注意到，可以代替筒或与筒一起使用许多替代的流体源，包括一个或多个正排量泵(可选地诸如简单的注射泵)、蠕动泵或旋转泵、多种微流体压力源(诸如由电能或光能致动的和/或集成到基底38中的蜡或其它相变设备)中的任一个等。一些实施例可以采用一系列专用的注射器或通过基底的通道和/或通过柔性管与至少一些囊联接的其它正排量泵。
仍然参考图5，处理器60可以促进致动阵列32的囊36的适当子集的充胀，以便产生期望的铰接。这种源自处理器的铰接可显著增强输入部18到导管本体12的致动部分20的有效操作性联接，从而使得用户产生沿期望方向的期望的移动或呈现期望的形状容易得多。对于具有刚性驱动的连杆的远程操作系统，输入指令与输出移动之间的合适的相关性已经得到良好地开发。对于本文描述的系统中使用的细长柔性导管和其它本体，通常将有利的是，处理器基于输入到用户界面66(并且具体是用户界面66的输入部18)的移动指令、并且基于导管12的致动部分20与用户界面的一个或多个部件之间的空间关系来选择用于充胀的囊子集。许多不同的相关性可能是有帮助的，包括定向相关性、位移相关性等。连同输入部，用户界面66可以包括示出导管本体12的致动部分20的显示器，并且传感器63可以向处理器60提供关于近侧基部21的定向和/或位置的信号。在输入部、显示器和传感器之间的关系已知的情况下(诸如当它们全部安装到近侧壳体14或某个其它共用基部时)，这些信号可以允许导出用户界面坐标系与致动部分20的基础坐标系之间的推导(变换)。替代的系统可以感测或以其它方式标识传感器坐标系、显示器坐标系和/或输入部坐标系之间的关系，使得输入部的移动导致导管移动，如显示器中所示。在传感器包括联接到远程成像系统(诸如荧光透视、MRI或超声系统)的图像处理器的情况下，可以在近侧基部21中包括高对比度标记系统，以便便于明确地确定基部位置和定向。电池或其它电源(诸如燃料电池等)可以包括在壳体14中并且联接到处理器60，其中壳体和导管在手术程序的至少一部分期间可选地用作不具有任何机械系绳的手持式单元。然而，应当注意，处理器60和/或传感器63可以无线地联接或甚至系结在一起(和/或联接或甚至系结到其它部件，诸如用户界面66的单独的显示器、外部电源或流体源等)。
关于处理器60、传感器63、用户界面66以及系统10的其它数据处理部件，应当理解，本文描述的特定数据处理架构仅仅是示例，并且可以采用多种替代方案、适配方案和实施例。处理器、传感器和用户界面一起典型地将包括数据处理硬件和软件两者，其中所述硬件包括输入部(诸如可相对于壳体14或某个其它输入基部沿至少2尺寸移动的操纵杆等)、输出部(诸如医学图像显示屏)、图像获取设备或其它传感器以及一个或多个处理器。这些部件连同适当的连接件、导体、无线遥测件等包括在能够执行本文描述的图像处理、刚性本体变换、运动学分析和矩阵处理功能的处理器系统中。处理能力可以集中在单个处理器板中，或者可以分布在各种部件当中，使得能传递更小的量的更高级别的数据。(一个或多个)处理器通常将包括一个或多个存储器或存储介质，并且用于执行本文描述的方法的功能通常将包括在其中实施的软件或固件。所述软件典型地将包括以非易失性介质实施的机器可读的编程代码或指令，并且可以设置在广泛多种替代的代码架构中，范围为从在单个处理器上运行的单个单片代码到在许多分离的处理器子单元上并行运行的大量专门的子例程。
现在参考图6，示意性地示出替代的致动阵列和流体供应系统。如在上文的实施例中，囊36可以沿着基底38的主表面固附，可选地在将基底卷绕并且将致动阵列安装到导管本体的构架之前。在该实施例中，每个囊具有基底38的相关联的专用通道52以及相关联的阀90。处理器60与阀90联接，并且通过致动阀的期望子集，可以使相关联的囊子集充胀或泄放。在一些实施例中，每个阀可以与多于一个囊36相关联，使得(例如)单个阀的打开可以使多个(可选地为2、3、4、8、12个或某个其它期望的数的)囊充胀，诸如横向相对的囊，从而使导管的远侧部分伸长。在这些或其它实施例中，在导管的一个横向侧上的多个囊(2、3、4、5、8、12个或另一期望的数个)可以经由共用通道或多个通道与单个相关联的阀90流体连通，使得阀的打开使囊充胀并且导致在导管的轴线上的多囊和多增量弯曲。更进一步的变型是可能的。例如，在一些实施例中，通道52可以通过固附在基底38的开放或封闭通道内或者沿着基底的表面胶合的柔性管至少部分地形成。所述管可包括聚合物(诸如聚酰亚胺、PET、尼龙等)、熔融二氧化硅、金属或其它材料，并且合适的制管材料可以从亚利桑那的Polymicro技术公司(Polymicro Technologies)或从多个替代供应商处商购获得。联接到可致动本体的近端的通道可以使用堆叠的流体板来组装，其中，阀联接到一些或所有板。合适的电致动微型阀可从许多供应商处商购获得。本文描述的用于所有囊阵列的流体供应系统的可选实施例可以具有安装到壳体14的所有阀或联接到细长柔性本体的近端的和/或在其近侧)的某个其它结构。有利地，精准形成的通道52(具有足够紧密公差的通道宽度、深度、长度和/或弯曲或其它特征)可以利用微流体技术来制造，并且可以与基底结构组装在一起，以便计量进入和离开本文描述的所有致动阵列的囊的充胀流体的流量。
现在参考图7，可以更详细地看到铰接导管304的铰接部分302的选定部件。多个充胀的囊306沿着第一横向定向+X从导管304的轴线308偏移，使得囊迫使盘绕件310的环上的相对应的对的轴向(近侧和远侧)表面分开。这驱使盘绕件弯曲远离充胀的囊306、远离+X定向并且朝向-X横向定向。未充胀的囊312a、312b和312c分别沿横向-X、-Y和+Y定向偏移，允许这些囊的不同子集进行选择性充胀以使轴线308沿不同的方向弯曲。相对的囊(诸如-X和+X、或-Y和+Y、或两者)的充胀可以使盘绕件314沿着轴线308伸长。注意到，附图中省略了盘绕件314的远侧部分，使得囊的布置能够看得更清楚。该实施例示出相对标准的偏移囊形状，其中囊的轴线弯曲以遵循盘绕件。在该实施例和其它实施例中，盘绕件之间的单个囊可以在轴线308上施加在1至20度的范围内、更典型地在21/2至15度的范围内、并且通常为6至13度的范围内的弯曲。为了允许单个充胀腔体实现更大的弯曲角度，与囊相邻的2个、3个、4个或更多个囊充胀腔体或端口可以与单个共用的流体充胀腔体流体连通。
现在参考图8和图9，可以理解替代的同轴的囊/盘绕件布置。在这些实施例中，囊364安装在盘绕件366之上，其中多个囊典型地由沿着盘绕件的螺旋形轴线延伸的连续材料管形成。囊材料一般将具有局部变化的直径，其中囊由管的局部较大直径区域形成，并且囊通过管材料与其中的盘绕件之间的、在管的局部较小直径处的密封接合分隔。直径的变化可以通过从初始管直径向外局部吹制囊、通过使管从初始管直径局部地热收缩和/或轴向向下拉伸、或两者来形成，并且在管与其中的盘绕件芯部之间的粘合或热粘结可以增强密封。在替代实施例中，金属环可以围绕管状囊材料褶缩，以便将管固附(并且可选地密封)到下方的螺旋形盘绕件，其中环和褶缩可选地采用标记带结构和相关联的技术。可以通过褶缩的环来施加囊材料沿着盘绕件的一些或甚至全部的直径变化，尽管囊的选择性热收缩和/或吹制和/或囊到盘绕件的激光热粘结可以与褶缩组合以提供期望的囊形状和密封。无论如何，囊的内部容积之间的(囊壁与盘绕件芯部之间的)流体连通可以通过径向端口提供到盘绕件芯部内的相关联腔体。如参照图8的盘绕件组件360可以理解的，囊可以具有与上述类似的外表面形状，并且可以类似地沿着一个或多个横向弯曲定向对齐。如参照图8和图9的组件360和362可以理解的，与囊阵列相邻的导管的弯曲角度和曲率半径可以通过各囊之间的轴向间距(和/或环数量)和/或通过囊的子集(即、其中一组囊)的选择性充胀(诸如通过使沿着特定的横向轴线对齐的每隔一个囊、每隔两个对齐的囊、每隔三个对齐的囊等充胀)来确定。
现在参考图10、图11和图11A，替代的同轴囊/盘绕件系统可以采取多种不同的形式。在图10中，多个螺旋形结构370、372交错在一起。这里的一个螺旋形结构370采取简单的螺旋形盘绕件的形式，并且用作导管的结构构架的元件，在盘绕件的环之间的压缩囊等。另一个螺旋形结构包括在螺旋形芯部之上的囊374，其中一个或多个腔体在该螺旋形芯部内延伸。应当注意，支承囊的螺旋形芯部可以或可以不包括结构盘绕件线等，使得提供流体传递功能的部件可以与结构部件分离或与结构部件集成。在图11D所示的实施例中，多个螺旋形结构各自具有相关联的囊，所述囊可以单独地或一起充胀。在一些实施例中，沿着一个或多个横向定向对准的囊可以位于第一螺旋形结构上，并且沿着一个或多个不同定向的囊可以位于第二交错的螺旋形结构上，以使得可以简化通过螺旋形芯部的流体传递。在其它实施例中(如参照图11A的4方向同轴囊/盘绕件380可以理解的)，沿着不同的横向定向对准的囊子集可以安装到单个螺旋形芯部。
现在参考图11B和图11C，可以理解示例性的多腔体螺旋形芯部结构。在这些实施例中，挤压成型的聚合物护套布置在结构盘绕件线382之上，其中护套具有多个周缘腔体，诸如4或6腔体护套384或16腔体护套386。囊材料管可以定位在护套之上，其中管的更大直径部分形成囊388，而更小直径部分390与其中的护套接合，以便在囊之间进行密封。可以穿过护套的壁进入所述腔体中的一个内形成端口392(典型地在囊结构完成之前)，以使得囊的内部与所述相关联的腔体流体连通。所述腔体可以专用于一个囊，或者通常将联接到一个或多个囊作为组或子集(并且用于使所述一个或多个囊充胀)，其中所述组通常沿着盘绕件的横向定向对准，以便使盘绕件沿共同的方向弯曲，与使盘绕件轴向伸长相对等。如通过比较图11F和图11G可以理解的，螺旋形芯部中的腔体数量可能会影响充胀腔体尺寸(和响应时间)，以使得使用单独的致动子部分和使流体流动通道在螺旋形芯部外部延伸可能是有益的。在期望大量的腔体或复杂的腔体网络和几何形状的情况下，芯部可以包括具有外表面的第一护套层，所述外表面经过处理(典型地激光微加工)以形成一些或所有通道。第二护套层可以在第一层之上径向地挤压成型或粘结，以便横向地密封所述通道。也可以执行与第二层(和可选地后续层)的外表面类似的处理以及在第二层之上径向地挤压成型或粘结第三层(和可选地后续层)以提供多层式腔体系统。
现在参考图12，可以参照分解组件400来理解示例性导管部件之中的功能的进一步分离，所述分解组件示出铰接导管的轴向部分，所述部件这里彼此横向地(并且从其已组装的同轴定位中)移位。所述部分的包含流体的部件较佳地容纳在内护套402与外护套404之间，其中这些护套在囊阵列(或所述阵列的某个部分)的近侧和远侧彼此密封。通过在密封的内护套与外护套之间抽取真空(可选地使用简单的正注射泵等)并且通过利用联接到流体供应截流阀的压力感测电路来监测真空，可以确保患者体内的流体传递和驱动部件的完整性，并且可以抑制患者体内的驱动流体的意外释放。
仍然参考图12，同轴螺旋形盘绕件/囊组件406径向布置在内护套402与外护套404之间。内护套和/或外护套可构造为增强径向强度和轴向柔韧性，诸如通过包括周向纤维(可选地呈聚合物或金属编织物、环或绕组的形式)、轴向波纹等。如上所述，组件406的囊沿着螺旋形轴线安装到螺旋形芯部。至少一个腔体沿着螺旋形芯部延伸，并且允许芯部上的囊充胀和泄放。为了帮助维持组件406的环的轴向对准，对准的间隔盘绕件408在组件环之间交错。间隔盘绕件408具有带有压刻(凹陷)特征的相对表面，以使得(来自环境或囊的充胀的)轴向压缩力挤压对准的间隔件并且使得组件囊和相邻的环免于被径向地推成轴向不对准，如参照图6K和图6L以及相关联的文本可以进一步理解的。应当注意，本文描述的任何结构构架或框架元件(包括下述的推拉式框架)可以包括囊/框架接合特征(诸如沿着囊接合表面的凹部)，和/或单独的囊/框架界面本体可以设置在框架与囊之间以便帮助维持对准囊/框架对准或高效地传递和分布载荷或两者。应当注意，组件406的环之间的压缩可以由盘绕件、间隔件、内护套和/或外护套、由拉线、或者由这些中的两个或更多个的组合来施加。还应当注意，替代实施例可以用与分层阵列基底联接的盘绕件的环之间的囊(诸如图10C和图10D所示的那些)代替安装在盘绕件上的囊，可选地利用位于囊的任一轴向表面上(并且因此位于囊与盘绕件之间)的一对对准间隔盘绕件。其它的替代方案包括多个交错的盘绕件/囊组件和/或本文描述的其它部件和布置。
由于在一些实施例的整个囊阵列中可能存在总量较大的囊，并且由于这些阵列可以轴向地分离成总体导管(或其它铰接的细长本体)的铰接的子部分，并且由于可以限制盘绕件/囊组件406的盘绕件芯部内的可用空间，因此在内护套402与外护套404之间的环状空间内具有轴向延伸的一个或多个单独的结构可能是有利的。这些单独的结构可以具有附加的流体充胀通道，所述流体充胀通道与一个或多个盘绕件/囊组件的流体充胀通道分开并且可以用于使安装在盘绕件/囊组件406远侧的囊铰接阵列充胀。为此，细的、平坦的、多腔体螺旋形缆线结构410a、410b可以设置在径向地在盘绕件/囊组件406与外护套404之间和/或所述盘绕件/囊组件与内护套402之间的空间中。缆线410可以包括：一系列小直径的管状结构(可选地包括具有适当包覆的PET或熔融二氧化硅)，所述管状结构可以或可以不固附在一起，并且并排对准、通过对层进行微加工并粘结(如上所述)形成的多通道结构、具有细长截面的多腔体挤压成型部等。特定轴向区段的每根缆线410a、410b可以联接到盘绕件/囊组件的芯部，以用于更远侧的铰接轴向区段。缆线的螺旋形或蛇形构造可以促进轴向弯曲和/或伸长而不会使缆线处于应力下，并且沿着铰接区段的缆线的数量可以范围在0(具体地是沿着远侧铰接区段)至10。应当注意，许多替代布置也是可能的，包括利用中间护套将缆线与盘绕件/囊组件分开、通过在不将管的子集捆绑成缆线的情况下使用许多单独的熔融二氧化硅管来增强柔韧性等。
如参照图13A可以理解的，可以将一个或多个增强囊包含到缆线结构中，其中每个区段的增强囊可选地与共用的供应腔体流体连通，并且可选地具有用于一个、一些或所有其它区段的共用供应腔体。在所示的示例性缆线结构中，增强囊可以包括围绕多腔体缆线挤压成型部设置的管状材料，并且可以使用管内的、进入挤压成型部的选定的腔体内的端口进行充胀。增强囊管可以朝端口的近侧和远侧密封到缆线挤压成型部等，并且可以具有足以沿着部分或全部轴向铰接区段或子部分延伸的可扩张的长度。缆线以及其上的任何增强囊可以在盘绕件与内护套或外护套之间轴向延伸，此类增强囊的充胀可以径向上引起增强囊与盘绕件之间的接合，抑制环之间的偏移的变化，并且从而使导管增强以抵抗轴向弯曲。增强囊可以在显著低于弯曲或伸长致动囊的压力下充胀，并且可以沿着不具有弯曲或伸长囊的区段或甚至导管使用。替代地，缆线通常可以省略，特别是在沿着单个区段的芯部可以包括对于导管的期望自由度足够通道的情况下。
现在参考图13B和图13C，可以理解从多腔体螺旋形芯部到缆线的一个示例性过渡。这里的螺旋形芯部再次包括由挤压成型的多腔体聚合物本体422包围的盘绕件线420，其中所述本体在此具有围绕盘绕件线扭转的腔体424。虽然仅示出3个腔体，但是这里的间距将允许9个扭转腔体(为简单起见，省略了其它腔体)。来自这些腔体中的8个的径向端口会允许例如对8个囊(或囊组)进行独立的充胀控制，并且可以使用第九个腔体来抽取和监测围绕这些囊的密封轴向区段中以及内护套与外护套(均如上所述)之间的真空。附加地，在两个相邻的腔体之间的空间中，凹口426径向延伸部分地通过本体422，其中凹口围绕芯部轴线缠绕。在安装在本体422上的最近侧的囊近侧，本体422在凹口426处分离，并且本体材料和其中的腔体424从盘绕件线420退绕。这种退绕的材料可以平坦化以形成如上文关于图12和图13所示的缆线410、410a和410b所解释的多腔体缆线，其中缆线从螺旋形多腔体芯部朝朝近侧延伸，而不必依赖于密封的管状接头等。还可以采用在挤压成型部、单腔体或多腔体管状结构和/或分层通道系统之间的替代的粘结接头或连接器。
现在参考图13，示例性导管430具有铰接部分432，其包括多个轴向分离的铰接区段或子部分434a、434b、434c和434d。一般来说，该多个铰接区段可以构造为促进导管的远端与靶组织436对准。合适的铰接区段可以取决于靶组织和计划的手术程序。例如，在该实施例中，铰接区段构造为使导管的远端与天然瓣膜组织的角度和轴向位置精准地对准，较佳地针对选定的患者群体之中的任一患者。更具体地，导管构造为使导管远端处的导管轴线与靶组织的轴线对准(并且具体地平行于其)，并且(如沿着导管的轴线所测量的)用于使导管的末端与靶组织轴向对准。这种对准可能是特别有益的，例如，用于将假体心脏瓣膜(可选地，主动脉瓣、肺动脉瓣等，并且具体地是二尖瓣)与患病的天然瓣膜的组织或与患病的天然瓣膜相邻的组织定位在一起。合适的导管铰接能力也可部分地取决于到靶组织的进入路径。为了与二尖瓣对准，导管可以例如经由上腔静脉或下腔静脉朝远侧前进到右心房中，并且可以从右心房穿透通过隔膜438刺入左心房。可以使用已知的导管系统和技术(尽管替代地可以使用利用本文描述的铰接结构的替代的隔膜横过工具)来实现合适的经隔膜进入。无论如何，为了实现与天然瓣膜组织的期望的对准，导管可以构造为例如：1)从隔膜远侧(或附近)形成非常大约90度弯曲(+/-足够的角度，从而适应群体中患者的不同的生理)；2)沿三维延伸在期望范围中的距离，包括a)从隔膜穿透部位朝顶端延伸，b)在穿透时远离隔膜壁的平面；并且3)将远端处的导管的轴线在三维上定向并定向成与天然瓣膜组织对准。
为了实现期望的对准，导管430能可选地沿着导管430的可铰接部分432的大部分连续地或者以沿着其延伸的规则间隔处的铰接区段提供一致的多轴弯曲能力以及轴向伸长能力。替代的方法可以采用更多功能上不同的铰接区段。当存在时，每个区段能可选地具有4至32之间个囊，所述区段内的囊的子集可选地沿着1至4个横向定向进行定向。在一些实施例中，至少一个区段内的轴线弯曲囊可以全部沿着单个弯曲定向对齐，并且可以由单个充胀腔体提供服务，通常由调节的流体供应提供服务，所述流体供应将受控的充胀流体体积或压力导引到所述区段的囊以便控制沿相关联的定向的弯曲量。如上所述，替代的单横向弯曲方向区段可以具有由不同腔体服务的多组囊。例如，区段434a和434b可以两者都包括单方向弯曲区段，每个弯曲区段能够施加高达60度的弯曲角度，并且其中前者(区段434a)在所示构造中具有第一相对大的弯曲半径，这是由于每隔一个轴向囊被充胀(如参照图7可理解的)或者由于利用有限量的充胀流体进行充胀。在区段434b中，除最远侧的四个囊之外的所有囊都可以充胀，导致与区段434a相邻定位的较小的弯曲半径，以及在弯曲的远侧的导管的相对直的部段。区段434c可以具有在相对高的轴向密度下具有四个不同弯曲定向的囊，这里使选定的横向囊(诸如6个+X囊和2个-Y囊)充胀，以便迫使导管呈现以下形状：其中第一弯曲分量离开隔膜平面，而第二弯曲分量横向地离开区段434a和434b的弯曲的平面。区段434d可以包括轴向伸长区段，其中相对的囊与该区段的一个或多个充胀流体供应腔体流体连通。因此，可以通过充胀流体的适当传递来精准地控制导管的端部的轴向定位(在该区段的运动范围内)。有利地，此类专门的区段可以限制实现期望数量的自由度和期望的空间分辨率所需的流体通道的数量(以及导管的成本、复杂性和/或尺寸)。应当理解，替代的区段布置可以用于递送假体心脏瓣膜等，包括使用三个区段。可以使用三区段系统通过例如以下方式来定位瓣膜：插入导管，使得隔膜沿着三个区段的中间定位，理想的是导管在中间区段的中间或中间附近横过隔膜。
现在参考图14-图16，铰接导管的另一实施例包括交错的第一螺旋形多腔体囊流体供应/支承结构440a和第二螺旋形多腔体囊流体供应/支承结构440b，以及第一弹性螺旋形盘绕件442a和第二弹性螺旋形盘绕件442b。在所述实施例中，一系列囊(未示出)安装在每个多腔体结构周围，其中各囊间隔开以便沿着三个横向弯曲定向对准，所述横向弯曲定向围绕导管的轴线彼此偏移120度。在每个多腔体结构440a、440b中设有六个腔体，其中一个专用的充胀腔体和一个专用的泄放腔体用于三个横向弯曲定向中的每一个。腔体与相关联的囊之间的径向流体连通端口可以通过穿过成对的腔体的贯穿切口来提供。
通过如图所示将切口444a、444b、444c间隔开，并且通过将囊安装在切口之上，可以使用充胀腔体和泄放腔体来使沿着三个弯曲定向中的每一个对准的囊子集充胀和泄放。有利地，具有这种结构的第一铰接区段可以通过使沿着所述区段的期望的囊子集充胀而允许导管轴线沿三个弯曲定向的任何组合进行弯曲。可选地，所述子集的弯曲角度可以通过使用仅一个多腔体结构(例如，440a)的6个腔体传递到囊的流体的量和/或压力来控制，从而允许所述区段以与机器人手腕类似的方式起作用。从第一区段轴向偏移的导管的另一区段可以具有由另一多腔体结构(在我们的示例中为440b)的6个腔体供应的囊的布置类似的布置，从而允许导管以与一系列手腕机器人操纵器的灵活性类似的灵活性来定位和定向导管的端部。在其它实施例中，由两个多腔体结构供应的至少一些囊可以轴向地重叠，例如以便通过组合重叠的囊子集的充胀来允许增加弯曲角度和/或减小弯曲半径。还应当注意，可以使用单个腔体用于囊的充胀和泄放两者，并且可以设置具有超过6个腔体的多腔体结构，以使得可以采用这些自由度的还有其它组合。
在图14的侧视图以及图15的剖视图中示出的实施例中，螺旋形盘绕件的外直径为约0.130英寸。多腔体结构440a、440b的外直径范围是约0.020英寸至约0.030英寸(可选地为约0.027英寸)，其中腔体的内直径为约0.004英寸，并且每个腔体周围的壁的最小厚度为0.004英寸。尽管使用了20个标准大气压或更大的充胀压力，小直径的腔体帮助对典型地包含聚合物(理想地是挤压成型的)的螺旋形芯部结构上的应变进行限制。主要通过使用盘绕件442a、442b中的金属来提供囊的轴向压缩(以及泄放之后导管轴线的拉直)，而不是在多腔体结构中包括弹性线等。盘绕件442的相反的凹入轴向表面帮助维持囊和多腔体结构在盘绕件之间的径向定位。将弹性盘绕件442和囊供应/支承结构440的端部一起固附到盘绕件端部处的内护套和外护套以及可选地固附在区段之间也可以帮助维持螺旋形的形状。增加盘绕件442的轴向厚度和凹入表面的深度也可以有益于有帮助维持对准，其中盘绕件然后可选地包括聚合物结构。在本文描述的大部分或所有螺旋形实施例中，还可以包括其它的螺旋形维持结构，包括固附到盘绕件442或其它螺旋形构架构件的周期性结构，所述周期性结构具有突出部，所述突出部在囊之间延伸并且能接合充胀的囊壁的端部以维持或指示横向囊定向。
本文描述的许多实施例提供导管、导丝和其它细长柔性本体的流体驱动的铰接。有利地，这种流体驱动的铰接可以依赖于沿着细长本体的非常简单的(且小横截面的)流体传递，其中施加到细长本体的工作端的大部分力局部地抵抗周围环境起作用而不是被传递回到近侧手柄等。这可以提供铰接精准度的显著提高、滞后的减少以及更简单且更低成本的铰接系统，特别是当将要包括大量的自由度时。应当注意，与细长柔性本体的远端相邻的相对高压的流体和/或低温的流体和/或电路的存在也可以用于增强由所述本体携带的工具的功能，具体地通过改进或添加诊断工具、治疗工具、成像或导航工具等。
现在参考图17，径向细长聚合物螺旋囊芯结构450一般具有径向厚度452显著大于轴向厚度454的截面。径向厚度452可选地可以是例如周围囊的充胀直径的80％或更多，而轴向厚度454可以在充胀直径的20％至75％之间。与圆形芯部横截面相比，这种细长截面为在盘绕件芯部内延伸的囊腔体提供了额外的领土(范围)(允许更多的腔体和可单独充胀的囊或囊组，和/或允许更大的腔体尺寸用于更快的致动时间)以及与周围囊相同的轴向致动行程。示例性截面形状包括椭圆形或其它连续弯曲的形状，以便促进与周围的囊壁材料的密封接合，其中，替代方案具有带有圆形曲率的近侧区域和远侧区域，该圆形曲率对应于充胀的囊的圆形曲率(从而增强轴向压缩力传递，抵抗构造为均匀地接合充胀的囊的轴向锯齿状盘绕件弹簧表面)。
现在参考图18，简化的歧管示意图示出替代的歧管602的流体供应和控制部件。如上文总体上所述，歧管602具有以阵列堆叠的多个模块化歧管单元或阀组件板604i、604ii……。阀板的叠堆夹在前端盖606与后端盖608之间，并且在使用期间，(一个或多个)多腔体管道芯部的近侧部分延伸穿过前盖和阀板中的开口，以使得所述芯部的近端与后盖相邻或位于其中，其中开口限定多腔体芯部接纳部。叠堆中的歧管单元或模块的数量足以包括用于(一个或多个)多腔体芯部中每一个的每个腔体的板模块。例如，在可铰接的结构具有3个多腔体芯轴并且每个轴具有6个腔体的情况下，歧管组件可以包括6个板的叠堆。每个板可选地包括充胀阀和泄放阀，用于控制每个多腔体轴的腔体中的一个(以及与所述腔体连通的囊)中的压力。在3多腔体轴/6腔体的每个示例中，每个板可以包括3个充胀阀(一个用于每个轴的特定腔体)和3个泄放阀(一个用于每个轴的同一腔体)。如参照图18示出的接纳部1所示的多腔体轴可以理解的，沿着轴的端口之间的间距对应于沿着接纳部的流体通道之间的间距。通过将芯轴完全插入多腔体轴接纳部中，可以将板通道位置与芯部轴向地配准、并且与从多腔体芯部的外表面径向钻孔的端口轴向地配准。处理器可以将沿着接纳部的阀的轴向位置与沿着芯轴的端口的轴向位置映射，以使得进入芯部的特定腔体的端口可以与特定的充胀阀和泄放阀的流体通道配准并且关联。可以通过轴向穿过阀单元板的通路来限定一个或多个充胀集管；也可以设置类似的泄放集管(未示出)来监测从铰接设备的腔体系统释放的流体的压力和量。O形环可以设置为与包围集管的板与接纳部之间的界面相邻。压力传感器(未示出)可以监测每个板与多腔体接纳部之间的界面处的压力。
连同监测和控制所有囊的充胀和泄放，歧管602还可以包括真空监测器系统610，用于验证没有充胀流体从患者体内的铰接系统泄漏。简单的真空泵(诸如具有闭锁件等的注射器泵)可以对围绕囊阵列的铰接本体的内部容积或腔室施加真空。替代的真空源可以包括标准操作室真空供应(部)或更复杂的动力真空泵。无论如何，如果真空室的密封降低，则铰接结构的腔室中的压力将增加。响应于来自联接到腔室的压力传感器的信号，截流阀可以自动地停止来自罐的气体流动，关闭所有囊充胀阀，和/或打开所有囊泄放阀。当要在患者体内使用铰接结构并且将利用流体(所述流体可以首先采取液体的形式，但是可以汽化成气体)使囊充胀时，这种真空系统可以提供有价值的安全性优点。多腔体芯轴的腔体可以用于经由近侧接口的端口和歧管组件的相关联的通道而将歧管的压力传感器联接到铰接结构的真空室，其中真空腔体可选地包括多腔体轴的中心腔体以及位于多腔体轴的近端上或附近的真空端口。
现在参考图19，可以理解歧管组件的附加的、可选的部件。这些部件中的一个、一些或全部的功能可以包括在本文描述的任何歧管组件实施例中。这里的后端盖574包括沿着将充胀流体罐560与充胀集管564联接的通道布置的系统流体供给阀576。应当注意，端盖可以包括一个或多个十字头，以允许用于不同多腔体芯轴的单独的充胀或排放集管。系统供应阀可以停止或允许去往歧管和铰接结构的其余部件的所有流体流动。在一些实施例中，来自罐560的流体用于对供应增压室进行加压，其中压力传感器和系统供应阀用于控制该供应增压室的压力。如果期望使用诸如盐水等的非挥发性囊充胀液体，和/或如果期望防止囊的充胀超过罐560的压力以下的压力，那么这可能是有益的。然而，将充胀流体直接从罐560传递到模块化板的充胀阀可能存在以下优点：包括当使用满罐压力传递液体或液体/气体混合物时，增强的充胀流体流过歧管和铰接结构的小通道，以及可以通过罐内液体的蒸发提供相对恒定的压力。为了使罐内的气体/液态充胀流体压力更加恒定，可以将电阻加热器与罐的外表面热联接，以补偿其中发生的汽化焓。
仍然参考图19，在一个、一些或所有排放通道(通常是在一个或多个排放集管568之间)与去往大气的排放端口580之间具有排放增压室578可能存在更显著的优点。与排放增压室578联接的压力传感器或流量传感器可以用于监测排放流体流量。在一些实施例中，联接到排放增压室578的压力传感器以及沿着将排放增压室联接到排放端口580的通道的排放阀可以用作背压控制系统，以便帮助控制排放流量，从而(经由泄放阀)向多个囊提供均匀的压力或者和/或校准板模块的单独的压力传感器。手动释放阀可选地可以包括在充胀集管和泄放集管与周围环境之间，以允许在阀等失效的情况下将系统完全减压。
上文描述的许多柔性铰接设备依赖于一个或多个囊的充胀以将结构从第一静止状态铰接到第二状态，在所述第二状态下，柔性结构的构架是弹性受应力通过使囊泄放，构架可以将柔性结构推回朝向原始的静止状态。这种简单的系统对于许多应用场合可能具有优点。然而，以下替代的系统可能存在优点：其中第一致动器或第一组致动器将柔性结构从第一状态(例如，平直构造)迫使到第二状态(例如，弯曲或伸长构造)，并且其中第二致动器或第二组致动器安装成与第一组相对，使得第二致动器或第二组致动器能够主动地且可控地将柔性结构从第二状态驱推回到第一状态。为此，下文描述的示例性系统通常使用第一组囊来使结构构架局部地轴向伸长，并且使用安装到构架的第二组囊来使结构构架局部地轴向收缩。注意到，当没有囊充胀时，此类相对的囊系统的构架可能具有非常小的横向或轴向刚度(在它们的运动范围之内)。
现在参考图20A和图20B，示出了处于轴向伸展构造(图19中)和轴向收缩构造(图20中)的简化的示例性C形通道结构构架630(或构架的部分或截面)。C形框架构架630包括在近端634与远端636之间延伸的轴向的一系列C形通道构件或框架632，其中每个刚性的C形通道包括轴向壁638、近侧凸缘640和远侧凸缘642(统称为凸缘640)。壁的相对的主表面644、646横向地定向，并且凸缘的相对的主表面648、650轴向地(并且更具体地是分别朝朝远侧和近侧)定向。C形通道在定向上交替，以使得框架通过凸缘互锁。因此，轴向相邻的框架重叠，其中两个相邻框架的近侧表面650和远侧表面648限定了重叠偏移(量)652。凸缘还限定附加的偏移(量)654，其中这些偏移是在相邻的、类似地定向的框架的凸缘之间测量的。
在图19和图20的示意图中，在每个C形框架632的通道中设有三个囊。尽管囊本身在结构上可以(或可以不)是类似的，但是囊具有两种不同的功能类型：伸展囊660和收缩囊662。两种类型的囊轴向地设置在刚好位于囊远侧的凸缘的朝近侧定向的表面与刚好位于囊近侧的凸缘的朝远侧定向的表面之间。然而，收缩囊662也横向地夹在第一相邻C形通道632的第一壁638与第二相邻通道的第二壁之间。相比之下，伸展囊660在一个横向侧上仅具有单个壁；伸展囊660的相对侧未被框架覆盖(尽管它们典型地将布置在总体导管系统的柔性护套或其它部件内)。
图19的细长构造中的C形框架构架630与图20的较短构造中的构架的比较示出囊的选择性充胀和泄放可以如何用于引起轴向伸展和收缩。应当注意，在这些示意图中，C形框架632示出为彼此横向相反的。在图19中，伸展囊660完全充胀，将相邻的凸缘表面推开，从而增加相关联框架之间的轴向间隔。由于两个收缩囊662布置在具有单个伸展囊的每个C形通道中，并且由于通道的尺寸将不会显著增加，通常将允许收缩囊至少在一定程度上随着伸展囊的扩张而泄放。因此，将促使偏移量654扩大，并且将允许收缩偏移量652减小。相比之下，当构架630被驱动朝向轴向图20所示的收缩构造时，收缩囊662被充胀，由此将重叠框架的各凸缘轴向地推开以迫使收缩重叠(量)652增加，并且将局部构架结构轴向地拉成更短的构造。为了允许两个收缩囊662在特定的C形通道内扩张，可以允许扩张囊660泄放。
虽然处于收缩构造中的C形框架构架630与处于伸展构造中的C形框架构架之间的总体差异是显著的(并且此类构架可以找到有利的用途)，但是值得注意的是，与本文描述的其它伸展/收缩框架布置相比，单个C形通道中存在一个伸展囊和两个收缩囊可能存在缺点。具体地，在一个通道中使用三个囊可能限制一些囊能够施加的相关偏移的总行程或轴向变化。即使在三囊宽的C形通道中使用类似的囊/芯部组件作为伸展囊和收缩囊，两个收缩囊也只能用于单个伸展囊的大约一半的行程，因为通道中的单个伸展行程不能容纳两个完整的收缩行程。此外，限制单个铰接区段中使用的囊/芯部组件的数量具有优点。
注意到，无论选择哪种伸展/收缩构架构造，当囊的特定子集充胀和泄放时引起的构架长度的轴向变化常常将是局部的，可选地是轴向局部的(例如，以便在不改变其它轴向区段的长度的情况下改变沿着期望的铰接区段的长度)以及(在框架横向地和/或周向地延伸的情况下)横向局部的(例如，以便通过在不改变构架的另一横向侧的轴向长度的情况下使构架的一个横向侧延伸来施加横向弯曲)。还注意到，使用相对的囊常常将涉及协调地使相对的囊充胀和泄放以提供构架长度的最大变化。然而，这种布置的显著优点在于，独立地控制定位在凸缘任一侧上的囊上的压力(以便限制所述凸缘的轴向位置)的能力允许调节构架的形状和位置或姿态。如果两个囊均在相当低的压力下(例如，在低于完全充胀压力的10％下)均匀地充胀，那么可以迫使凸缘到各囊之间的中间位置，但是可以在较轻的环境力下通过压缩囊中的气体而模仿低弹力系统来弹性地移动。如果两个囊均匀地充胀但是在更高的压力下，那么构架可以具有相同的标称或静止姿态，但是然后可以以更大的刚度来抵抗所述标称姿态的变形。
在图21A和图21B中分别示意性地示出处于收缩构造和伸展构造中的替代的S形通道构架670，所述S形通道构架可以具有改进的行程效率(给出可获得的囊行程的轴向构架长度的更大百分比的变化)，并且具有比构架632更少的部件。S形构架670具有上文关于C形框架构架630所描述的许多部件和相互作用，但是这里是由结构性S形通道构件或框架672形成。每个S形通道框架672具有两个壁644和三个凸缘640，所述框架的近侧壁具有与所述框架的远侧壁的近侧凸缘成一体的远侧凸缘。轴向相邻的S形通道同样是互锁的，并且在所述实施例中，S形通道框架的每一侧具有接纳一个伸展囊660和一个收缩囊662的通道。这允许所有伸展囊和所有收缩囊充分利用共同的行程。此外，虽然针对每个收缩囊具有两个伸展囊，但是可选地可以省略每隔一个伸展囊，而不会改变基本的伸展/收缩功能(尽管可用于伸展的力可能减少)。换句话说，如果省略了标有X的伸展囊660’，则构架可以在整个相同的标称运动范围内保持完全受约束。因此，针对特定的铰接区段，S形通道框架672可选地可以使用三组或仅两组相对的囊。
现在参考图22A，改型的C形框架构架680具有共享C形框架构架630和S形框架构架670两者的各方面的部件，并且在至少一些实施例中可以提供优于两者的优点。改型的C形构架680具有两个不同的大致C形框架或构件：C形框架682和缓冲器C形框架684。C形框架682和缓冲器框架64两者都具有由壁644和凸缘648限定的通道，所述通道具有一定的轴向宽度用于容纳两个囊组件，类似于S形框架672的通道。缓冲器框架684还具有从一个凸缘轴向地延伸到通道中的突出部或凸块686。这些不同的框架形状的相邻轴向表面在凸块686处彼此接合，允许框架相对于彼此枢转，并且有利于总体构架的轴向弯曲，具体地是在使用螺旋形框架构件时。
现在参考图22B和图22C，可以理解图20A-图22A的示意性伸展/缩回框架图与第一示例性的三维构架几何形状之间的关系。为了从图22B所示的示意性改型的C形框架构架680形成轴对称的环形框架构架结构690，框架构件682、684的几何形状可以围绕轴线688旋转，从而产生环状或环形框架692、694。这些环形框架保持了上文描述的壁和凸缘几何形状，但是现在其中环状壁和凸缘是互锁的。环状C形框架682、684在示意性框架680中面向不同的方向，以使得外C形框架环692具有外壁(有时被称为外环形框架692)和径向向内开放的通道，而缓冲器C形框架环694具有径向向外开放的通道和内壁(以使得所述框架有时被称为内环形框架694)。环形凸块696保持在内环形框架694上，但替代地可以形成在外环形框架的相邻表面上(或者使用两者上的相应的特征)。注意到，由于变形可能涉及引起相邻凸缘面的不同角度的扭转，在框架由于弯曲而变形(例如，框架由于下文描述的螺旋形框架结构的铰接而变形)的情况下，凸块696可以增加更多的价值。因此，在一些实现方式中，非变形的环形框架结构可选地可以省略所述凸块。
现在参考图22C-图22F，如上所述，很大程度上执行环形框架构架690的区段的均匀的轴向伸展和收缩。为了围绕环形框架的轴线均匀地推动，三个囊围绕凸缘之间的轴线均匀地分布(其中各中心以120度间隔开)。为简单起见，囊在这里示出为球形，并且同样分成伸展囊660和收缩囊662。在图22D所示的平直伸长构造中，区段的伸展囊660全部完全充胀，而收缩囊662全部完全泄放。在图22E所示的中间长度构造中，两组囊660、662处于中间充胀构造。在图22F所示的短构造中，收缩囊662全部完全充胀，而伸展囊660泄放。注意到，囊的状态保持轴线对称，使得环形框架构架690的所有横向侧(即、所有侧边)上的长度保持一致，并且构架的轴线保持平直。
如参考22G和图22H可以理解的，可以通过伸展囊和收缩囊的子集的不同横向充胀来实现环形框架构架690的轴线的横向弯曲或偏转。在每对铰接的凸缘之间存在围绕轴线分布的三个囊，以使得伸展囊660分成三组660i、660ii和660iii。类似地，存在三组收缩囊662i、662ii和662iii。每组的囊沿着从轴线相同的横向定向对齐。在一些示例性实施例中，沿着特定区段的每组伸展囊(伸展囊660i、伸展囊660ii和伸展囊660iii)联接到相关联的充胀流体通道(例如，用于伸展囊660i的通道i、用于伸展囊660ii的通道ii和用于伸展囊660iii的通道iii，这里未示出通道)。类似地，每组收缩囊662i、662ii和662iii联接到相关联的充胀通道(例如，分别为通道iv、v和vi)，使得每个区段存在总计6个腔体或通道(提供三个自由度和三个定向相关的刚度)。其它区段可以具有单独的流体通道以提供单独的自由度，并且替代的区段可以具有少于6个流体通道。无论如何，通过选择性地使第一横向定向的伸展囊660i泄放并且使相反的收缩囊662i充胀，可以缩短环形框架构架690的第一侧。通过选择性地使其它定向的伸展囊660ii、660iii充胀，并且通过选择性地使这些其它定向的收缩囊662ii、662iii泄放，环形框架构架690的横向相对的部分可以局部地延伸，致使构架的轴线弯曲。通过调节围绕三个相对的伸展/收缩囊定向分布的伸长量和收缩量，可以以三个自由度平滑且持续地移动和控制构架姿态。
现在参考图23A和图23B，如上文参照图21A和图21B所描述的，虽然可以在所有分离的凸缘之间包括囊以使可用的伸展力等最大化，但是为了紧凑、简单和成本，在系统中放弃上述运动学上冗余的囊可能是有利的。为此，具有1-对-l的相对的伸展囊和收缩囊(660i、660ii和660iii；以及662i、662ii、662iii)的环形框架构架可以提供与由图22G-图22H所示的的区段所提供的自由度和运动范围相同的自由度和运动范围(包括两个横向X-Y横向弯曲自由度和轴向Z自由度)，并且还可以控制刚度，可选地在3D空间中、沿不同的定向、以不同的方式调节构架的刚度。这种区段的总自由度可以适当地被认为是4D(X、Y、Z和针对刚度的S)，其中刚度自由度可选地具有3个定向分量(从而提供多达5D或6D)。无论如何，6个流体通道可用于控制区段的4个自由度。
如参照图23C-图23E和图23H可以理解的，具有带有更大数量的内环形框架692和外环形框架694(以及相关联的更大数量的伸展囊和缩回囊)的环形框架构架690’的细长柔性本体与具有更少的环形框架的那些本体相比，常常将提供更大的运动范围。可以通过囊铰接阵列提供的伸长率或Z轴运动范围可以表示为结构的总长度的百分比，其中更大百分比的伸长率提供更大的运动范围。囊阵列沿着具有环形框架690、690’的区段(或更一般地是具有本文描述的伸展收缩构架系统)能够产生的轴向长度的局部变化可以范围是构架总长度的约1％至约45％、典型地为约21/2％至约25％、更典型地为约5％至约20％、并且在许多情况下为约71/2％至约171/2％。因此，环形框架构架690’的更长的轴向区段长度将在收缩构造(如图23E所示)与伸展构造(如图23C所示)之间提供更大的轴向运动范围，同时仍然允许对各中间轴向长度状态的全范围进行控制(如图23D所示)。
如参照图23A、图23B、图23D和图23H可以理解的，设定囊压力以便使环形框架构架690’的一侧(具有相对更大数量的环形框架的一侧)轴向收缩、并且使另一侧轴向延展(伸长)使得构架的轴线横向地弯曲或偏转通过相当大的角度(与具有更少的环形框架的环形框架构架相比)，其中每个框架/框架界面典型地在1至15度的轴向弯曲角度之间，更典型地为约2至约12度，并且常常为约3至约8度。具有环形框架构架的导管或其它铰接的细长柔性本体可以弯曲，其中曲率半径(如在本体的轴线处测量的)为构架外直径的2与20倍之间，更典型地为约2.25至约15倍，并且最经常地为约2.4至约8倍。虽然使用更多的伸展囊660和收缩囊662来提供这种运动范围，但是伸展囊和收缩囊子集(660i、660ii和660iii；以及662i、662ii和662iii)仍然可以各自由单个共用流体供应腔体来供应。例如，在所示的实施例中，6个流体供应通道可以各自用于使16个囊充胀和泄放，其中单个腔体上的囊是沿着一个横向定向对齐的伸展囊660i。
如参照处于图23D的平直构造、处于图23H的连续弯曲构造以及处于图23F的组合的平直和弯曲构造中的环形框架构架690’可以理解的，本文描述的细长构架690’和致动阵列囊结构的示例性实施例可以在功能上分成多个轴向区段690i、690ii。注意到，许多或大多数构架部件(包括框架构件或轴向的一系列框架构件等)和致动阵列部件(包括基底和/或芯部、一些或全部流体通道、囊外管或护套材料等)以及细长柔性本体的许多其它结构(诸如用于诊断、治疗、感测、导航、阀控制以及其它功能的内护套和外护套、电导体和/或光学管道)可以沿着两个或更多个轴向区段连续地延伸，其中相邻区段之间极少或没有差异，并且可选地在相邻区段之间不存在任何功能能力上的分离。例如，具有如图23H所示的两区段式环形框架构架690’系统的铰接本体可以具有轴向连续的一系列内环形框架692和外环形框架694，其跨各接头之间的界面延伸，以使得两个区段可以通过沿着与两个单独的区段相关联的流体供应通道引导类似的充胀流体量和压力而与恒定的弯曲半径协调地弯曲。如参照图23G可以理解的，除了区段的不同铰接状态之外，可选地可能存在极少或不存在一个区段结束而另一个区段开始的位置的可见的指示。
尽管具有许多共享的部件(以及非常简单且相对连续的总体结构)，但是在功能上将细长构架分离成多个区段为总体铰接系统提供了极大的灵活性和适应性。可以通过对两个(或更多个)区段690i、690ii的相对的囊660、662施加适当地不同的压力，可选地可以提供类似的弯曲半径以及不同的刚度。此外，如参照图23F可以理解的，可以通过向各区段的相对的收缩/伸展囊组660i、660ii、660iii、662i、662ii、662iii施加不同的充胀流体供应压力来提供两个(或更多个)不同的期望的弯曲半径、和/或两个不同的横向弯曲定向和/或两个不同的轴向区段长度。注意到，单区段式和双区段式系统的工作空间可以重叠，以使得两种类型的系统能够将端部执行器或工具放置在3D空间中的期望位置(或甚至在整个期望的位置范围内)，但是多区段式系统常常将能够实现附加的自由度，诸如允许端部执行器或工具在6D空间中以一个或多个旋转自由度定向。如图23J所示，具有多于两个区段的铰接系统提供了更多的灵活性，其中环形框架构架690’的所述实施例具有4个功能区段690a、690b、690c和690d。注意到，针对期望的工作空间，可以使用更进一步的设计替代方案来增加系统的功能和成本/复杂性，诸如具有不同长度的区段(诸如提供由具有690b、690c和690d的组合长度的较长的区段支承的相对短的远侧区段690a。虽然已经参照平面构造的区段示出和描述了许多多区段实施例，在平面构造中，所有区段位于单个平面中并且是平直的或处于完全弯曲的构造中，但是还应当完全理解，多个区段690i、690ii等可以沿着不同的平面弯曲并且具有不同的弯曲半径、不同的轴向伸长状态和/或不同的刚度状态，如参照图23I可以理解的。
具有如上文参照图22C-图23I描述的环形框架构架的导管和其它细长柔性铰接结构在灵活性和简单性方面提供了优于已知的铰接系统的巨大优点，具体是用于提供大量的自由度以及当与本文描述的任一流体供应系统联接时。合适的环形框架可以由聚合物(诸如尼龙、氨基甲酸酯、PEBAX、PEEK、HDPE、UHDPE等)或金属(诸如铝、不锈钢、黄铜、银、合金等)形成，可选地使用3D打印、注射成型、激光焊接、粘合剂粘结等。可以首先制造铰接囊基底结构，并且将囊阵列与如上所述的、呈平面构造的基底组装在一起，然后将阵列与构架组装在一起和/或安装在构架上，可选地用粘合剂将基底粘结到内环的径向内表面和/或外环的径向外表面，并且将基底的螺旋形或蛇形轴向部段桥接在环形框架之间。虽然与环形框架实施例相关联的伸展囊660和缩回囊662在本文中示出为球形，但是使用周向细长(并且可选地弯曲的)囊可以增加囊/构架界面的面积，并且由此增强轴向收缩和伸展力。还可以对一般的环形框架构架布置和相关联的囊阵列进行各种各样的修改。例如，不是将囊周向分成三个横向定向，替代的实施例可以具有四个横向定向(+X、-X、+Y和-Y)，以使得四组收缩囊与四组伸展囊相对地安装到框架。无论如何，虽然环形框架构架具有许多能力和灵活性，并且在几何状上是相对简单的，以使得它们的功能相对容易理解，但是具有螺旋形构架构件(如下所述)的替代的伸展/收缩铰接系统可更容易地制造，和/或更容易与铰接囊阵列部件组装在一起，具体地是当使用有利的螺旋形多腔体芯部基底和上述连续的囊管结构时。
首先查看示例性螺旋形框架收缩/扩张铰接系统的部件，图24A-图24E示出致动囊阵列组件以及它们在螺旋形囊组件中的用途。图24F和图24G示出示例性的外螺旋形框架构件和内螺旋形框架构件。在查看了这些部件之后，可以参照图25和图26来理解示例性螺旋形收缩/扩张铰接系统(本文中有时被称为螺旋形推/拉系统)的结构和用途。
现在参考图24A和图24B，示例性多腔体管道或囊组件芯轴具有与上文参照图14-图17所描述的芯部的结构类似的结构。芯部702具有近端704和远端706，带有在它们之间延伸的多腔体本体708。多个腔体710a、710b、710c……在近端与远端之间延伸。单个芯部702中包括的腔体数量可以在3至30之间变化，其中示例性实施例具有3个腔体、7个腔体(其中一个是中心腔体)、10个腔体(包括1个中心腔体)、13个腔体(包括1个中心腔体)、17个腔体(一个是中心腔体)等。多腔体芯部常常将是圆形的，但是替代地可以具有如上所述的椭圆形或其它细长截面。当为圆形时，芯部702可以具有在约.010”至约1”的范围内、更典型地在约0.020”至约0.250”的范围内，并且理想地在约0.025”至约0.100”的范围内的直径712，以供在导管中使用。每个腔体典型地将具有在约0.0005”至约0.05”的范围内的直径714，更较佳地具有在约.001”至约0.020”的范围内的直径，并且理想地具有在约0.0015”至约0.010”的范围内的直径。芯轴典型地将包括挤压成型的聚合物，诸如尼龙、氨基甲酸酯、PEBAX、PEEK、PET、上文标识出的其它聚合物等，并且挤压成型常常将提供围绕每个腔体的超过约0.0015”、常常为约0.003”或更大的壁厚度。示出的示例性的挤压成型的芯部具有约.0276””的OD，并且7个腔体中的每个腔体为约.004”，其中每个腔体由至少.004”的挤压成型的尼龙芯材料包围。
仍然参考图24A和图24B，芯部702的腔体可以具有径向囊/腔体端口716a、716b、716c……，其中每个端口包括穿过芯部702的壁并且分别进入相关联的腔体710a、710b、710c……形成的一个或多个孔洞。这些端口在这里被示为一组5个孔洞，但是可以使用1个或更多个孔洞形成，其中这些孔洞典型地是圆形的，但是可选地是轴向细长和/或成形的，以便减小穿过其中的流体流的压降。在其它实施例中(并且具体地是具有由单个腔体供应充胀流体的多个囊的那些实施例)，在腔体与囊之间具有显著压降可能帮助使囊的充胀状态变均匀，以使得每个端口的总截面可选地可以小于腔体的截面(和/或通过将端口限制到一个或两个圆形腔体)。典型的端口可以使用1至10个孔洞形成，所述1至10个孔洞的直径在相关联腔体的直径的10％与所述腔体的直径的150％之间、常常为从25％至100％，并且在许多情况下具有在0.001”至0.050”之间的直径。在端口中包括多于一个孔洞的情况下，它们常常在比囊的长度短的跨度内分组在一起，因为每个端口将被包含在相关联囊中。端口之间的间距将对应于囊之间的间距，以便促进从轴向相邻的囊来对每个囊进行密封。
关于向哪些端口开放哪些腔体，沿着芯轴的远侧部分的端口常常将成组地形成，每一组构造为向和从相关联的一组囊提供流体流动，所述一组囊针对铰接的柔性本体的特定铰接区段将沿着芯部的环分布(一旦芯部弯曲成螺旋形构造)。当芯部中腔体的数量足够时，针对铰接设备的不同区段常常将存在单独的端口组。每一组的端口常常将沿着多腔体芯部702的轴线形成周期性型式，以使得这些端口提供到M个不同腔体(M是待围绕铰接设备轴线分布的不同囊定向的数量，常常为3或4，即腔体710a、腔体710b和腔体710c)中的流体连通，并且所述型式重复N次(N常常是沿着所述区段的每个定向的收缩囊的数量)。因此，多腔体芯部管道可以用作基底，所述基底支承囊并且限定上述囊阵列位置和上述相关联的流体供应网络。可以为收缩囊和扩张囊提供单独的多腔体芯部702和相关联的囊阵列。
作为一个示例，可能期望端口型式包括用于导管的特定区段的3X 5收缩囊阵列。当所述区段要具有三个横向囊定向(M＝3)和沿着每个横向定向对齐的5个收缩囊(N＝5)时，所述组端口可能是合适的。在所述示例中，所述组中的最远侧端口716a可以通过芯部的外表面形成为进入第一腔体710a中，下一个近侧口716b形成为到腔体710b，接下去的端口716c形成为到腔体710c，以使得第一批3(M)个囊限定一个“a、b、c”的型式，它将通入最终将位于所述组的最远侧的螺旋形环上的三个囊。对于螺旋形盘绕件的5个环，相同的型式可以重复5次(例如：a、b、c、a、b、c、a、b、c、a、b、c、a、b、c)，所述螺旋形盘绕件的5个环将支承去往流体供应系统的区段的所有15个收缩囊，使得沿着所述区段的每个定向的5个收缩囊与共用的供应腔体流体连通。在区段将包括与收缩囊1对1地相对地安装的扩张囊的情况下，单独的多腔体芯部和相关联的囊可以具有类似的端口组；在所述区段将包括与每个收缩囊相对地安装的2个扩张囊的情况下，可以设置两个单独的多腔体芯部，每个具有类似的端口组。
如果相同的多腔体芯将流体供应到另一独立区段(并且支承其囊)，那么另一组端口可以设置成与第一型式轴向相邻，其中，第二组的端口形成为M’X N’型式，针对任何额外的区段，所述第二组的端口形成为进入螺旋形盘绕件的不同腔体中(例如，在M’＝3和N’＝5的情况下：d、e、f、d、e、f、d、e、f、d、e、f、d、e、f)等。注意到，对于使用单个芯部的不同区段，周向囊的定向的数量(M)常常将是相同的，但在一些情况下可以是不同的。当M在同一个芯部的不同区段之间不同时，端口(以及安装到芯的相关联的囊)之间的间距也可能发生变化。对于同一个螺旋形芯部的不同区段，轴向对齐的收缩囊的数量也可以是不同的，但是常常将是相同的。还注意到，对于特定多腔体芯上的特定区段，所有囊(和相关联的流体腔体)典型地将是仅伸展囊或仅收缩囊(因为伸展囊和收缩囊阵列布置在至少部分地由下述较佳的螺旋形框架结构分开的螺旋形空间中)。可以将单个、简单的端口型式布置在芯轴702的近端附近，使每个腔体与歧管的相关联阀板对接，这里的端口定尺寸为最小化与阀板厚度对应的压降和端口到端口间距。无论如何，所示出的示例性芯部具有使用5个孔洞的组(每个孔洞具有.006”的直径，所述组内的中心线间距为.012”)形成的远侧端口，其中这些组轴向地分开约0.103”。
仍然参考图24A和图24B，用于形成适合于铰接的两个远侧区段(每个区段具有3X4囊阵列)的端口的示例性激光钻孔型式可以以表格的形式概述为如表1中所示：
表1
θ1、θ2和θ3在这里指示三个横向弯曲定向，并且指示为M＝3，一旦囊/轴组件被盘绕，则囊典型地将具有分开约120度的中心线。因此，沿着平直的轴(在盘绕之前)的端口之间的中心线间距典型地将对应于最终铰接的结构的具有约120度弧角的螺旋形区段长度，两者都在区段的特定N子集内和相邻的N子集之间。然而，每个周向子集沿着横向弯曲轴线的对准并不一定意味着相邻囊精确地以120度分开，或者当区段处于所有构造中时，子集的N个囊恰好平行于所述轴线对准。例如，螺旋形芯部可能存在一定的与轴向伸长相关联的退绕，并且可能有益的是，(当从横向弯曲子集的囊到囊时)使囊沿着特定的弯曲定向趋向稍微周向地围绕轴线，以使得横向弯曲在更多的区段状态中更接近于为更平坦的。囊之间的间隔在各区段之间可以保持一致，或者可以稍微更长以适应囊/轴组件到框架以及内护套和外护套的固附。用于近端的钻孔型式式可以稍微更简单，因为可以钻出单个端口来在每个腔体与歧管组件的相关联的阀板模块之间提供流体连通，如表2所示：
表2
钻孔到腔体#s
板1 1
板2 2
板3 3
板4 4
板5 5
板6 6
板7
板8
应当注意，所述表格数据提供了板的阀与铰接囊的子集之间的相关性，以及因此系统的运动学之间的相关性。因此，当铰接结构与歧管较佳地在以即插即用的方式联接时，系统处理器常常将能够访问所述数据或相关数据。类似的(尽管可能不同)钻孔型式可以使其它多腔体芯部的钻孔型式与阀和运动学相关。
现在参考图24C和图24D，柔性囊壁材料718制成的连续管可以通过周期性地改变管壁材料的直径而形成，以形成由较小的轮廓密封区722分开的一系列囊形状720。囊管718可以包括约9至约290个规则地间隔的囊形状720，其中密封区典型地具有的内直径大约等于上述多腔体螺旋形芯轴702的外直径。在一些实施例中，当形成囊管时，密封区的内直径可显著大于相关联的芯部的外直径，并且在组装囊管和芯轴之前或期间，密封区的直径可以减小(诸如通过热收缩或轴向拉伸成形)。密封区可以具有在约0.025”至约0.500”之间、常常在约0.050”至约0.250”之间的长度。减小密封区域的长度允许针对给定的导管尺寸增大囊的长度，以便提供更大的囊/框架接合界面(以及因此更大的铰接力)，而较长的密封区域可以促进囊之间的组装和密封以避免铰接通道之间的串扰。
仍然参考图24C和图24D，囊管718的囊形状720可以具有这样的直径，其比密封区的直径大了约10％至约200％，更典型地大了约20％至约120％范围内的量，并且常常为约40％至约75％。囊管718的厚度常常将随着管的变化的局部直径而轴向地改变，形成囊形状的局部较大的直径部分可选地在从约0.00008’(或约2微米)至约0.005”、典型地为从约0.00.1”与约0.003”的范围内。囊管718可以最初形成为具有恒定的直径和厚度，并且所述直径可以局部地扩张(通过吹塑成形、通过真空成形、通过吹塑成形和真空成形两者的组合，或者通过以其它方式沿着囊形状720处理管材料)，和/或囊管的直径可以局部减小(通过热收缩、通过轴向拉伸成形、通过热收缩和拉伸成形两者的组合，或者通过以其它方式沿着密封区处理管材料)，其中常常处理管材料以便沿着期望的囊形状使直径局部地扩张和沿着密封区使直径局部地收缩。用于形成囊管的特别有利的技术可以包括使用挤压成型的聚合物管波纹机，包括可以从Unicore、Corma、Fraenkische等商购获得的垂直小钻孔波纹机。用于此类管道波纹机的合适的定制模具可以从GlobaiMed、Custom Pipe、Fraenkische等商购获得。更先进的制造技术可以允许使用机器人梭式波纹成型机(robotic shuttlecorrugator)和定制模具实现吹制或真空波纹，具体地是当期望沿着连续的管改变囊的尺寸或间距时。应当注意，虽然示出单个连续的囊管，但是可以将多个囊管(每个具有多个(或在一些情况下，至少一个)囊形状)密封地安装到单个芯部上。无论如何，密封区常常将具有大于球形形状的材料厚度的材料厚度。
如图所示，囊管718的囊形状720在组装之前可以各自具有相对简单的圆柱形中心部段。囊中心部段与密封区之间的锥体可以采取多种形状中的任一种。所述锥体可以是例如大致圆锥形、圆形或方形，并且较佳地将是相对较短的，以便针对给定的着陆区长度允许更大的囊/框架接合。还可以提供更复杂的实施例，包括形成具有弯曲圆柱形中心部段的囊形状，可选地同时使锥体的表面起波纹或成波浪形，以使得囊管总体保持相对平直的。每个中心部段的长度典型地足以围绕期望的囊组件螺旋线的轴线定义从5至180度、更典型地为从约10至约50度的弧角，中心部段的长度常常在约0.010”至约0.400”的范围内、更典型地为从约0.020”至约0.150”、并且多次在约0.025”至约0.100”的范围内，以用于医疗应用场合。在约0.059”的总囊长度(包括锥体)上，示例性囊形状可以具有约0.051”的外直径。
如参照图24C、图24D、图24E和图24E-1可以理解的，囊管718可以密封地固附到芯部702，并且然后芯部/囊管组件可以形成为期望的螺旋形形状。可以使用粘合剂(诸如上文描述的任一种，常常包括UV固化的粘合剂)热粘结、激光粘结、芯片粘结等来将囊管密封在螺旋形芯部之上。囊的密封也可以受益于布置在囊材料之上的压缩结构，以帮助在囊充胀时维持管/芯部接合。合适的压缩结构或技术可以包括回缩到密封区上的热收缩材料(诸如PET)的较短的部段、围绕密封区周向包裹并用粘合剂粘结的高强度丝线绕组、在密封区之上锻压类似于的标记带的金属环结构、在密封区域之上的小孔卷曲夹具、将囊管热收缩和/或拉动成形到芯部上等。这些中的任何两种或更多种也可以组合，例如，通过围绕密封区将粘合剂注射到囊管中而将囊管用粘合剂粘结到芯管，将囊管和周围的PET套筒在密封区之上热收缩，然后将金属标记带锻压在密封PET套筒之上(以使得套筒提供应变释放)。无论如何，端口716将较佳地布置在相应的囊形状720内，并且在囊/芯部组件730以图24D所示的平直构造密封在一起之后将保持打开。囊/芯部组件从平直构造到图24E所示的螺旋形弯曲构造的形状设定可以通过将组件缠绕在心轴周围和/或缠绕在心轴内并且对所缠绕的组件进行加热来实施。螺旋形通道可以包括在心轴中，其也可以具有离散的囊接纳部或特征，以帮助确保囊组沿着期望的横向囊轴线对齐。无论如何，芯部/囊组件的形状设定可以帮助设定囊的M个不同的横向定向，使得每一组的囊720i、720ii、720iii对准，如24E-1中所见。如其它地方所指出，由于在轴向伸长等期间盘绕的组件的几何形状发生一些轻微变化，当铰接结构和/或其部件处于一些构造中时、包括在静止时，在具有相同的横向弯曲定向的囊之间可能存在一些轻微的周向偏移。
参考图24E-2，替代的囊管718’具有通过密封区722联接在一起的多个预弯曲囊形状720’，以便于将囊/芯部组件形成和/或保持为处于螺旋形构造中。替代的囊管718’的总体构造是平直的，并且在预弯曲的囊形状720'与密封区722之间提供不对称的波纹过渡部分725可能是有益的。波纹过渡部分725可以具有与沿着螺旋线的至少外部径向部分的波纹状吸管类似的形式，并且代替或者除了这里示意性地示出的预弯曲之外，囊形状可选地可以沿着所述外部部分具有波纹。囊形状、过渡(部)和密封区可以通过在加工的或印刷的工具作业中使用医疗囊吹制技术的吹塑模制、通过利用波纹系统的移动工具作业的吹塑模制等来形成。
参考图24E-3，示出了囊管718的密封区722与多腔体芯部702的外表面之间的示例性密封的细节。在一些实施例中，囊管718到芯部702的粘结711采用粘合剂、热粘结、激光粘结等，并且足以抑制相邻的囊之间的流体流动。可选地，径向压缩材料带713可以布置在囊管和芯部之上，以在相邻的囊中的一个或两个被充胀时帮助维持密封接合。合适的带可以包括金属并且可以褶缩或锻压到组件上，其中所述带可选地包括薄的管状标记带状结构(可选地包括不锈钢、银、金、铂等)，所述结构使用标准标记带锻压工具和技术锻压上。替代的压缩带可以包括诸如尼龙、聚酯、Spectra等的聚合物的柔性丝线，并且可以缠绕在囊管和芯部之上和用粘合剂粘结。其它的替代压缩带可以包括微压接夹具等。应变释放管715(可选地包括PET等)可选地可以设置在带713与囊管718之间，以抑制沿着带的边缘的损伤，和/或带可以在端部处径向向外张开。较佳地，带和任何应变释放管将被压缩到囊上，以使得带和应变释放管的外表面的一些或全部凹陷到相邻的囊管的附近或甚至下方，类似于标准标记带褶缩到标准导管管材上的情况。
现在参考图24F和图24G，可以分别看到示例性的内螺旋形C形通道框架732和外螺旋形C形通道框架734。内螺旋形框架732和外螺旋形框架734包含了图22a所示的改型的C形通道框架680，但是具有由带有沿着其近侧和远侧螺旋形边缘的凸缘740的轴向连续的螺旋形壁736的所限定的C形通道。螺旋形凸缘由相对的囊轴向接合，并且允许囊充胀以类似于上述环形框架的环状凸缘的方式使构架和导管(或其它可铰接的本体)局部地轴向收缩和/或伸展。可选的螺旋形凸块742轴向突出到内环形框架734的通道中，以允许框架沿着凸缘/凸缘接合部抵靠彼此枢转，使得所述凸块替代地可以包括在外框架的凸缘上或两者上(或者可以包括轴向夹在两个框架的凸缘之间的单独的结构)。替代的实施例可以完全放弃这种枢转结构。
现在参考图25A-图25D，示例性的柔性伸展/收缩螺旋形框架铰接结构750(本文有时称为推/拉式螺旋形结构)的区段包含了图24A-图24G所示的部件，并且提供了图22B-图22I所示的环状伸展/收缩框架实施例的功能。推/拉式结构包括由内螺旋形框架732和外螺旋形框架734限定的构架，并且还分别包括三个囊/芯部组件730a、730b和730c。每个囊/芯部组件包括在三个横向定向上的一组囊720i、720ii和720iii。囊/芯部组件730b沿着螺旋形空间延伸，所述螺旋形间轴向地位于内框架的凸缘与外框架的凸缘之间，并且径向地位于内框架的壁与外框架的壁之间，使得框架沿着所述囊/芯部组件重叠。因此，当囊/芯部组件730的囊720充胀时，它们将相邻的凸缘推开并且增加框架的重叠，引起构架的轴向收缩，使得所述组件的囊充当收缩囊。相反地，囊/芯部组件730a和730c仅与内框架732(在组件730a的情况下)或外框架734(在组件730b的情况下)径向相邻。组件730a、730c的囊720的扩张会轴向推动抵靠框架，从而减少框架的重叠，并且与组件730b的囊720的充胀相对地起作用。因此，组件730a、730c的囊720充当伸展囊。
现在参考图25A-图25C，当组件730b的所有收缩囊720充胀并且组件730a、730c的所有伸展囊泄放时，推/拉式结构750处于如图25A所示的平直短构造中。伸展囊的均匀的部分充胀以及收缩囊的均匀的部分泄放将推/拉式结构750铰接到平直的中间长度构造，并且组件730a、730c的所有伸展囊的完全充胀(以及收缩囊的泄放)使所述结构完全轴向地伸长。与环形推/拉式框架一样，使沿着组件730b的一个横向定向的收缩囊720ii充胀(伴随着组件730a、730b的伸展囊720ii的相应泄放)局部地减小了构架沿着所述侧的轴向长度，而组件730b的收缩囊720i的选择性泄放(伴随着组件730a和730c的伸展囊720i的相应充胀)局部地增加了构架的长度，从而导致图25E示出的完全横向弯曲的构造。注意到，沿着720iii定向的伸展和收缩囊可以与定向720ii的伸展和收缩定向囊一起充胀和泄放，以便保持如所示出的附图平面中的曲率。如上文关于环形框架实施例所描述的，结构的刚度可以均匀地或局部地进行调制(具有轴向和/或定向变化)。类似地，可以确定沿着每个定向的伸展和收缩囊的数量(所述数量常常与组件730a、730b等的环的数量相关联)，以提供期望的运动范围、分辨率和响应。如参照推/拉式环形框架实施例所描述的，结构的总体铰接部分常常将分成多个独立可控的区段。
现在参考图25F，推/拉式结构750常常将包括外柔性护套752和内柔性护套754。护套752、754可以在远侧密封件756处、在组件730的充胀腔体和囊的远侧密封在一起，并且一个或多个近侧密封件(未示出)可以设置在囊的近侧和/导管结构的近端附近，以便提供围绕铰接囊的密封体积。可以对所述密封体积施加真空，并且可以监测真空，以验证患者体内的囊或充胀腔体系统中不存在泄漏。
现在参考图26A和图26B，替代的推/拉式结构省略了两个伸展囊组件730a、730c中的一个，并且使用如上文参照图23A和图23B所述的1对1的伸展/收缩囊对置布置。注意到，所述实施例保持与外框架734径向相邻的囊组件730c(以使得即使在护套被移除的情况下也不会看到囊)。替代的实施例可以保持组件730a并放弃组件730c(例如，以使得可以通过透明的护套看到囊)。
现在参考图27，示出了替代的芯部结构的短区段以进行比较。芯轴702具有约0.028”的外直径和7个腔体，其中6个周边腔体(外围的腔)具有约0.004”的内直径，容易用于形成相关联的端口，并用于向囊和从囊传递充胀流体。例如，可以使用中心腔体来监测真空系统，以验证系统的完整性。芯轴702可以例如在14-15Fr(弗伦奇，法制单位)导管系统中使用，所述导管系统具有两个区段，每个区段能够提供多达120度的弯曲(或者可替代地为更多或更少的弯曲，取决于每个通道上组合在一起的囊的数量)，其中这种系统可选地能够提供足以适应导管在3英寸或更小空间内、理想地在21/2英寸或更小空间内、并且在一些情况下在2英寸或更小空间内的180度弯曲的弯曲半径。这种系统例如对结构性心脏治疗、并且具体地对二尖瓣递送、定位和/或植入可能是有益的。
仍然参考图27，其它治疗可能受益于更小的导管轮廓，并且不需要从15Fr导管可获得的弯曲力。诸如来自心脏心房内的AFib消融的电生理学治疗可能是将受益于可以使用本文描述的系统在小结构中提供的自由度的治疗的良好示例。将15Fr系统按比例缩小为7-8Fr消融导管可能会使用直接按比例缩放的芯部762，所述芯部具有芯部702的总体外直径的一半和腔体内直径的一半，因为材料中的包含压力的应力将会随着腔体直径而缩放。然而，维持最小腔体壁厚度高于0.002”、较佳地等于或高于0,0025”、并且理想地等于或高于约0.003”可能具有成本益处。为此，并且为了沿着共用的螺旋形芯部以及期望的小弯曲半径向两个3D推/拉式区段提供6个收缩或伸展腔体，可能有益的是，使用具有6个腔体的径向伸长的芯部764，这些腔体全部由至少0,003”的材料包围。芯部764具有芯部702的一半的轴向高度，并且其径向宽度小于14-15Fr系统的囊直径的一半。可能有益的是，使截面的径向(细长)尺寸小于安装于其上的囊的充胀内直径，以抑制充胀流体陷在囊的一个轴向侧(远离充胀端口)上。
更进一步的优点可以通过将7Fr芯部762的更小的腔体和壁厚度尺寸应用于15Fr导管芯部尺寸来提供，因为这导致12个充胀腔体的芯部766。所述实施例的大的第13个腔体可以帮助增强区段的柔韧性，并且同样可以用于使用真空系统来监测系统的完整性。12个腔体可以允许例如连续的推/拉式结构具有4个独立可控的3D形状(4D形状+刚度)区段。16个充胀腔体的芯部768将更小的腔体和壁厚与径向细长的截面相结合，允许5个独立可控的3D区段。应当理解，使用已知的且相对低成本的多腔体挤压成型技术，可以在更小的轮廓下获得更多数量的腔体。
应当理解，更进一步的替代实施例可以利用本文描述的有益的部件和组件。例如，如根据以上关于图3-图12所示的柔性结构中的许多柔性结构的公开内容可以理解的，囊的充胀可以通过螺旋弹簧或其它偏置结构弹性地抵抗，使得当充胀流体从囊释放时，弹簧使囊泄放并且将柔性本体朝向囊充胀前的状态推回。在上述的推/拉式环形框架和推/拉式螺旋形框架实施例中，不是依赖于每个区段的6个专用的相对的扩张和收缩囊通道(沿着每个横向定向提供独立的收缩和扩张)，而是两个或多个通道(来自相同的区段或来自不同的区段)可以分组在一起以用作常见的偏置结构或流体弹簧。作为示例，沿着两个相邻的区段的所有收缩囊可以向被充胀至小于全压力的单个腔体开放。调节不同组的伸展囊的压力仍然可以允许伸展囊以三个独立的自由度来将每个区段铰接，因为分组的收缩囊可以选择性地被伸展囊(像盘簧那样)压倒或可以允许使伸展囊泄放。在一些实施例中，不是依赖于伸展囊或收缩囊的分压力，可以将弹性体材料安装在区段的一些或所有伸展囊或收缩囊的芯部上，以便被动地与一组囊对抗。
现在参考图28，用于向系统的致动囊和从系统的致动囊导引充胀流体的铰接控制器770典型地将具有这样的硬件和/软件：所述硬件和/软件构造和编程为响应于由系统用户输入的指令轨迹772总体试图使可铰接的结构采取新的实际位置或状态X实际。本文描述的许多铰接的柔性结构可以包括在可以使用与连续体机器人相关联的技术进行分析和控制的机器人系统中，并且所述铰接的结构常常将受到更多接头的欠约束，于是可以使用标准控制器直接进行控制。这些过量的或冗余的自由度常常由控制器770使用内部顺应性进行管理并使其协作，所述内部顺应性引导各接头相对于区段内的下一个接头处于类似的角度。控制器770在区段内具有相等的接头角度以供求解控制方程式。与引起远离较佳定向的弯曲相关联的区段偏置(例如朝向直线)和应变致使内部接头具有处于类似的相对角度的偏好。系统的处理器典型地将具有用于确定可铰接的结构的下一个期望位置或状态Xi期望的软件模块，并且将应用逆向导管运动学774来确定下一个期望的接头状态Θi期望。确定实接头状态和下一个期望的接头状态之间的差异以限定接头误差，并且可以将期望的接头状态以及接头误差向前馈送到接头轨迹规划器776以定义接头误差轨迹。所述接头轨迹可以用于逆流计算778中，以确定可以被馈送到闭环阀控制器780中以提供致动接头状态的指令信号。在一些实施例中，阀的闭环控制可以取决于压力感测，并且可以用于控制如由阀逆运动学确定的具体压力。导管动力学和对致动接头状态的力学反应(以及相关联的环境与导管的相互作用，诸如组织力等)导致铰接导管系统的新的实际位置或状态X实际。
在一些实施例中，可以省略关于控制器对铰接系统的实际位置或状态的反馈，但是其它实施例可以受益于这种反馈，以提供更精确的移动以及指令输入与实际状态变化之间的更好的相关性(从系统用户的角度)。为此，控制器可选地可以使用一个或多个闭环反馈路径。在一些实施例中，部分或完全在铰接结构782外部的反馈系统可以这样来感测导管或其它铰接结构的实际位置或状态，即，使用定位传感器784，诸如电磁导航系统、超声导航系统、联接到3D成像的图像处理(诸如双平面荧光透视、磁共振成像、计算机断层扫描、超声检查、立体相机等；其中，成像模态可选地还可以用于产生呈现给系统用户的图像以供图像导引的铰接)。在许多实施例中，将使用在内部闭环反馈系统786下从铰接系统本身获得的信号来提供反馈。为了获得铰接结构所测量的形状或状态，可以采各种已知的传感器技术作为铰接结构形状传感器788，包括光纤形状传感器(诸如使用光纤布拉格光栅的传感器)、电气形状传感器(诸如使用弹性可变形电路部件的传感器)等。可以使用逆运动学来处理所测量和/或感测的信号以导出相关联的测量值和/或所感测的接头状态。此外，常常将可从系统的压力传感器获得囊阵列压力信号，以及将压力与铰接系统的接头或形状状态相关联的信息。引导到铰接囊和从铰接囊排放的充胀流体的历史也可用于帮助确定所估计的存在于每个囊(或在共用充胀腔体上的一组囊)中的充胀流体量。在囊以相对或平行的方式安装的情况下，这些相关囊在不同通道上的压力和充胀流体量可能也是可获得的。可以使用接头运动学处理器790来处理这些压力信息中的一些或全部，以确定压力导出的接头位置或状态(包括构成柔性结构运动链的压力铰接接头的导出位置ΘL导出)。接头运动学处理器790还可以使用压力信息、较佳地连同内部定位信息和/或外部定位信息来导出接头上的载荷，以便确定如由接头轨迹规划器776等使用的运动极限775。在多于一个可获得的情况下，基于外部定位的反馈接头状态、基于内部形状传感器的接头状态以及压力导出的接头状态可以矫正792，并且将所矫正的(或以其它方式可获得的)接头状态与期望的接头状态进行比较来确定接头误差信号。
现在参考图29，可以理解用于控制本文描述的导管或其它铰接的细长柔性本体的形状的示例性数据处理结构800。许多数据处理发生在可重复使用的驱动器804的控制器板802上，其中驱动器可选地包括手持式资本(固定)设备单元。输入设备806可选地可以包括具有有线或无线数据遥测的单独的工作站(以便当与荧光透视系统的辐射场分离时，允许例如介入心脏科专家等执行手术程序的一部分)，或者输入设备806可以是集成到手持式驱动器中的用户界面，或两者。较佳地，阀歧管808将包括本文描述的模块化板歧管结构中的一个，并且将包含在手持式驱动器单元804内。罐810可以固附到驱动器(直接地或通过将导管联接到驱动器)，并且常常将包括在部署展开系统的手持式近侧组件内，所述部署展开系统包括驱动器、导管的近侧接口以及在使用期间导管的其它近侧部件(诸如心脏瓣膜致动或展开装置813等)。类似地，系统的电池(未示出)可以集成到驱动器804中，可以安装到导管的近侧接口，或两者。
用于与驱动器804一起使用的导管812或其它细长柔性本体一般将具有与驱动器的接纳部816相配合的近侧接口814。如参照以上描述可以理解的，近侧接口与接纳部的配合常常将在导管的囊阵列与歧管组件的阀之间提供密封的流体连通。近侧接口与接纳部的联接也可以导致驱动器818的电触点与导管820的电触点的联接，从而有利于访问内部形状传感器数据、外部定位数据(其可以采用关于导管和外部电磁传感器系统等的动力基准)。还可以促进导管与驱动器之间的更进一步通信，包括导管标识数据的传递(其可以包括用于构造控制器的导管类型、唯一导管标识符，以帮助抑制导管等的不合期望并且可能有害的重复使用等)。作为所述数据的电通信的替代方案(或附加于其)，导管812可以在近侧接口814上或附近具有RFID、条形码或其它机器可读标签，并且驱动器804可以包括相应的读取器一个或在接纳部816附近。
现在参考图30A-图31，具有单个多腔体芯部的替代的囊铰接结构850可以特别良好地适用于较小的轮廓应用场合，诸如用于尺寸小至2或3Fr的微导管、导丝等。铰接结构850总体具有近端852和远端854，并且可以在它们之间限定轴线。结构的框架856在图30C中单独示出并且大致是管状的，具有通过轴向支柱(支撑件)860互连的一系列环858。可以在每对相邻的环之间提供两个支柱，其中这两个支柱在周向上偏移约180度；邻近的环对之间的轴向相邻的支柱可以偏移约90度，促进框架在沿正交横向弯曲定向的横向弯曲。如从本文描述的许多现有框架结构将会理解的，环858之间的对置表面区域对将利用框架850的横向弯曲而移动得更靠近在一起和/或更远地分开，使得可以使用囊来控制这些区域之间的偏移以及由此控制框架的弯曲状态。
多腔体芯部862在图30B中单独示出，并且当使用时在框架856的腔体内轴向延伸(如图30D所示)。芯部862包括围绕中心腔体868的多个周缘腔体864。中心腔体868可以作为铰接结构850的工作通道保持打开，以允许铰接结构在导丝之上前进，用于使导丝或工具前进穿过铰接结构等。偏心囊872的阵列870轴向地和周向地围绕多腔体芯部分布，其中阵列再次采用M x N阵列的形式，其中囊的M个子集周向地分布，M个子集中的每一个沿着横向弯曲定向对齐(M这里为4，其中如上所述，替代实施例具有1、2、3或其它数量的周向子集)。M个子集中的每一个包括N个囊，其中N典型地为从1至20。每个子集的N个囊可以与相关联的周缘腔体864流体连通，使得它们可以作为一组被充胀。偏心囊872可选地可以通过以下方式形成：在选定的周缘腔体864之间钻出去往芯部的本体的外表面的端口，并且将固附在多腔体芯部862的钻孔的本体之上的囊壁材料管制成的管与密封地固附到芯部的多腔体本体的外表面的囊管的内表面固附在一起。替代地，偏心囊可以与多腔体芯部结构成一体，例如，其中囊是通过以下方式形成的：局部地对多腔体芯部的适当区域进行加热并对芯部的下面的腔体进行加压，以便局部地径向向外吹制芯部的多腔体本体的材料来形成囊。无论如何，囊从多腔体芯部的本体横向地延伸，其中囊可选地包括顺应囊、半顺应囊或非顺应囊。充胀的囊的形状可以是大致球形、半球形、肾形(围绕芯部的轴线周向地弯曲)、圆柱形(典型地长度:直径纵横比小于3:1，其中长度径向地或周向地延伸)、或这些形状中的两个或更多个的某个组合。
当多腔体芯部862与框架856组装在一起时(如图30A、图30C和图30D中那样)，多腔体芯部的本体接纳在框架的腔体中，并且囊872设置在环858的对置的各表面之间。通过选择性地使沿着横向弯曲定向之一对齐的囊872的一个子集充胀，并且通过选择性地使相对的囊子集(从充胀囊偏移约180度)泄放，可铰接的结构850的轴线可以被弯曲。控制相对的囊子集的充胀压力可以改变可铰接的结构850的曲率和刚度两者，其中增加相对的充胀压力使刚度增加，而减小相对的充胀压力使刚度减小。横向偏移囊组(例如，围绕轴线处于90度和270度)的变化的充胀可以类似地使结构沿正交弯曲定向可变地弯曲并且控制沿该方向的刚度。
如参照图31可以理解的，单芯部组件的轮廓可能相当小，其中示例性实施例具有的框架856的外直径874为约1.4mm，多腔体芯部862的本体的外直径876为约0.82mm，并且周缘腔体864的内直径878为约0.10mm。多腔体芯部本体和囊可以包括聚合物，诸如上文描述的挤压成型部或囊材料中的任一个，并且框架可以包括聚合物或金属结构，所述框架可选地通过模制、在材料管中切割横向切槽、3D打印等形成。注意到，示例性多腔体芯部结构包括8个周缘腔体，而所示出的区段利用4个腔体以两个自由度来铰接所述区段；第二区段可以与所示的区段轴向地联接以提供附加的自由度，并且当要包括还有其它的区段时可以提供更多的腔体。
现在参考图32A和图32B，另一个替代的铰接结构880分别以弯曲构造和平直构造示出。铰接结构880包括框架882，所述框架可选地通过以下方式形成：在管状材料中切割横向狭缝并且在这些狭缝附近使管壁局部地向内弯曲以形成搁架或凸片884。所切割的管状材料可以包括聚合物(可选地浸渍有PTFE的聚合物，诸如TeflonTM)或金属(诸如海波管或超弹性合金诸如NitinolTM合金)。替代地，也可以通过3D印刷等来形成类似的结构。搁架884具有在狭缝近侧和远侧总体上横向于管状轴线延伸的表面。囊886可以布置在对置的搁架884之间，并且可以使铰接结构880的轴线横向地偏转，其中囊可选地从多腔体芯部本体偏心地延伸(如上文关于图31所描述的)，具有沿着铰接结构的螺旋形囊/芯部绕组(如上文关于图24所描述的)，通过将囊层粘结到基底材料上而形成(如上文关于图10所描述的)等。
现在参考图33A，囊活塞系统890可以用于在远侧部件之间提供轴向铰接，和/或提供围绕本文描述的任何细长铰接结构的远侧轴线的旋转。囊活塞系统890可以采用充胀流体来驱动轴向和/或旋转移动，其中流体典型地沿着基底内的细长柔性结构朝远侧流动。因此，囊活塞系统890可以例如与腔内假体递送系统一起用来旋转地定位轴向不对称二尖瓣假体与二尖瓣对准，以便从具有自扩张框架的瓣膜假体朝近侧抽出护套，等等。
系统890一般包括呈板892形式的活塞，所述板固附到第一囊896与第二囊898之间的轴向可滑动轴894。穿过可滑动轴894的端口在囊与多腔体供应轴900的第一腔体和第二之间提供流体连通，其中第一供应腔体与第一囊896流体连通，而第二腔体与第二囊898流体连通。两个囊之间的差压作用在活塞上并且引起可滑动轴894的轴向运动，这可用于轴向致动安装到铰接结构的可动部件(诸如用于将护套从自扩张支架或瓣膜假体拉回)。可选地，位于可滑动轴894的远端处的导螺杆或螺纹902可以接合相应的可旋转部件904的螺纹(其中所述部件通过旋转支承表面等保持在轴向位置处)。因此，活塞系统890也可以用于提供安装到铰接结构的部件的旋转。
现在参考图33B，替代的增量旋转系统910提供围绕导管或其它铰接结构的轴线的增量旋转，典型地在导管的远端附近。增量旋转系统910利用一对或多对相对的囊912a、912b；912a’、912b’；……，其中囊较佳地安装在朝远侧延伸(并且可选地，在一些或所有囊之间朝近侧和远侧缠绕)的一个或多个多腔体芯轴上。(一个或多个)芯轴可以采取去往旋转系统910的多个不同路径，其中该(一个或多个)芯轴可选地从相邻的铰接区段的芯轴朝远侧继续延伸，或以其它方式在内护套914与外护套916之间围绕导管的周缘延伸；或者替代地，旋转系统芯轴可以包括在内导管中，所述内导管朝远侧延伸穿过另一个铰接导管的工作腔体(诸如图25F所示的内护套的腔体)；等等。囊912的形状总体上为圆柱形，其中囊的轴线沿着导管的轴线延伸，并且囊对布置在由轴向肋918界定边界的轴向通道内。肋918可以固附到内护套914或外护套916(这里固附到内护套)的远侧部分上，而布置在每一对囊之间的凸缘固附到另一个(这里固附到外护套)。
通过交替地使每一对的相对的囊中的第一囊912a、912a’……充胀，而同时对所述对中的第二囊912b、912b’……泄放；然后在第二囊充胀时允许第一囊泄放，所述囊可以使外护套916的远侧部分围绕导管922的轴线相对于内护套914旋转，其中外护套的远侧部分来回旋转。外护套的该来回旋转可以用于通过包括(一个或多个单向)夹子926来使可旋转护套924增量地旋转，该(一个或多个单向)夹子926从外护套径向地延伸以弹性地接合可旋转护套的内表面，其中所述夹子沿期望的旋转方向周向成角度(倾斜)。夹子926典型地具有尖锐的外边缘，可选地包括金属或高强度聚合物，其允许可旋转护套在沿期望方向旋转时滑动，但是抑制沿反方向的移动。应当注意，就在增量旋转的远侧部分近侧的外护套的低扭转刚度部段或接头可以促进沿期望方向的增量旋转。更具体地说，安装到诸如扭转接头之类近侧的外护套的一个或多个类似的夹子(并且它们也与可旋转护套接合)可以与接头远侧的夹子926组合，以当远侧夹子在来回驱动旋转的过程中沿着可旋转护套的内表面滑动时，帮助防止可旋转护套与期望方向相反地旋转(如参照在图34所示的轴向增量移动系统中的轴向柔性部段近侧和远侧的夹子926的类似使用可以理解的)。可以围绕轴线设置更多对的相对的囊以及相关联的肋和凸缘(诸如通过具有处于120度中心(隔开)的3组、以90度增量的4组等等)以增加旋转力，和/或多个囊可以串联成组以增加旋转增量(如参照串联的囊用于增加轴向移动增量大小(如下文描述以及图35中所示)的类似使用可以理解的)。
现在参考图34A和图34B，增量轴向致动系统930可以轴向地铰接位于柔性铰接结构的远端处或附近的部件。例如，轴向增量系统930可以使可滑动护套932在铰接导管或其它铰接结构的远端处、在外护套934之上朝近侧增量地移动，以便展开自扩张支架或瓣膜。穿过轴向增量系统930的一侧的截面在图34A和图34B中示出(导管和致动系统的中心线是水平的并且在图下方)。在该实施例中，周向凸缘936固附到相对的囊940a、940b之间的内护套938并且从其径向地向外延伸。相对的囊布置在由周向肋942轴向界定边界的可动通道中，并且那些肋从外护套934的远侧部分径向向内延伸。外护套的远侧部分通过轴向的柔性部段或接头(在此示出为波纹结构)与外护套的其余部分联接。相对的囊940a、940b之间交替的充胀和泄放使外护套的通道和远侧部分轴向地前后移动。布置在移动通道与可滑动护套932之间的夹子926(以及布置在轴向接头近侧的外护套与可滑动护套之间的类似夹子)帮助将通道的轴向前后运动转变为可滑动护套沿近侧方向的增量轴向移动。应当注意，具有沿轴向相反方定向的夹子926的类似系统替代地将导致护套沿远侧方向的轴向移动。
在期望比可从单个囊对获得的轴向致动力更大的轴向致动力的情况下，可并行地使用多个相对的囊对来使护套朝近侧移动(或沿某个其它期望的致动)。为了允许附加的囊，凸缘936和肋938可以包括正交于导管的轴线周向延伸的环状结构(允许例如3对或4对相对的囊以120度或90度中心围绕轴线分布。然而，使用有利的螺旋形凸缘和肋结构可以提供更大的力，每个螺旋形凸缘和肋结构具有围绕导管的轴线延伸的一个或多个环，以提供期望数量的相对的囊的对(及其相关联的轴向铰接力)。应当注意，为了提供附加的载荷能力，凸缘936和肋938可以用作刚性体(诸如通过在凸缘的整个螺旋长度上将凸缘936固附到内护套或外护套，并且在肋的整个长度上将肋固附到彼此)。这种相对的囊可以安装在可动螺旋形通道内的第一多腔体芯部和第二多腔体芯部上。方便地，如上所述，真空腔室可以包围囊，并且芯部可以从本文描述的其它铰接系统中的任一个的最远侧横向和/或轴向铰接区段朝远侧延伸，穿过本文描述的铰接结构中的一个的内护套的腔体等。轴向致动囊可选地可以与铰接囊具有相同的尺寸和形状，其中每个芯部的一个腔体用于增量的轴向致动。
现在参考图35A和图35B，另一个增量的轴向致动系统示出了可选的部件，这些部件可以增加附加的行程和/或轴向反转能力。在该实施例中，系统的大部分总体上如上文关于图34所描述的那样操作，但是多个相对的囊940a、940a’；940b、940b’……串联使用，以便在每个充胀/泄放循环中提供更大的轴向移动增量。附加地，不是依赖于单向夹子来将沿单个期望方向的来回运动转换成增量运动，所述系统包括简单的离合器944，所述离合器944可以通过离合器接合囊946的充胀来致动，从而将驱动通道轴向地联接到轴向可滑动护套932。被动弹簧或离合器脱开囊948使驱动通道从可滑动护套932脱开，其中，这里的离合器包括轴向相对的边缘或其它特征，当离合器接合时，所述轴向相对的边缘或其它特征枢转或以其它方式移动进入和离开与轴向可滑动护套的接合。通过适当的离合器接合、脱开顺序、驱动通道的近侧运动以及驱动通道的远侧运动，可滑动护套932可以例如首先朝近侧移动期望的总量，然后朝远侧移动相同或不同的量，所有都在单个程序中。这种移动可以帮助例如再捕获和再定位部分展开的心脏瓣膜，并且在替代的位置处再展开该心脏瓣膜。当使用单向夹子而不是离合器时，部分展开的心脏瓣膜的再捕获可以替代地通过使再捕获护套在导管本体、轴向可滑动护套932和部分展开的心脏瓣膜框架之上朝远侧前进来执行。
伸展/缩回系统的一些实施例可具有沿着区段中的一个、一些或全部延伸的、附加的、载荷特性囊阵列系统，其中，该阵列和流体控制系统构造为改进相关联的(一个或多个)区段在各种载荷的作用下的可预测性。示例性载荷特性囊阵列可以采用4X N阵列(N可选地与所述区段的N伸展阵列相同，并且当所述同一区段具有3×N致动阵列时，4(或另一偶数)个横向囊定向是均匀的)。
现在参考图36，导管(或其它细长本体)的区段1010总体上沿着位于远端1012附近的导管的柔性远侧部分设置，如上文大致描述的。横向弯曲力F’施加到导管，导致沿着区段1012的导管轴线1014的弯曲。该弯曲力沿着区段1010的近侧部分1016比起远侧部分1018具有更大的弯曲(力)臂，并且施加更大的弯曲扭矩，其中，扭矩的差异(相对于区段的弯曲刚度)足以使得：由弯曲轴线1014所限定的曲率比起沿着远侧部分1018的局部曲率1022具有沿着近侧部分1016的大得多的近侧曲率1020。弯曲力F’的定向、位置和量级方面的改变可导致不同的弯曲曲率分布，并且在一些柔性区段的形状方面的变化连同弯曲载荷的变化可以比期望的更大。为了促进更好的(并且具体是更均匀地分布的)弯曲特性，区段1010在此示意地示出为具有简化的、不同的两个囊阵列系统：轴向和横向相对的弯曲特性改进囊阵列系统1024、以及可变的囊/框架有效面积囊阵列系统1026。
关于图36所示的轴向和横向相对的弯曲特性改进系统2024，沿着近侧部分1016的第一弯曲特性囊1028由腔体1032联接至沿着远侧部分1018的第二囊1030(该囊在此为了简洁起见示意地示出，该腔体典型地包括在如上所述的囊组件的多腔体芯部中)。在近侧部分1016以相对锐利(小)的局部曲率弯曲时，并且在囊1028在曲线的内侧上从轴线1014横向偏移并且设置为处于上述囊框架或构架的各表面之间的轴向偏移中时，囊1028被显著地压缩。相反，囊1030设置为处于沿着远侧部分1018的相对有限的局部曲率的外侧上的偏移中，使得囊1030具有在框架的各囊接合表面之间的一些空间，以扩张超过如果局部(就地)轴线处于平直构造时可获得的状况。然而，囊1028的压缩导致流体和压力从囊1028沿着腔体1024传递到囊1030，并且在囊1028被以相对较大的程度压缩时，囊1030寻求进一步扩张，这会引起远侧部分1018附加的弯曲。弯曲从高度弯曲的近侧部分1016传递到较少弯曲的远侧部分1018帮助使曲率的量沿着区段均匀。远侧部分的囊引发的额外的弯曲由远侧导管构架抵抗，这帮助增大两个囊中的压力。囊1028中该增大的压力限制沿着近端的弯曲，使得相对的囊系统1024也帮助限制最大局部曲率。应当注意，囊1028、1030借助诸如盐水、水等之类的不可压缩液体的充胀可提高曲率分布(弯曲分布)。对近侧和远侧相邻区段1010密封腔体1024可进一步增强特性改型，尽管轴向可伸长的导管结构可从在导管的近端处联接至腔体1032的容积受控的流体供应系统中获益。经由流体供应的囊1028、1030的充胀可施加相反的弯曲以供锚定等，但是大部分的铰接的本体将会获益于分离的铰接系统。
关于可变有效面积囊弯曲特性改进系统1026，囊1034再次处于相对高度压缩的状态中，该状态与近侧部分1016的大曲率相关联。腔体1036提供囊1034和囊1038之间的流体连通，囊1034和囊1038沿着相同的横向弯曲(在该示例中在轴线1014的曲率内侧)对准、但是沿着远侧部分1018的更小的局部曲率对准。尽管囊内侧相同的压力，并且尽管类似的囊和类似的框架界面几何形状，近侧囊1034可以施加比由囊1038所施加的力更大的力到框架(以抵抗近侧部分的进一步弯曲)，因为囊/框架压力传递界面的有效面积随着增大的压缩而增大。应当注意，该可变有效面积与许多活塞、波纹管和其它液压或启动致动器的恒定有效面积相反，并且可以借助合适的囊接合形状、框架/囊界面表面几何形状、框架刚度和流体供应来帮助通过铰接的囊阵列施加更均匀的曲率。下文中将参考图43和图44来描述可变有效面积囊系统。
尽管一些系统可获益于在仅沿一个定向(诸如+X定向)、两个定向(诸如+X和+Y或+X和-X)或三个定向弯曲时分布曲率的囊阵列系统，但许多系统可替代地使用正交的轴线和横向相对的囊，以沿4个定向分布曲率。附加地，常常将期望促进沿每个定向、在沿着轴线的多于两个位置处使弯曲均匀。为此，图37A的示意图示提供了简化的用于2级、4定向(正交)特性改进囊阵列的示例性钻孔型式，而图37B示意地示出4级特性改进囊阵列，以供在本文所描述的细长柔性本体中使用。在图37A中，多腔体芯轴1040具有4个腔体1054A、1054B、1054C、1054D。对芯轴1040进行激光钻孔以提供横向端口1048，并且囊管1042已在芯轴之上被密封，从而限定囊的阵列1050，4个囊的每个顺序组限定+X、+Y、-X、-Y正交弯曲级1044、1046，其中，各级在区段的轴向中点1052的任一侧上。钻孔型式例如将级1044的+X囊和级1046的-X囊两者联接到腔体1054A。级1044的+Y囊和级1046的-Y联接到腔体1054B，并且这两级中的另一横向相对的囊在中点1052的相对两侧上类似地联接。当额外的级包括在囊阵列中时(诸如，如图37B中的在级1044近侧的级和在级1066远侧的另一级)，则其中可选地在中点1052的同一轴向侧上的一个或多个+X囊可包括在具有+X囊的级1044的腔体上，而类似个数的-X囊包括在具有-X囊的级1046的腔体上。替代的，可设有额外的腔体，其中，在每个腔体上轴向相对的囊可选地距中点等距。
更详细地描述轴线和横向相对的囊阵列系统，如参考图11A、图20、图21、图23、图25和图26可理解的，轴向和横向相对的特性改型囊阵列系统可用以与本文所描述的推拉式、环形框架和盘绕的囊系统的多种实施例一起使用，和/或与多种替代的连续体机器人和其它细长柔性结构一起使用。作为示例性环形框架和推拉式螺旋形框架系统可包括仅1对1的伸展/收缩囊对置布置以供驱动铰接，但也可包括一个或多个额外通道，该一个或多个额外通道可接纳额外的螺旋形囊/芯部组件。使用上述替代的螺旋形囊/芯部组件(其中轴向和横向相对的囊经由共用的腔体流体连通)可帮助促进整个区段和可铰接结构响应于驱动指令、环境力、有效载荷力和/或末端执行器/组织相互作用的所期望的特性。
如参照图23可理解的，当2个或更多个囊分组在一起以由共用的腔体充胀时(并且特别是当成组的囊的个数对于特定任务变得相对大较时，诸如在6个或更多个、8个或更多个或甚至16个或更多个成组的囊在共用的腔体上时)，区段的形状和响应可能难以预测和控制。例如，在各个囊上不同的弯曲载荷可能超过区段的弹性，使得与一个或多个成组的囊相邻的弯曲与沿着该组的其它囊的弯曲显著不同。为了使该特性更可预测和更可控，可能有益的是制造具有带有偶数M个横向偏移定向的阵列的特性改进囊/芯部组件，使得每个囊具有横向相对的囊(其中，可铰接设备的轴线直接在它们之间)。
典型地，特性改进组件将具有设置为处于如图11A所示的正交的囊(即便在驱动囊/芯部组件可能仅具有三个囊横向定向的情况下，如图24所示)。附加地，特性改进组件的端口可进行钻孔，使得相对于轴线在区段的相对各侧上、以及相对于区段的中点1052或中间平面在区段的相对的端部(近侧-远侧)处的2个、4个、6个、8个或更多个相对的囊由腔体联接在一起。由于该布置，靠近区段的近端的弯曲可在远端处镜像对称(或至少是系统的潜在能量随着弯曲的近侧/远侧“不平均性”增大而增大)。这应当增大了区段可以进行控制的容易性。
用于诸如所示的囊盘绕件1060的六级实施例的示例性钻孔型式可包括表3中所示：
表3
表3的布置假定相关联的铰接囊/芯部组件每个定向具有6级或6个囊，但是将特性改进囊/芯部组件限制为每个腔体2个囊并且对于单个区段使用特性改进囊/芯部组件的12个腔体。铰接系统的每个腔体每2个额外的级或囊可使用4个额外的腔体以维持各囊的1对1的成对。可选地，即便是在用于铰接囊的充胀流体包括气体或气体/液体混合物的情况下，特性改进芯部的各通道填充有液体(该液体可选地包括水、等渗水、盐水或其它合适的液压流体)。在一些实施例中，特性改进芯部的腔体可在区段的各端部处密封(其中，囊/芯部组件可选地在每个区段之间终止)。这些实施例可放弃伸长能力，其中，区段端部可选地将囊芯部、框架和内护套以及外护套固附在一起，并且其中内护套或外护套抑制区段的伸长。替代的特性改进囊/芯部组件实施例可在每个腔体上使超过两个囊成组，可包括充胀流体，该充胀流体包括气体，和/或可具有朝近侧延伸到近端的腔体(用于联接到充胀流体压力或体积控制系统以有助于陈述)，等。在一些实施例中，可包括两个特性改进囊/芯部组件，其中，一个组件的各囊是伸展囊，而另一组件的各囊是收缩囊，如上文关于图20A-图25E所描述的。具有图20A和图20B的布置的螺旋形或环状C形框架结构可例如容纳四个囊/芯部组件的组合，其中一个组件具有伸展铰接囊、一个组件具有伸展特性囊、一个组件具有收缩铰接囊以及一个组件具有收缩特性囊。
在期望的情况下，诸如在期望限制特性改进组件中的腔体的数量时和/或在特性腔体将朝近侧延伸以便于区段的伸长时，可能期望将相邻的特性囊分组在一起，可选地沿着一个横向定向的两个、三个、四个或更多个相邻的囊与在相对侧上和区段的端部上的相同个数的囊流体连通。这可允许4、8或12个腔体用于改进具有较大数量的囊的区段的特性，诸如图37D所示的12级区段。在表4和5中提供了用于这样的区段的示例性钻孔型式：
表4
表5
应当注意，在这些实施例之中的许多实施例中，可在区段内发生特性改进的充胀流体的流动。可选地，特性改进区段可以是自容式的，使得没有流需要朝近侧延伸通过近侧区段或经由可铰接设备/歧管界面延伸，并且不需要额外的歧管或控制复杂性来利用这些结构的益处，这些结构可被动地驻留在推拉式框架结构的否则将是空的通道中。
参照图30A-图31可以理解集成的铰接和特性改进组件的替代实施例。在该实施例中，成对的周向相邻的囊872与相关联的相邻周缘腔体864流体连通，其中，当它们完全充胀时，各囊可选地接触。因此，在沿着芯轴862的本体的类似的轴向位置处存在4个囊，第一对相互靠近(例如，其中该对以0度定向对中)，而另一对相互靠近并且与第一对相对(例如，其中该对以180度对中)。沿着芯部本体862的轴向囊工位将具有沿着相对的横向弯曲定向对中的第一对囊和第二对囊(例如，其中一对相邻的处于90度，而相对的一对相邻的处于270度)。当与框架组装时，每对囊一起设置在相邻的环853与支柱860之间的同一开口中，使得交界区域和偏移与该对囊相对应。每对的囊中的一个可以由流体供应系统充胀或泄放以使可枢转区段850枢转；每对中的另一个囊可以与该区段的轴向和周向相对的一个或多个囊流体连通，从而迫使区段朝向均匀的弯曲构造。近侧歧管或从区段轴向偏移的其它流体通道系统、围绕如图13C所示的芯部本体的轴线扭转的腔体路径等等可以有助于沿着横向弯曲定向对准的驱动囊的联接和周向相对的特性囊的联接。
现在参考图38A-图39G，示例性瓣膜展开系统1100包括囊驱动系统1102，用于使护套1104从自扩张的假体心脏瓣膜1106之上轴向地移动，并且可选地在完全展开之前用于再捕获瓣膜。展开系统(部署展开系统)1100大致具有近端1108和远端1100，其中，细长柔性导管本体1112延伸导管的轴向长度的大部分(在一些附图中未示出)。
如图38A和图39A所示，当展开系统1100构造为朝远侧插入到患者体内时，导管本体1112的接纳部1114接纳瓣膜1106。护套1104径向约束瓣膜1106，而瓣膜可施加径向力抵抗护套，该径向力足够产生显著的摩擦，从而将施加数磅的轴向力，以使护套从瓣膜之上轴向移动。导管本体的轴向定向的表面可以在护套的铰接期间接合并且保持瓣膜的轴向位置。缝线或其它张力构件、在瓣膜内从接纳部径向地突出的瓣膜接合特征等可被包括，以在瓣膜从导管系统完全释放之前抑制瓣膜相对于接纳部的轴向移动。如图38A、图39A中所见的，结合图40B的详图，接纳部的远侧，近侧凸缘1122固附到导管本体的导管轴1124，并且形成展开囊1116的近侧端，其中近侧凸缘的近侧表面形成瓣膜接纳部的远侧边界。展开囊1116和再捕获囊1118由中间凸缘1120分离，该中间凸缘固附到能在导管轴的腔体中轴向滑动的中间轴1130。远侧凸缘1126形成接纳部囊1118的远端，并且固附到内部轴1132，该内部轴可在中间轴的腔体中轴向滑动。环状展开囊充胀流体流动路径1134由导管轴1124的腔体和中间轴的外表面来定边界，而环状再捕获囊充胀流体流动路径1136由中间轴的腔体和内部轴1132的外表面来定边界。
现参考图38A、图38B、图39A、图39B和图40B，远端1110可在导丝之上前进进入患者，常常经由股动脉进入到心脏右心房。展开系统然后可经隔膜前进通过左心房，使得瓣膜1106与心脏的天然二尖瓣组织对准(理想地使用如上所述的铰接囊阵列系统，但替代地使用拉线、磁性或其它导管控制系统)。在瓣膜1106在接纳部近侧由导管结构保持就位时，护套1104可通过沿着展开流体路径1134传递充胀流体来在接纳部上朝远侧移动，该充胀流体较佳地包括不可压缩的流体，典型地是诸如水、盐水或其它可生物相容的液压流体之类的液体。充胀流体使展开囊1116从未充胀构造扩张到部分充胀构造，其中展开囊较佳地具有处于未充胀构造中的、横向相对的轴向一系列折叠部。展开囊1116中的流体压力朝远侧驱动中间凸缘1120(和中间凸缘安装于其上的中间轴1130)，从而从瓣膜朝远侧推动远端1110。由于护套1104轴向地固附到中间凸缘1120(在示例性实施例中，经由锻压和/或粘合剂粘结)，这使护套从在假体瓣膜之上朝远侧前进(横向刚性护套沿顺行方向前进到左心室中，离开维持假体瓣膜对准的导管的弯部)，并且允许瓣膜的近侧部分径向扩张成与二尖瓣环的周围天然组织接合。护套前进力可以是显著的(常常是1lbf(磅力)或更大，一般是3或甚至5lbf或更大，在许多情况下是10或甚至15lbf或更大)，护套前进力由展开囊1116中的流体压力产生，并且局部地施加在护套与瓣膜/接纳部之间，而不必在导管的横向弯部周围传递。护套1104可具有从18至36Fr、典型地是从20至29Fr的轮廓，并且充胀流体压力可以高达10、20或甚至30atm(标准大气压)或更大。
现在参考图38B、图38C、图39B、图39C和图40B，通过沿着再捕获流体路径1136传递充胀流体从而使囊1118充胀并且轴向伸长，可选的再捕获囊1118可用于使护套1104在部分展开的瓣膜1106之上返回移动。再捕获囊的充胀初始地再次驱动远端1110朝远侧离开接纳部和瓣膜1106。张力构件如所示的限制在瓣膜远侧的展开系统的伸长，该张力构件在此呈3个轴向带条的形式，这3个轴向条带限制远侧凸缘126与近侧凸缘1122分开，并且最初收起在头锥体1142中。如参照图38C、图38D、图39C和图39D可理解的，再捕获囊1118的进一步充胀因此朝近侧驱动中间凸缘1120(和护套1104)(其中，通常允许展开囊1116中的充胀流体经由展开流体路径朝近侧流动，以有助于护套在瓣膜1106上的移动)。如上文大体描述的，再捕获护套移动力再次产生并且局部地施加，在此经由张力构件施加。这样的再捕获会是期望的，例如用于允许瓣膜的移除，如果系统用户确定替代的瓣膜或其它的治疗可能更适合于患者，或用于允许瓣膜相对于心脏的组织移动到新的位置。应当注意，一些展开系统可以例如通过包括在导管系统的远端1110与近端1108之间延伸的简单的张力构件(诸如轴、诸如缝线之类的一个或多个细丝等)来消除再捕获囊1118，从而允许用户手动地在瓣膜1106上拉动护套1114；或者当通过设置外部全长度护套来由护套的近侧缩回释放瓣膜时(所述外部全长度护套能在导管本体上被向远侧推动和从本体的外部缩回护套)，或通过简单地去除再捕获能力，可消除再捕获囊。
现在参考图38D、图38E、图39D、图39E和图40B，在护套1104下对瓣膜1106的再捕获完成之后，再捕获囊1118可以处于伸长充胀状态，并且可以已经将展开囊1116轴向地压缩到缩短的泄放状态。导管的远侧部分(包括接纳部和支承于其中的瓣膜)可以移动，从而对瓣膜再定位并且使瓣膜与心脏组织更好地对齐以供展开，常常使用布置在接纳部近侧的导管的铰接系统来引起瓣膜的运动。一旦瓣膜处于靶位置中，则展开囊1116可进行充胀，充胀可选地借助处于部分充胀状态的再捕获囊来启动。可以允许充胀流体沿着泄放流体路径通过，使得再捕获囊可泄放。如果展开囊1116的部分充胀指示对齐保持良好(参见图38E、图39E)，则展开囊1116可以继续，直至护套1104充分轴向移动以将瓣膜1106完全从展开系统的接纳部释放(参见图38F、图39F)。一旦瓣膜1106的自扩张环状框架结构已完全扩张成与周围心脏组织固定地接合，则展开囊1116可选地可以泄放(参见图38F、图38G、图39F、图39G)，并且远侧展开和再捕获囊可以朝近侧撤回通过扩张的瓣膜1106的框架(参见图38G、图39G)并且经过假体瓣膜瓣叶(未示出)。
各种不同的流体控制系统可联接至展开系统1100的近端1108，用于控制展开和再捕获囊的充胀。可选地，处于受控的压力和/或体积下的流体可以从受计算机控制的歧管沿着展开和再捕获流动路径传递，其中可选地使用电磁阀对流体流量进行控制，该阀使用气体/液体罐如上所述地调节加压流动。当展开和/或再捕获囊要被包括在具有铰接部分的展开系统中，该铰接部分使用囊的子集(即、其中一组囊)的选择性充胀来控制弯曲状态(通常情况如此)时，展开和再捕获流体流动路径可利用上述的多腔体基底和挤压成型部，或可使用不同的导管特征来形成。再次参考图38A-图38G、图39A-图39G和图40D，示例性的液压机械囊驱动系统1102包括展开驱动囊1150和再捕获驱动囊1152，其中示例性驱动囊具有这样的结构和功能性，其较大程度上与上述的展开囊1116和再捕获囊1118的结构和功能性成镜像，但是引起流体流动和中间轴及内部轴的相对应的轴向移动。更确切地，展开驱动囊1150和再捕获驱动囊1152由固附到中间轴1130的中间驱动凸缘1154分离。近侧驱动凸缘1156形成再捕获驱动囊1152的近端，并且固附到内部轴1132，而远侧驱动凸缘1158固附到导管轴1124(并且因此固附到瓣膜接纳部)。展开驱动囊与展开流体路径1136(并且因此与远侧展开囊1116)流体连通，而再捕获驱动囊1152与环状再捕获流体路径1134(并且因此与远侧再捕获囊1118)流体连通。如图39B示意示出的，驱动手柄1160(或其它机械或机电致动机构)联接到近侧囊驱动系统1102，其中支承部1162轴向联接到远侧驱动凸缘1158，而第一轴向可动臂1164和第二轴向可动臂1166联接到中间驱动凸缘1154和近侧驱动凸缘1156，从而引起驱动囊的独立的轴向压缩。多种机构可包括在驱动手柄1160中，以提供驱动凸缘的轴向移动，这些机构包括杠杆、齿轮等等。
再次参考图38A、图38B、图39A、图39B和图40D，致动近侧手柄1160从而使中间驱动凸缘1154朝远侧移动可以对驱动展开囊1150进行轴向地压缩，将充胀流体通过展开流体路径1136送到展开囊1116。展开囊的横截面可以相对应，使得移动距离是类似的(或它们可以是不同的，从而增强机械优点或在一些实施例中限制手柄行程)。中间轴1130的近端与中间驱动凸缘1154一起轴向移动，限制与远侧囊和凸缘移动相关联的轴摩擦负荷，并且流体流动路径可以被密封，使得充胀流体的体积流量和压力在近端处与在远端处的展开移动相对应，从而向用户提供关于护套移动的视觉和触觉反馈。近侧凸缘1156可选地与中间凸缘一起移动。
上文描述的其它护套展开和再捕获移动在近侧囊驱动系统1102处类似地成镜像反映。例如，现在参考图38B-图38D、图39B-图39D和图40B，近侧驱动凸缘朝远侧向中间驱动凸缘1154的移动可以对再捕获驱动囊1152中的流体进行加压，驱动流体沿着再捕获流体路径到远侧再捕获囊，并且引起护套1104在部分展开的瓣膜1106上的朝近侧返回的移动(其中展开驱动囊1150扩张以容纳来自轴向被压缩的远侧展开囊1116的流体，从而完成再捕获)。如参考图38E、图38F、图39E、图39F和图40B可以理解的，可以通过完成展开囊的轴向压缩到泄放状态来引起假体瓣膜1104的再展开(或假体瓣膜的完全展开)。两个驱动囊的伸长可选地可以缩短远侧囊系统，如果这将促进展开系统从展开的假体瓣膜和/或脉管向近侧抽回的话。
参考图41A-图41D，替代的远侧流体驱动护套致动系统1170包括展开系统1100的许多部件，其中驱动护套展开和收缩的流体径向地包含在内部囊与外部囊之间。更具体地，在流体驱动展开系统1170中，中间导管轴1172沿着导管轴线朝远侧延伸到中间凸缘1174。中间轴1172具有展开流体腔体1176和单独的再捕获流体腔体1178，其中腔体与中间凸缘1174中的展开端口1180和再捕获端口1182流体连通，中间凸缘和中间轴再次轴向联接到护套1104(并且因此在护套展开和再捕获的过程中相对于瓣膜和接纳部轴向移动)。沿着展开流体路径1176朝远侧流动的流体流动到这样的空间，该空间至少部分地设置在外部展开囊壁1184与内部展开囊壁1186之间，其中两个囊均借助横向相对的凹部折叠，从而有助于轴向扩张和收缩。来自再捕获流体路径1178的流体流动到在外部再捕获囊壁1188与内部再捕获囊壁1190之间的空间中。
现在参考图42，又一远侧流体驱动护套致动系统1192的示意图示出通过远侧导管结构的一侧取得的横截面，其中剩余结构的大部分关于轴线1194对称。该系统避免对内部轴明显在瓣膜接纳部1196的近侧沿导管的本体轴向移动的任何需求。流体分别流动通过导管轴1204中的展开流体腔体1200和再捕获流体腔体1202以使展开囊1116和再捕获囊1118轴向扩张。导管轴1204具有外部远侧管状延伸部1206(近侧凸缘以及接纳部的一部分形成于其上)和内部管状延伸部1206，从而限定环状空间，在该环状空间中，中间轴区段1210和内部轴区段1212可轴向地移动。导管本体的内部延伸部1208上的止动件与内部轴的接合限制内部轴的远侧行进，使得内部延伸部和内部轴一起用作张力构件，用于对在展开囊1116和再捕获囊1118的充胀期间导管的远端的向远侧移动进行限制。展开腔体1200与展开囊1116之间的充胀流体由可翻转的管状膜1214进行密封。该管状膜可以在导管本体的延伸部与轴向可动的轴区段之间的环状空间中轴向延伸，其中翻转的端部定向为使得充胀流体对膜施加载荷张紧，并且使得膜的内表面和外表面两者由界定环状空间的边界的相邻的各表面支承，并且使得膜的滚动翻转适应轴区段的轴向移动，而膜不抵靠定边界的表面滑动。合适的可翻转的膜材料可包括如本文中总体描述的半顺应性囊材料或顺应性囊材料。膜可使用环固附到导管轴和导管段，环卡合就位，并且由轴结构的止动部、由粘合剂粘合等保持。
现在参考图43A-图43D，在具有柔性囊壁的充胀的圆柱形囊与相邻的导管结构表面之间传递的接合力随着囊/结构界面的面积的变化，因为这些力大部分由通过囊壁推抵结构表面的囊内的压力限定。图43A和图43B所示的示例帮助阐释该关系并将该关系归类。在图43A中，圆柱形囊1220具有薄柔性壁1222和在壁内侧轴向延伸的芯轴1224。囊借助处于压力P的流体进行充胀并且接合平坦表面1226，而不使囊壁的圆形横截面变形，使得囊/表面接合由沿着囊轴线延伸的线限定。由于接合不具有面积，没有囊内的压力作用在表面上，并且不出现接合力。相反，在图43B中，囊1220被限制在两个相对的平面表面之间的偏移1228中，其中该偏移足够小，以使得囊变平坦(压平)，而囊内的芯部1224正好仅接触内囊壁表面。在偏移表面之间延伸的囊壁的未受约束表面将至少大致形成半圆柱，其中半圆柱的最小直径等于芯部直径。由于非顺应性(或甚至半顺应性)囊的周界将保持很大程度地恒定，所以如果未受限制的囊直径是已知的并且芯部直径是已知的，则囊与每个表面之间的接合面积的宽度1230可以算出(1/2*π*(囊直径-芯部直径))。如果囊的长度是已知的(并且较佳地是长度的变化带有半径的变化)，则囊与每个表面之间的接合面积可以确定。类似地，如果囊中的压力是已知的，则对于囊直径与芯部直径之间的任何偏移也可以估计接合力。
现在参考图43C和图43D，上文描述的铰接导管系统常常利用包含在通道1230内的相对的囊以将凸缘(位于各囊之间)推动到期望的位置，从而实施例如导管的环形框架或螺旋形推拉式框架的期望的局部弯曲。本文描述的其它系统使用囊1220来推抵于弹簧的螺旋形表面等，或甚至推抵于相邻的囊。对于这些结构中的许多结构或所有结构，从松开的囊直径和囊偏移可以确定接合宽度和/或面积与压缩每个囊的各表面之间的距离之间的关系。如图43所指示的，接合面积(并且因此是处于给定的充胀压力下的接合力)基本上与偏移相反地变化，其中接合面积随减小的偏移而增大。
现在参考图44A和图44B，通过将囊串的两个囊定位在平行的平面表面之间并且将囊充胀到不同的充胀压力来测量囊压缩力数据。囊具有约0.075”的直径和约0.080”的长度，并且从PebaxTM 63D热塑性管吹制而成，该热塑性管具有约0.026”的外直径和约0.016”的内直径，导致半顺应性囊结构。0.067、0.176、0.287、0.507和1.168lbf(磅力)的压缩载荷经由囊/平坦表面界面施加到囊，并且对所得的偏移间隙(图中标示为“位移”)进行测量，从而产生图44A中所示的图线数据。小于0.026”的偏移表示：界面表面可能已经接合各囊之间的管，对提供这样的最小偏移的压力进行了估计(经由线性插值，其中相邻的数据显得是一致的，否则就经由外推)。对额外的中间数据点进行插值以供大力测量，并且该工作范围数据呈现在图44B中。
现在参考图44C-图44D，图44C中曲线图示出来自图44B所示的所选择的压力数据(具体的是在50、100和150psi(磅/平方英寸)下)每个囊的偏移相对于力。对于该运行范围数据的子集，在任何给定的压力下，存在i)施加到(并且由其反作用的)囊的压缩力与ii)这些囊的压缩位移或偏移之间的线性关系。应当注意，在这些测试中压力保持恒定，从而囊增大的力不是通过增大囊内的压力产生的。相反，增大的力与囊/表面接合面积的增大不一致，如上文关于图43所描述的。此外，如参照图44C、图44D和图44E中呈现的线性回归数据可以理解的，存在囊系统的有效弹簧常数与囊充胀压力之间的线性关系，并且存在初始弹簧力FO与充胀压力之间的线性关系。应当注意，许多其它液压和/或气动致动器结构(诸如活塞或波纹管)可能具有相当不同的特性，诸如提供较小的初始顺应，但当施加足够的力以克服初始压力时，在大部分或全部行进范围中其将移位。相反，本文描述的囊系统可能在被包括在细长柔性本体中时，具有有效的横向致动弹簧常数，该横向致动弹簧常数至少是本体的横向弯曲弹簧常数的相当一部分，该本体的横向弯曲弹簧常数至少是本体弹簧常数的主要部分，其至少与本体弹簧常数一样大，该本体弹簧常数大于弹簧常数，和/或是本体弹簧常数的至少两倍、三倍、五倍或甚至十倍(其中当用非可压缩液体经由相对刚性的或非顺应的流体控制系统对囊进行充胀时，常常实现更大的囊刚度)。无论如何，如图44F所示，来自图44C的运行范围数据可用于计算有效囊/表面力传递面积(通过囊/表面力除以相关联的囊充胀压力)并且相对于偏移间隙绘图。如上文预测的，该有效面积与偏移间隙具有线性关系。
现在参考图36、图44E和图44F，囊压缩偏移随着在可变面积囊系统1026中所见的曲率的局部变化的变化可用于帮助使弯曲沿着铰接区段更均匀地分布。由于在偏移与囊力之间存在相反关系(参见图44E)，沿着区段的一根横向弯曲轴线对准的共用腔体上比其它囊更多地被压缩的任何囊(诸如有施加到该区段的远端的环境力)，该受压缩囊将具有有效囊/表面接合面积方面的增加，以及在囊与区段的结构之间传递的力相关联的增加。相反，沿着具有更小的曲率的区段的部分的囊将具有更小的囊/表面接合面积以及相关联的更小的囊力。该有效囊弹簧常数能在一些弯曲状态中与导管结构的横向弯曲弹簧常数结合，以限制沿着该区段的总曲率。在其它状态中(诸如当铰接系统试图施加弯曲而不是抵抗弯曲时)，有效囊刚度可能必须克服导管结构刚度，但是由子集的囊在载荷方面的面积相关的变化仍然可帮助使曲率沿着区段更均匀地分布并且控制区段形状。
现在参考图45A-图45E，替代的铰接导管1250具有与展开导管1100(参见图38A-图39G)的相类似的许多囊驱动部件，但是其中远侧驱动囊机械地联接到卡爪1252。囊驱动系统1102引发充胀流体的流动和中间轴的轴向运动两者，在此是相对于内部轴和外部导管轴1254两者的轴向运动。第一远侧囊和第二远侧囊具有轴向可伸长的结构和联接到内部轴(在第二囊远端处)、联接到中间轴和护套1104(在第二囊的近端和第一囊的远端处)以及联接到外部导管轴1254(在第一囊的近端处)的端部，因此，当驱动囊1150与1154之间的近侧驱动凸缘1156朝近侧移动时，远侧囊中的第二(最远侧)囊充胀，并且相对于远侧轴延伸部1256朝近侧驱动护套1104。卡爪元件在销1258处枢转地安装到远侧轴延伸部1256，而销1260轴向联接到护套1104，使得当护套被朝近侧驱动时，它们在卡爪的臂1262中在狭槽中朝近侧滑动。这可导致卡爪1252之间显著的抓持力，而不必沿着围绕由导管本体1254的轴线所限定的任何弯部的拉线或电缆传递较大的力。这些较大的卡爪力可用于在患者体内的抓持、切割、密封(可选地使用卡爪之间的RF能(射频能量))、钉住等。当在囊系统中使用不可压缩的流体时，近侧驱动系统可给出关于卡爪构造和由卡爪所施加的压力的卡爪状态和触觉反馈。
虽然为了清楚理解并且作为示例已经详细描述了示例性实施例，但是对本文描述的结构和方法的多种改型、改变和适应对于本领域技术人员将是显而易见的。因此，本发明的范围仅由所附权利要求书限定。

Claims (46)

1.一种基于导管的工具展开系统，包括：
细长柔性导管本体，所述细长柔性导管本体具有近端和远侧部分以及在它们之间的轴线；
接纳部，所述接纳部用于沿着所述导管本体的远侧部分接纳治疗或诊断工具；
管状护套，所述管状护套具有可滑动地在其中接纳导管的远侧部分的腔体；
第一流体通道，所述第一流体通道沿着所述导管本体轴向延伸；以及
第一致动器，所述第一致动器沿着远侧部分设置成与第一通道流体连通，所述第一致动器将所述远侧部分与所述护套联接以使得：响应于沿着所述第一通道传递的流体，所述第一致动器在所述接纳部之上的第一位置与从所述第一位置轴向偏移的第二位置之间轴向驱动所述护套，使得所述工具未被覆盖以供使用。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，所述工具包括腔内植入件，所述腔内植入件偏置以从小轮廓构造扩张到大轮廓构造，其中，所述护套构造为在第一位置中径向地限制植入件，并且构造为在所述植入件之上从所述第一位置朝向第二位置轴向地滑动，从而径向地释放所述植入件。
3.如权利要求1或2所述的系统，其特征在于，所述工具包括假体瓣膜。
4.如权利要求3所述的系统，其特征在于，所述瓣膜包括假体二尖瓣。
5.如权利要求1-4中任一项所述的系统，其特征在于，所述导管本体的远侧部分包括设置在所述接纳部近侧的铰接区段。
6.如权利要求5所述的系统，其特征在于，所述导管本体的远侧部分包括多个铰接区段，所述多个铰接区段构造为使瓣膜以至少3个自由度定位和定向。
7.如权利要求1-6中的任一项所述的系统，其特征在于，所述铰接区段包括铰接囊阵列。
8.如权利要求1-7中任一项所述的系统，其特征在于，所述护套的所述第二位置在所述第一位置远侧，从而当使所述工具未覆盖以供使用时，所述护套朝远侧并且离开设置在所述接纳部与所述近端之间的所述导管本体的弯曲移动。
9.如权利要求1-8中任一项所述的系统，其特征在于，所述第一致动器包括第一囊。
10.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述流体的传递使所述第一囊从未充胀构造充胀到充胀构造，处于所述未充胀构造中的所述第一囊具有未充胀轴向长度，处于所述充胀构造中的所述第一囊具有比所述未充胀轴向长度更大的充胀轴向长度。
11.如权利要求9所述的系统，其特征在于，所述第一囊在所述工具远侧，并且其中所述第一囊从第一轴向长度到第二轴向长度的扩张使所述导管本体的远端相对于所述接纳部朝远侧延伸。
12.如权利要求1-9中任一项所述的系统，其特征在于，还包括第二致动器，所述第二致动器与沿着所述导管本体延伸的第二通道流体连通，其中所述第二致动器将导管的远侧部分与所述护套轴向地联接，使得充胀流体沿着所述第二通道的传递驱动所述护套沿轴向离开所述第二位置并且朝向所述第一位置。
13.如权利要求12所述的系统，其特征在于，所述第二致动器包括第二囊，并且其中流体沿着所述第二通道的传递使所述第二囊从未充胀构造充胀到细长的充胀构造，所述第二囊在所述第一囊远侧，并且还包括张力构件，所述张力构件沿着所述第一囊和所述第二囊轴向地延伸，所述张力构件在所述第二囊的充胀期间限制导管的端部朝远侧前进，使得所述第二囊的轴向伸长驱动所述第一囊和所述护套朝近侧朝向所述第一位置。
14.如权利要求13所述的系统，其特征在于，所述第一通道设置在外部管状轴与中间管状轴之间，外部轴轴向固附到工具接纳部，并且其中所述第二通道设置在内部轴与中间轴之间，所述张力构件将所述内部轴轴向联接至所述外部轴。
15.如权利要求14所述的系统，其特征在于，所述中间轴和所述内部轴朝近侧延伸超过所述导管本体的所述近端，并且还包括与所述第一通道流体连通的第三囊和与所述第二通道流体连通的第四囊，其中，所述第三囊将所述中间轴与所述外部轴轴向联接，并且其中所述第四囊将所述中间轴与所述内部轴轴向联接，所述囊具有联接到所述轴的轴向定向的端部，使得相对于所述中间轴朝远侧驱动所述内部轴的近侧部分沿着所述第一通道驱动充胀流体，从而对所述第一囊进行充胀，而相对于所述外部轴朝远侧驱动所述中间轴的近侧部分沿着所述第二通道驱动所述充胀流体，从而对所述第二囊进行充胀。
16.如权利要求12所述的系统，其特征在于，所述囊具有横向于轴线延伸的第一多个横向相对的折叠部和从第一折叠部周向地偏移的第二多个横向相对的折叠部。
17.如权利要求1-16中任一个所述的系统，其特征在于，所述第一囊包括圆柱，其具有沿着所述导管本体的轴线延伸的囊轴线、与所述接纳部轴向联接的第一端部和与所述护套轴向联接的第二端部，使得对所述端部的充胀压力使所述囊的轴向长度增大并且驱动所述护套。
18.如权利要求1-17中任一项所述的系统，其特征在于，所述导管本体的远侧部分具有可滑动地接纳轴的腔体，所述轴的远端固附到所述护套的远端，其中所述第一囊的近端固附到所述导管本体，其中所述第一囊的远端固附到所述轴，并且其中当所述护套在所述第一位置与所述第二位置之间移动时，在所述轴与所述导管本体之间维持密封件。
19.如权利要求1-18中任一项所述的系统，其特征在于还包括相对的囊，其中所述第一囊与所述相对的囊的交替充胀增量地轴向驱动所述护套。
20.一种基于导管的假体心脏瓣膜展开系统，包括：
细长柔性导管本体，所述细长柔性导管本体具有近端和远侧部分以及在它们之间的轴线，所述远侧部分构造为用于支承假体心脏瓣膜；
管状护套，所述管状护套具有可滑动地在其中接纳所述远侧部分的腔体；
第一流体通道，所述第一流体通道沿着所述导管本体轴向延伸；以及
第一囊，所述第一囊与所述第一通道流体连通，并且将所述导管本体的远侧部分与护套轴向联接，使得当沿着所述第一通道传递充胀流体时，所述第一囊在第一位置与第二位置之间轴向地或旋转地驱动所述护套。
21.一种用于展开基于导管的工具的方法，所述方法包括：
将细长柔性导管本体朝远侧引入到患者体内，远侧部分支承工具；
从患者体外朝远侧将流体传递到沿着所述导管本体延伸的第一通道中；以及
在所述远侧部分之上、在位于工具之上的第一位置与第二位置之间借助传递的流体驱动管状护套。
22.一种细长柔性结构，包括：
细长本体，所述细长本体具有近端和远端以及在它们之间的轴线，所述细长本体的轴向区段具有第一轴向腔体并且是柔性的以容纳横向弯曲；以及
第一囊和第二囊，所述第一囊和所述第二囊沿着所述区段轴向分隔开，腔体提供所述第一囊与所述第二囊之间的流体连通，所述第一囊和所述第二囊与所述细长本体联接，从而分别施加不同的第一囊/本体力和第二囊/本体力到所述细长本体，从而所述第一囊和所述第二囊使所述弯曲的曲率沿着所述区段分布。
23.如权利要求22所述的结构，其特征在于，所述第一囊从轴线偏移，使得所述第一囊的充胀迫使所述轴线沿着+X弯曲定向弯曲，其中所述第二囊从所述轴线偏移，使得所述第二囊的充胀迫使所述轴线沿着与+X定向相反的-X弯曲定向弯曲，并且其中所述轴线设置在所述+X定向与-X定向之间。
24.如权利要求22或23所述的结构，其特征在于，中间位置沿着所述区段设置在所述第一囊与所述第二囊之间，其中所述第一囊与所述第二囊包括在囊阵列的第一子集的囊中，其中阵列包括多个子集的囊，每个所述子集具有相关联的腔体，所述腔体提供具有相反的横向弯曲定向的、相关联的所述第一囊与所述第二囊之间的流体连通，并且具有设置在它们之间的中间位置。
25.如权利要求22-24中任一项所述的结构，其特征在于，第二子集的第一囊从所述轴线偏移，从而迫使所述轴线沿着所述-X定向、与所述第一子集的第一囊相邻地弯曲，并且其中第三子集和第四子集的第一囊与所述第一子集的第一囊相邻，且从所述轴线偏移，从而迫使所述轴线分别沿着+Y定向和-Y定向弯曲。
26.如权利要求24所述的结构，其特征在于，所述子集中的一些或所有子集包括第一多个囊和第二多个囊，所述第一多个囊具有设置在所述中间位置近侧的第一共同弯曲轴线，而所述第二多个囊具有第二共同弯曲轴线，所述第二共同弯曲轴线与第一共同弯曲轴线相对并且设置在所述中间位置远侧。
27.如权利要求22-24中任一项所述的结构，其特征在于，所述细长本体的近端构造为与液体流体供应部联接，从而随着所述区段长度的变化，腔体维持所述第一囊和所述第二囊中的不可压缩的流体的共同压力。
28.如权利要求22-26中任一项所述的结构，其特征在于，还包括铰接系统，所述铰接系统联接到所述区段，从而从所述细长本体的近端改变弯曲。
29.如权利要求22-27中任一项所述的结构，其特征在于，第一力随着与所述第一囊相邻的轴线的第一局部曲率变化，而第二力随着与所述第二囊相邻的轴线的第二局部曲率变化，使得当第一曲率与第二曲率不同时，所述第一力迫使所述第一曲率朝向所述第二曲率。
30.如权利要求29所述的结构，其特征在于，所述第一力具有与所述第二力不同的量级，从而迫使所述第一曲率朝向所述第二曲率。
31.如权利要求30所述的结构，其特征在于，所述第一囊从所述轴线偏移，使得所述第一囊的充胀迫使所述轴线沿着+X弯曲定向弯曲，其中所述第二囊从所述轴线偏移，使得所述第二囊的充胀迫使所述轴线沿着+X定向弯曲，所述第一囊与所述第二囊周向对齐。
32.如权利要求30或31所述的结构，其特征在于：
所述第一囊以第一有效接合面积接合所述细长本体的第一表面，而所述第二囊以第二有效接合面积接合所述细长体的第二表面；
第一接合面积随着第一曲率变化，而第二接合面积随着所述第二曲率变化，从而所述第一力迫使所述第一曲率朝向所述第二曲率。
33.如权利要求30-32中任一项所述的结构，其特征在于，处于恒定的第一腔体充胀状态的所述第一力随着所述第一曲率的变化限定第一刚度，其中，所述区段具有区段弯曲刚度，所述第一刚度至少是所述区段弯曲刚度的主要部分。
34.如权利要求33所述的结构，其特征在于，所述第一刚度在所述区段的运行范围的至少一部分中具有第一线性弹簧常数，所述第一线性弹簧常数比所述区段的弹簧常数更高。
35.如权利要求30-34中任一项所述的结构，其特征在于，所述第一囊与所述细长本体之间的力与腔体的压力限定第一有效接合面积，并且其中第一有效面积在所述区段的运行范围的至少一部分内与所述第一曲率有关，但独立于所述第一力。
36.如权利要求30-35中任一项所述的系统，其特征在于，所述第一囊和所述第二囊包括在铰接囊阵列的第一子集的囊中。
37.如权利要求30-36中任一项所述的结构，其特征在于，所述第一囊设置在所述细长本体的第一表面与所述细长本体的第三表面之间，第一轴向偏移将所述第一表面与所述第三表面隔开，并且其中所述第二囊设置在所述细长本体的第二表面与所述细长本体的第四表面之间，第二轴向偏移将所述细长本体的所述第三表面与所述第四表面隔开；并且
其中第一偏移和第二偏移分别随着第一、第二曲率变化，并且其中第一接合面积和第二接合面积分别与所述第一偏移和所述第二偏移相反地变化。
38.一种方法，包括：
使柔性本体挠曲以形成沿着所述柔性本体的轴向区段的横向弯曲；以及
分别在第一囊与所述细长本体之间和第二囊与所述细长本体之间施加不同的第一囊/本体力和第二囊/本体力，从而所述第一囊和所述第二囊对弯曲的曲率进行分布。
39.一种铰接导管，包括：
细长柔性导管本体，所述细长柔性导管本体具有近端和远端以及在它们之间的轴线，所述远端构造为用于插入到患者体内，并且导管本体具有沿着轴线延伸的流体通道；
可铰接工具，所述可铰接工具支承在导管的所述近端附近；以及
流体驱动的致动器，所述流体驱动的致动器将所述流体通道与工具联接，从而沿着通道传递的流体使所述工具铰接。
40.一种系统，包括：
细长柔性本体，所述细长柔性本体具有近端和远端以及在它们之间的轴线，所述细长柔性本体具有与所述远端相邻的轴向区段；
输入部，所述输入部联接到所述本体的所述近端；
界面表面，所述界面表面联接到所述本体的区段；
发送器，所述发送器将所述输入部联接到所述界面表面，从而从所述输入部可控地施加铰接力到所述区段；
沿着所述部段设置的第一、第二、第三和第四组囊，所述第一组和第二组在所述第三组和所述第四组近侧，所述第一组和所述第三组囊沿着第一横向弯曲定向设置，所述第二组和所述第三组囊沿着第二横向弯曲定向设置，所述轴线设置在第一定向与第二定向之间；以及
沿着所述区段延伸的第一腔体和第二腔体，所述第一组和第四组的囊与所述第一腔体流体连通，所述第二组和第三组的囊与所述第二腔体流体连通。
41.一种用于铰接导管的系统，所述铰接导管具有细长柔性本体，所述细长柔性本体具有近端和远端以及在它们之间的轴线，所述细长柔性本体具有与所述远端相邻的轴向区段，区段能从所述近端附近铰接，其中所述系统包括：
沿着所述区段设置的第一、第二、第三和第四组囊，所述第一组和第二组在所述第三组和所述第四组近侧，所述第一组和所述第三组囊沿着第一横向弯曲定向设置，所述第二组和所述第三组囊沿着第二横向弯曲定向设置，所述轴线设置在第一定向与第二定向之间；以及
沿着所述区段延伸的第一腔体和第二腔体，所述第一组和第四组的囊与所述第一腔体流体连通，所述第二组和第三组的囊与所述第二腔体流体连通。
42.如权利要求41所述的系统，其特征在于，还包括第五组、第六组、第七组和第八组囊，所述第五组和第六组在所述第七组和第八组近侧，所述第五组和第六组的囊沿着第三横向弯曲定向设置，所述第七组和第八组的囊沿着第四横向弯曲定向设置，所述轴线设置在第三定向与第四定向之间，所述第一定向横向于所述第三定向，以及
沿着所述区段延伸的第三腔体和第四腔体，所述第五组和第八组的囊与所述第三腔体流体连通，所述第六组和第七组的囊与所述第四腔体流体连通。
43.一种系统，包括：
柔性细长本体，所述柔性细长本体具有近端和远端以及限定在它们之间的轴线，以及由近侧表面和远侧表面定边界的通道，所述近侧表面和远侧表面由随着构架的挠曲而改变的偏移分隔；
设置在螺旋形通道中的螺旋形多腔体轴，所述轴具有第一腔体和第二腔体；
设置在所述通道中的第一、第二、第三和第四囊，所述轴线设置在所述第一囊与所述第二囊之间，并且也在所述第三囊与所述第四囊之间，所述第一囊和所述第三囊沿着第一横向弯曲定向对准，所述第一囊在所述第三囊近侧，而所述第二囊在所述第四囊近侧，所述第一囊和所述第四囊与所述第一腔体流体连通，所述第二囊和所述第三囊与所述第二腔体流体连通。
44.一种用于可铰接本体的系统，所述可铰接本体具有细长柔性本体，所述细长柔性本体具有近端和远端以及限定在它们之间的轴线，以及由近侧表面和远侧表面定边界的通道，所述近侧表面和所述远侧表面由随着构架的挠曲而改变的偏移分隔，组件包括：
设置在所述通道中的多腔体轴，所述轴具有第一腔体和第二腔体；
设置在所述通道中的第一、第二、第三和第四囊，所述轴线设置在所述第一囊与所述第二囊之间，并且也在所述第三囊与所述第四囊之间，所述第一囊和所述第三囊沿着第一横向弯曲定向对准，所述第一囊在所述第三囊近侧，而所述第二囊在所述第四囊近侧，所述第一囊和所述第四囊与所述第一腔体流体连通，所述第二囊和所述第三囊与所述第二腔体流体连通。
45.一种用于铰接导管的系统，所述铰接导管具有细长柔性本体，所述细长柔性本体具有近端和远端以及在它们之间的轴线，本体具有与所述远端相邻的轴向区段，区段能从所述近端附近铰接，其中所述系统包括：
沿着所述区段设置的第一囊、第二囊、第三囊和第四囊，所述第一囊和所述第二囊在所述第三囊和所述第四囊近侧，所述第一囊和所述第三囊沿着第一横向弯曲定向对准，第二组和第三组囊沿着第二横向弯曲定向设置，所述轴线设置在第一定向与第二定向之间；
第五囊、第六囊、第七囊和第八囊，所述第五囊和所述第六囊在所述第一囊和所述第二囊近侧，所述第五囊和所述第六囊在所述第三囊和所述第四囊远侧，所述第五囊和所述第七囊沿着第一定向设置，第六组和第八组囊沿着第二横向弯曲定向设置；以及
沿着所述区段延伸的第一腔体、第二腔体、第三腔体和第四腔体，第一组和第四组的囊与所述第一腔体流体连通，第二和第三组的囊与所述第二腔体流体连通，第五组和第八组的囊与所述第三腔体流体连通，第六组和第七组的囊与所述第四腔体流体连通。
46.一种系统，包括：
细长柔性本体，所述细长柔性本体具有近端和远端以及限定在它们之间的轴线，细长本体的区段具有第一长度和与所述第一长度不同的第二长度；
第一腔体和第二腔体，所述第一腔体和所述第二腔体沿着所述区段延伸并且延伸到所述近端；
沿着所述区段设置的第一囊、第二囊、第三囊和第四囊，所述轴线设置在所述第一囊与所述第二囊之间，并且也在所述第三囊与所述第四囊之间，所述第一囊和所述第三囊沿着第一横向弯曲定向对准，所述第一囊在所述第三囊近侧，而所述第二囊在所述第四囊近侧，所述第一囊和所述第四囊与所述第一腔体流体连通，所述第二囊和所述第三囊与所述第二腔体流体连通；以及
流体供应系统，所述流体供应系统与所述第一腔体和所述第二腔体流体连通，从而在所述区段从所述第一长度伸长到所述第二长度时将流体朝远侧导引。
CN201780032565.XA 2016-03-25 2017-03-24 用于导管、连续体操纵器和其它用途的流体致动的护套位移和铰接特性改进的系统、设备以及方法 Active CN109561960B (zh)

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WO (1) WO2017165810A1 (zh)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112915376A (zh) * 2019-12-05 2021-06-08 贺利氏医疗有限公司 用于局部施用药物流体的装置
CN112998920A (zh) * 2019-12-20 2021-06-22 深圳市先健畅通医疗有限公司 输送器和支架系统

Families Citing this family (71)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8579964B2 (en) 2010-05-05 2013-11-12 Neovasc Inc. Transcatheter mitral valve prosthesis
WO2012087842A1 (en) 2010-12-23 2012-06-28 The Foundry, Llc System for mitral valve repair and replacement
US9308087B2 (en) 2011-04-28 2016-04-12 Neovasc Tiara Inc. Sequentially deployed transcatheter mitral valve prosthesis
US9554897B2 (en) 2011-04-28 2017-01-31 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for engaging a valve prosthesis with tissue
EP3964176A1 (en) 2011-06-21 2022-03-09 Twelve, Inc. Prosthetic heart valve devices
US9039757B2 (en) 2011-10-19 2015-05-26 Twelve, Inc. Prosthetic heart valve devices, prosthetic mitral valves and associated systems and methods
EP4252714A3 (en) 2011-10-19 2023-12-20 Twelve, Inc. Device for heart valve replacement
WO2013059747A1 (en) 2011-10-19 2013-04-25 Foundry Newco Xii, Inc. Prosthetic heart valve devices, prosthetic mitral valves and associated systems and methods
US11202704B2 (en) 2011-10-19 2021-12-21 Twelve, Inc. Prosthetic heart valve devices, prosthetic mitral valves and associated systems and methods
US9579198B2 (en) 2012-03-01 2017-02-28 Twelve, Inc. Hydraulic delivery systems for prosthetic heart valve devices and associated methods
US9345573B2 (en) 2012-05-30 2016-05-24 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for loading a prosthesis onto a delivery system
US9173713B2 (en) 2013-03-14 2015-11-03 Hansen Medical, Inc. Torque-based catheter articulation
US11213363B2 (en) * 2013-03-14 2022-01-04 Auris Health, Inc. Catheter tension sensing
US9572665B2 (en) 2013-04-04 2017-02-21 Neovasc Tiara Inc. Methods and apparatus for delivering a prosthetic valve to a beating heart
EP3274039B1 (en) 2015-03-27 2020-04-22 Project Moray, Inc. Fluid drive system for catheter articulation and other uses
US10525233B2 (en) 2015-12-04 2020-01-07 Project Moray, Inc. Input and articulation system for catheters and other uses
US10500373B2 (en) 2015-12-04 2019-12-10 Project Moray, Inc. Lateral articulation anchors for catheters and other uses
EP4183372A1 (en) 2016-01-29 2023-05-24 Neovasc Tiara Inc. Prosthetic valve for avoiding obstruction of outflow
US10806899B2 (en) 2016-02-17 2020-10-20 Project Moray, Inc. Local contraction of flexible bodies using balloon expansion for extension-contraction catheter articulation and other uses
WO2019143775A1 (en) * 2018-01-17 2019-07-25 Project Moray, Inc. Fluid-actuated displacement for catheters, continuum manipulators, and other uses
US11420021B2 (en) 2016-03-25 2022-08-23 Project Moray, Inc. Fluid-actuated displacement for catheters, continuum manipulators, and other uses
US11369432B2 (en) 2016-09-28 2022-06-28 Project Moray, Inc. Arrhythmia diagnostic and/or therapy delivery methods and devices, and robotic systems for other uses
CN109996490B (zh) 2016-09-28 2023-01-10 项目莫里股份有限公司 用于机器人导管系统和其它用途的基站、充电站和/或服务器以及改进的铰转装置和系统
CA3042588A1 (en) 2016-11-21 2018-05-24 Neovasc Tiara Inc. Methods and systems for rapid retraction of a transcatheter heart valve delivery system
US11364077B2 (en) * 2017-03-24 2022-06-21 The Spectranetics Corporation Laser energy delivery devices including distal tip orientation indicators
US10433961B2 (en) 2017-04-18 2019-10-08 Twelve, Inc. Delivery systems with tethers for prosthetic heart valve devices and associated methods
US10575950B2 (en) 2017-04-18 2020-03-03 Twelve, Inc. Hydraulic systems for delivering prosthetic heart valve devices and associated methods
WO2018200537A1 (en) 2017-04-25 2018-11-01 Project Moray, Inc. Matrix supported balloon articulation systems, devices, and methods for catheters and other users
US20180311473A1 (en) * 2017-04-25 2018-11-01 Project Moray, Inc. Hybrid fluid/mechanical actuation and transseptal systems for catheters and other uses
US10792151B2 (en) 2017-05-11 2020-10-06 Twelve, Inc. Delivery systems for delivering prosthetic heart valve devices and associated methods
US10646338B2 (en) 2017-06-02 2020-05-12 Twelve, Inc. Delivery systems with telescoping capsules for deploying prosthetic heart valve devices and associated methods
US10709591B2 (en) 2017-06-06 2020-07-14 Twelve, Inc. Crimping device and method for loading stents and prosthetic heart valves
WO2019014587A1 (en) * 2017-07-14 2019-01-17 Project Moray, Inc. MANUAL BALLOON JOINT NETWORKS FOR CATHETERS AND OTHER USES
US11007641B2 (en) * 2017-07-17 2021-05-18 Canon U.S.A., Inc. Continuum robot control methods and apparatus
KR102054551B1 (ko) * 2017-08-02 2019-12-12 재단법인 아산사회복지재단 Fbg 광섬유를 이용한 형상 및 접촉력 센싱 카테터 및 카테터 시스템
CN111263622A (zh) 2017-08-25 2020-06-09 内奥瓦斯克迪亚拉公司 顺序展开的经导管二尖瓣假体
US10775315B2 (en) 2018-03-07 2020-09-15 General Electric Company Probe insertion system
WO2019195860A2 (en) 2018-04-04 2019-10-10 Vdyne, Llc Devices and methods for anchoring transcatheter heart valve
CN109223259B (zh) * 2018-08-30 2021-01-22 京东方科技集团股份有限公司 假肢
US10595994B1 (en) 2018-09-20 2020-03-24 Vdyne, Llc Side-delivered transcatheter heart valve replacement
US11278437B2 (en) 2018-12-08 2022-03-22 Vdyne, Inc. Compression capable annular frames for side delivery of transcatheter heart valve replacement
US11071627B2 (en) 2018-10-18 2021-07-27 Vdyne, Inc. Orthogonally delivered transcatheter heart valve frame for valve in valve prosthesis
US10321995B1 (en) 2018-09-20 2019-06-18 Vdyne, Llc Orthogonally delivered transcatheter heart valve replacement
US11344413B2 (en) 2018-09-20 2022-05-31 Vdyne, Inc. Transcatheter deliverable prosthetic heart valves and methods of delivery
US11109969B2 (en) 2018-10-22 2021-09-07 Vdyne, Inc. Guidewire delivery of transcatheter heart valve
CA3118599A1 (en) 2018-11-08 2020-05-14 Neovasc Tiara Inc. Ventricular deployment of a transcatheter mitral valve prosthesis
US11253359B2 (en) 2018-12-20 2022-02-22 Vdyne, Inc. Proximal tab for side-delivered transcatheter heart valves and methods of delivery
US11185409B2 (en) 2019-01-26 2021-11-30 Vdyne, Inc. Collapsible inner flow control component for side-delivered transcatheter heart valve prosthesis
US11273032B2 (en) 2019-01-26 2022-03-15 Vdyne, Inc. Collapsible inner flow control component for side-deliverable transcatheter heart valve prosthesis
US11491007B2 (en) 2019-02-19 2022-11-08 Twelve, Inc. Hydraulic delivery systems with flow diversion devices and associated methods
EP3927285A1 (en) * 2019-02-19 2021-12-29 Twelve Inc. Hydraulic delivery systems with flow diversion devices and associated methods
SG11202108429PA (en) * 2019-02-20 2021-09-29 Edwards Lifesciences Corp Counterflexing steerable catheter for transcatheter heart valve therapy
EP4364706A2 (en) 2019-03-05 2024-05-08 Vdyne, Inc. Tricuspid regurgitation control devices for orthogonal transcatheter heart valve prosthesis
EP3934544A4 (en) 2019-03-08 2022-12-28 William Chase BLEED CONTROL DEVICE
US11076956B2 (en) 2019-03-14 2021-08-03 Vdyne, Inc. Proximal, distal, and anterior anchoring tabs for side-delivered transcatheter mitral valve prosthesis
US11173027B2 (en) 2019-03-14 2021-11-16 Vdyne, Inc. Side-deliverable transcatheter prosthetic valves and methods for delivering and anchoring the same
CN113811265A (zh) 2019-04-01 2021-12-17 内奥瓦斯克迪亚拉公司 能够以可控的方式部署的假体瓣膜
CA3136334A1 (en) 2019-04-10 2020-10-15 Neovasc Tiara Inc. Prosthetic valve with natural blood flow
CN111839618B (zh) * 2019-04-30 2024-02-27 上海科赐医疗技术有限公司 具有自然腔道显示装置的医用非对称球囊导管
AU2020267390A1 (en) 2019-05-04 2021-11-11 Vdyne, Inc. Cinch device and method for deployment of a side-delivered prosthetic heart valve in a native annulus
WO2020236931A1 (en) 2019-05-20 2020-11-26 Neovasc Tiara Inc. Introducer with hemostasis mechanism
CN114144144A (zh) 2019-06-20 2022-03-04 内奥瓦斯克迪亚拉公司 低轮廓假体二尖瓣
JP2022544707A (ja) 2019-08-20 2022-10-20 ブイダイン，インコーポレイテッド 側方送達可能な経カテーテル人工弁の送達及び回収のデバイス及び方法
JP2022545728A (ja) 2019-08-26 2022-10-28 ブイダイン，インコーポレイテッド 側方送達可能な経カテーテル人工弁ならびにそれらを送達及び固定するための方法
US11234813B2 (en) 2020-01-17 2022-02-01 Vdyne, Inc. Ventricular stability elements for side-deliverable prosthetic heart valves and methods of delivery
CN115942898A (zh) * 2020-06-17 2023-04-07 项目莫里股份有限公司 用于机器人导管和其他用途的沿部分约束路径的轴向插入和移动
AU2021291294A1 (en) 2020-06-19 2023-02-02 Remedy Robotics, Inc. Systems and methods for guidance of intraluminal devices within the vasculature
AU2022305235A1 (en) 2021-07-01 2024-01-18 Remedy Robotics, Inc. Vision-based position and orientation determination for endovascular tools
US11707332B2 (en) 2021-07-01 2023-07-25 Remedy Robotics, Inc. Image space control for endovascular tools
WO2023077021A1 (en) * 2021-10-27 2023-05-04 Liquid Wire Llc Devices, systems, and methods for making and using a fluid-fillable circuit
WO2023230608A2 (en) * 2022-05-26 2023-11-30 Shifamed Holdings, Llc Thrombus removal systems and associated methods

Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6113608A (en) * 1998-11-20 2000-09-05 Scimed Life Systems, Inc. Stent delivery device
US20020045929A1 (en) * 2000-10-13 2002-04-18 Juan-Carlos Diaz Stent delivery system with hydraulic deployment
US20020058951A1 (en) * 1997-03-13 2002-05-16 Gary R. Fiedler Fluid actuated stent delivery system
US20060030923A1 (en) * 2004-08-06 2006-02-09 Gunderson Richard C Stent delivery system
US20060235368A1 (en) * 2002-09-30 2006-10-19 Sightline Technologies Ltd. Piston-actuated endoscopic tool
US20070100235A1 (en) * 2005-10-31 2007-05-03 Wilson-Cook Medical Inc. Steerable catheter devices and methods of articulating catheter devices
US20110112632A1 (en) * 2009-02-25 2011-05-12 Edwards Lifesciences Corporation Method of implanting a prosthetic valve in a mitral valve with pulmonary vein anchoring
US20110270126A1 (en) * 2010-04-28 2011-11-03 Gunday Erhan H Pressure/Vacuum Actuated Catheter Forceps
CN104023677A (zh) * 2011-08-12 2014-09-03 W.L.戈尔及同仁股份有限公司 可外翻套管装置、系统和方法

Family Cites Families (100)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3284964A (en) 1964-03-26 1966-11-15 Saito Norio Flexible beam structures
US3459221A (en) 1966-07-22 1969-08-05 Tfh Publications Inc Manifold valve assembly
US3523547A (en) 1968-02-27 1970-08-11 Foxboro Co Fluidics plug-in module device
DE2302267B1 (de) 1973-01-18 1974-06-12 Abex Gmbh Denison, 4010 Hilden Leitungssäule für hydraulische Ventile
FR2257846B1 (zh) 1973-07-03 1976-05-28 Legris France Sa
US4082324A (en) 1976-10-04 1978-04-04 Obrecht Robert E Connection arrangement for manifold blocks
DE2752938C2 (de) 1977-11-26 1985-06-20 Bürkert GmbH, 7118 Ingelfingen Steuerventilanordnung für zahnärztliche Geräte
US4494417A (en) 1979-03-16 1985-01-22 Robotgruppen Hb Flexible arm, particularly a robot arm
US4900218A (en) 1983-04-07 1990-02-13 Sutherland Ivan E Robot arm structure
US4784042A (en) 1986-02-12 1988-11-15 Nathaniel A. Hardin Method and system employing strings of opposed gaseous-fluid inflatable tension actuators in jointed arms, legs, beams and columns for controlling their movements
US4762130A (en) 1987-01-15 1988-08-09 Thomas J. Fogarty Catheter with corkscrew-like balloon
US4958634A (en) 1987-05-06 1990-09-25 Jang G David Limacon geometry balloon angioplasty catheter systems and method of making same
US4838859A (en) 1987-05-19 1989-06-13 Steve Strassmann Steerable catheter
US4794912A (en) 1987-08-17 1989-01-03 Welch Allyn, Inc. Borescope or endoscope with fluid dynamic muscle
US4893613A (en) 1987-11-25 1990-01-16 Hake Lawrence W Endoscope construction with means for controlling rigidity and curvature of flexible endoscope tube
US4890611A (en) 1988-04-05 1990-01-02 Thomas J. Fogarty Endarterectomy apparatus and method
DE3935256C1 (zh) 1989-10-23 1991-01-03 Bauerfeind, Peter, Dr., 8264 Waldkraiburg, De
US4983165A (en) * 1990-01-23 1991-01-08 Loiterman David A Guidance system for vascular catheter or the like
US5018506A (en) 1990-06-18 1991-05-28 Welch Allyn, Inc. Fluid controlled biased bending neck
CN1052916C (zh) 1990-11-30 2000-05-31 黎浩钧 医用软性器件及其控制弯曲度的方法和装置
DE4133605C2 (de) 1991-10-10 1994-05-11 Siemens Ag Flexibler Roboterarm
US5308356A (en) 1993-02-25 1994-05-03 Blackshear Jr Perry L Passive perfusion angioplasty catheter
NL9301018A (nl) 1993-06-11 1995-01-02 Cordis Europ Bestuurd buigbare catheter.
US5413107A (en) 1994-02-16 1995-05-09 Tetrad Corporation Ultrasonic probe having articulated structure and rotatable transducer head
US5501667A (en) 1994-03-15 1996-03-26 Cordis Corporation Perfusion balloon and method of use and manufacture
JP3486238B2 (ja) 1994-09-21 2004-01-13 Ｓｍｃ株式会社 切換弁
US5534007A (en) * 1995-05-18 1996-07-09 Scimed Life Systems, Inc. Stent deployment catheter with collapsible sheath
US5820595A (en) 1995-06-07 1998-10-13 Parodi; Juan C. Adjustable inflatable catheter and method for adjusting the relative position of multiple inflatable portions of a catheter within a body passageway
US5865801A (en) 1995-07-18 1999-02-02 Houser; Russell A. Multiple compartmented balloon catheter with external pressure sensing
US5823955A (en) 1995-11-20 1998-10-20 Medtronic Cardiorhythm Atrioventricular valve tissue ablation catheter and method
US6123699A (en) 1997-09-05 2000-09-26 Cordis Webster, Inc. Omni-directional steerable catheter
US6503194B2 (en) 1998-06-11 2003-01-07 Fritz Pauker Endoscope shaft comprising a movable distal end
DE19833340A1 (de) 1998-07-24 2000-02-10 Karlsruhe Forschzent Wurmförmiger Arbeitsmechanismus
US6610083B2 (en) 1998-08-24 2003-08-26 Radiant Medical, Inc. Multiple lumen heat exchange catheters
US6648879B2 (en) 1999-02-24 2003-11-18 Cryovascular Systems, Inc. Safety cryotherapy catheter
US6432102B2 (en) 1999-03-15 2002-08-13 Cryovascular Systems, Inc. Cryosurgical fluid supply
US20010007070A1 (en) 1999-04-05 2001-07-05 Medtronic, Inc. Ablation catheter assembly and method for isolating a pulmonary vein
US6146339A (en) 1999-05-24 2000-11-14 Advanced Cardiovascular Systems Guide wire with operator controllable tip stiffness
JP4962750B2 (ja) 2000-04-21 2012-06-27 ユニベルシテ ピエール エ マリー キュリー（パリ シジェム） 特に内視鏡検査及び／又は低侵襲手術用器具のための湾曲変形装置
WO2002022198A2 (en) 2000-09-14 2002-03-21 Tuborg Engineering Nv Adaptive balloon with improved flexibility
US6527739B1 (en) 2000-12-29 2003-03-04 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Spiraled balloon arrangement for treatment of a tortuous vessel
US7422579B2 (en) 2001-05-01 2008-09-09 St. Jude Medical Cardiology Divison, Inc. Emboli protection devices and related methods of use
US6951226B2 (en) 2001-07-13 2005-10-04 Talon Innovations, Inc. Shear-resistant modular fluidic blocks
US6770027B2 (en) 2001-10-05 2004-08-03 Scimed Life Systems, Inc. Robotic endoscope with wireless interface
US6928313B2 (en) 2003-01-27 2005-08-09 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for accessing the coronary sinus to facilitate insertion of pacing leads
US7824391B2 (en) 2003-03-21 2010-11-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Articulating guide catheter
US7060062B2 (en) 2003-06-04 2006-06-13 Cryo Vascular Systems, Inc. Controllable pressure cryogenic balloon treatment system and method
DE102004003166B4 (de) 2004-01-21 2011-09-15 Siemens Ag Katheter
EP2614765B1 (en) 2004-02-09 2016-10-19 Smart Medical Systems Ltd. Endoscope assembly
US8764725B2 (en) 2004-02-09 2014-07-01 Covidien Lp Directional anchoring mechanism, method and applications thereof
DE102004017834B4 (de) 2004-04-13 2011-01-27 Siemens Ag Kathetereinrichtung
US7717875B2 (en) 2004-07-20 2010-05-18 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Steerable catheter with hydraulic or pneumatic actuator
US7753906B2 (en) 2004-09-14 2010-07-13 Richard Esposito Catheter having anchoring and stabilizing devices
US7850683B2 (en) 2005-05-20 2010-12-14 Myoscience, Inc. Subdermal cryogenic remodeling of muscles, nerves, connective tissue, and/or adipose tissue (fat)
US7204272B2 (en) 2005-06-07 2007-04-17 Micad Marine Systems, Llc Modular manifold
US7780723B2 (en) 2005-06-13 2010-08-24 Edwards Lifesciences Corporation Heart valve delivery system
US7412973B2 (en) 2005-07-06 2008-08-19 Ron Price Fuel vaporizer
US20070060997A1 (en) 2005-09-15 2007-03-15 Jan De Boer Multi-lumen steerable catheter
US20070123925A1 (en) 2005-11-28 2007-05-31 Medtronic Vascular, Inc. Pre-curved guiding catheter with mechanically actuated anchor
US8123678B2 (en) 2006-04-07 2012-02-28 The Regents Of The University Of Colorado Endoscope apparatus, actuators, and methods therefor
US20070270686A1 (en) 2006-05-03 2007-11-22 Ritter Rogers C Apparatus and methods for using inertial sensing to navigate a medical device
US8236057B2 (en) 2006-06-12 2012-08-07 Globus Medical, Inc. Inflatable multi-chambered devices and methods of treatment using the same
US7774039B2 (en) 2006-09-05 2010-08-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Multi-bend steerable mapping catheter
US8201473B2 (en) 2006-10-13 2012-06-19 Robotics Technology Leaders Gmbh Worm-like mechanism
US20080091073A1 (en) 2006-10-16 2008-04-17 Chul Hi Park Inflatable actuation device
US7879004B2 (en) 2006-12-13 2011-02-01 University Of Washington Catheter tip displacement mechanism
WO2008079828A2 (en) 2006-12-20 2008-07-03 Onset Medical Corporation Expandable trans-septal sheath
EP2150167B1 (en) 2007-05-10 2014-08-27 Technion Research & Development Foundation Ltd. Semi disposable endoscope
JP2010534529A (ja) 2007-07-26 2010-11-11 エスアールアイ インターナショナル 制御可能な機敏な内視鏡装置
US20090076584A1 (en) 2007-09-19 2009-03-19 Xtent, Inc. Apparatus and methods for deployment of multiple custom-length prostheses
US20090105816A1 (en) 2007-10-19 2009-04-23 Olsen Daniel H System using a helical retainer in the direct plication annuloplasty treatment of mitral valve regurgitation
US8114063B2 (en) 2008-05-07 2012-02-14 Sacco John J RFID-tagged urinary catheter
US20100168665A1 (en) * 2008-12-30 2010-07-01 Wilson-Cook Medical Inc. Segmented balloon for catheter tip deflection
US8388520B2 (en) 2009-02-25 2013-03-05 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Shape control endoscope
US8283890B2 (en) 2009-09-25 2012-10-09 Bard Peripheral Vascular, Inc. Charging station for battery powered biopsy apparatus
US8469059B1 (en) 2009-09-17 2013-06-25 Delavan Inc. Fluid divider valves
EP2488245B1 (en) 2009-10-12 2019-02-20 Corindus, Inc. Catheter system with percutaneous device movement algorithm
US8372055B2 (en) 2009-10-27 2013-02-12 Medtronic, Inc. Method of using a deflectable subselecting catheter
EP2335884B1 (de) 2009-12-15 2012-09-05 FESTO AG & Co. KG Fluidisch betreibbarer Manipulator
EP2545873B1 (en) 2010-03-11 2015-07-29 Terumo Kabushiki Kaisha Medical device
US20110295248A1 (en) 2010-05-28 2011-12-01 Hansen Medical, Inc. System and method for automated minimally invasive instrument command
FR2960468B1 (fr) 2010-05-31 2013-03-29 Commissariat Energie Atomique Structure gonflable articulee et bras robotise comportant une telle structure
EP2474287A1 (en) * 2011-01-11 2012-07-11 Symetis Sa Delivery catheter for stent-valve, and sub-assembly therefor
US9452276B2 (en) 2011-10-14 2016-09-27 Intuitive Surgical Operations, Inc. Catheter with removable vision probe
WO2013061280A1 (en) 2011-10-28 2013-05-02 Hemodynamix Medical Systems Inc. Fluid temperature and flow sensor apparatus and system for cardiovascular and other medical applications
US9271701B2 (en) 2012-01-09 2016-03-01 Covidien Lp Surgical articulation assembly
US9271855B2 (en) * 2012-05-09 2016-03-01 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Catheter having hydraulic actuator with tandem chambers
US9095321B2 (en) 2012-11-21 2015-08-04 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Cryotherapeutic devices having integral multi-helical balloons and methods of making the same
GB2511096A (en) 2013-02-22 2014-08-27 Fox Murphy Ltd A Mobile Indoor Navigation System
US9173713B2 (en) 2013-03-14 2015-11-03 Hansen Medical, Inc. Torque-based catheter articulation
US9498291B2 (en) 2013-03-15 2016-11-22 Hansen Medical, Inc. Touch-free catheter user interface controller
CA2913346A1 (en) 2013-06-05 2014-12-11 Metavention, Inc. Modulation of targeted nerve fibers
EP2839815A1 (de) * 2013-08-20 2015-02-25 Biotronik AG Kathetersystem mit beweglicher Hülle
US9956384B2 (en) 2014-01-24 2018-05-01 Cook Medical Technologies Llc Articulating balloon catheter and method for using the same
EP3243476B1 (en) 2014-03-24 2019-11-06 Auris Health, Inc. Systems and devices for catheter driving instinctiveness
EP3274039B1 (en) 2015-03-27 2020-04-22 Project Moray, Inc. Fluid drive system for catheter articulation and other uses
US10525233B2 (en) 2015-12-04 2020-01-07 Project Moray, Inc. Input and articulation system for catheters and other uses
US10500373B2 (en) 2015-12-04 2019-12-10 Project Moray, Inc. Lateral articulation anchors for catheters and other uses
US10806899B2 (en) 2016-02-17 2020-10-20 Project Moray, Inc. Local contraction of flexible bodies using balloon expansion for extension-contraction catheter articulation and other uses
CN109996490B (zh) 2016-09-28 2023-01-10 项目莫里股份有限公司 用于机器人导管系统和其它用途的基站、充电站和/或服务器以及改进的铰转装置和系统

Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20020058951A1 (en) * 1997-03-13 2002-05-16 Gary R. Fiedler Fluid actuated stent delivery system
US6113608A (en) * 1998-11-20 2000-09-05 Scimed Life Systems, Inc. Stent delivery device
US20020045929A1 (en) * 2000-10-13 2002-04-18 Juan-Carlos Diaz Stent delivery system with hydraulic deployment
US20060235368A1 (en) * 2002-09-30 2006-10-19 Sightline Technologies Ltd. Piston-actuated endoscopic tool
US20060030923A1 (en) * 2004-08-06 2006-02-09 Gunderson Richard C Stent delivery system
US20070100235A1 (en) * 2005-10-31 2007-05-03 Wilson-Cook Medical Inc. Steerable catheter devices and methods of articulating catheter devices
US20110112632A1 (en) * 2009-02-25 2011-05-12 Edwards Lifesciences Corporation Method of implanting a prosthetic valve in a mitral valve with pulmonary vein anchoring
US20110270126A1 (en) * 2010-04-28 2011-11-03 Gunday Erhan H Pressure/Vacuum Actuated Catheter Forceps
CN104023677A (zh) * 2011-08-12 2014-09-03 W.L.戈尔及同仁股份有限公司 可外翻套管装置、系统和方法

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN112915376A (zh) * 2019-12-05 2021-06-08 贺利氏医疗有限公司 用于局部施用药物流体的装置
CN112915376B (zh) * 2019-12-05 2023-10-10 贺利氏医疗有限公司 用于局部施用药物流体的装置
CN112998920A (zh) * 2019-12-20 2021-06-22 深圳市先健畅通医疗有限公司 输送器和支架系统
CN112998920B (zh) * 2019-12-20 2023-08-18 先健科技(深圳)有限公司 输送器和支架系统

Also Published As

Publication number Publication date
WO2017165810A1 (en) 2017-09-28
US20180071492A1 (en) 2018-03-15
CN109561960B (zh) 2021-11-19
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EP3432834B1 (en) 2021-01-13
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EP3432834A4 (en) 2019-12-11

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CN109561960A (zh) 用于导管、连续体操纵器和其它用途的流体致动的护套位移和铰接特性改进的系统、设备以及方法
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US10500373B2 (en) Lateral articulation anchors for catheters and other uses
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