根据保护工业产权巴黎公约的斯德哥尔摩法案的第4条和第8条并根据35U.S.C.§§111(a)和120，本申请要求2016年1月14日提交的美国非临时专利No.14/995,382的优先权，该申请是2014年4月3日提交的美国非临时专利申请No.14/244,241(现在为专利No.9,480,519，2016年11月1日授权)的美国非临时部分继续专利申请，后一申请是2012年10月4日提交的美国非临时专利申请No.13/644,365(现在为专利No.8,764,803，2014年7月1日授权)的美国非临时部分继续专利申请，这些申请的全部内容都以引用的方式并入本文。
技术领域
本发明涉及外科装置，更具体地，涉及整形外科装置，再进一步具体地，涉及与脊椎有关的矫正整形外科装置。
背景技术：
脊椎侧凸是导致脊椎或脊骨的异常曲线的疾病。患有脊椎侧凸的患者出现朝身体中线的任一侧的异常曲线(侧向曲线)，并且脊椎的骨像螺丝锥一样相互扭曲。脊椎侧凸对于女孩比男孩更常见，约为男孩的两倍。它可出现在任何年龄，但最常见于10岁以上的人。
图1是其脊椎患有脊椎侧凸的人P的程式化的后位视图。脊柱1被示出为具有两个侧向曲线，即，上曲线2和下曲线3。通常，一个侧向曲线的存在导致第二曲线的形成，以补偿由一个侧向曲线导致的身体的减小的脊椎支撑。图2A和图2B分别描绘了两种不同类型的现有技术的支架4和5，它们用于防止脊椎对齐的进一步恶化。在一些情形中，诸如支架4和5的支架可改进状况，但它们很少使穿戴者能够实现完全复原到正确的脊椎对齐。
通常，脊椎侧凸的病因是未知的，并且基于出现脊椎侧凸的年龄来进行描述。如果人小于3岁，它被称为小儿特发性脊椎侧凸。在3岁与10岁之间出现的脊椎侧凸被称为幼儿特发性脊椎侧凸，并且10岁以上的人群具有青少年特发性脊椎侧凸。
在功能性脊椎侧凸中，脊椎是正常的，但由于身体别处的问题而出现异常曲线。这可因一条腿比另一条腿短而导致或者由背部中的肌肉痉挛导致。在神经肌肉形式中，在脊椎的骨的形成期间，存在问题。脊椎的骨无法完全形成，或它们不能相互分离。此类型的脊椎侧凸可在患有其它疾病(包括先天缺陷、肌肉营养不良、脑性瘫痪和马凡氏病)的人群中出现。此类型的脊椎侧凸通常相比其它形式的脊椎侧凸更严重且需要更具积极性的治疗。退变性脊椎侧凸出现于老年人。这是由于关节炎引起的脊椎的改变而导致的。脊椎的正常韧带及其它软组织的减弱结合异常骨刺可导致脊椎的异常弯曲。
青少年特发性脊椎侧凸是脊椎侧凸的最常见形式。如果在首次诊断时脊椎曲线的角度(科伯角度)较小，则可通过常规X射线和测量来观察和随访。如果曲线保持小于25度，则通常不需要其它治疗。如果曲线介于25度与40度之间，则可认为曲线是显著的，并且可推荐支架。如果曲线大于40度，则可认为曲线是严重的，并且可推荐外科手术。支架并未被设计成矫正严重的脊椎曲线。它们用于帮助减慢或停止曲线变差。因为通常仅在认为曲线显著或严重时才推荐外科手术，所以外科医生受限于对被诊断患有脊椎侧凸的个体的群体子集进行外科手术。
脊椎融合是可用于减轻脊椎侧凸的一种外科手术。在此手术中，骨被移植到椎骨以形成刚性柱。该柱的刚性防止曲线变差。然而，该刚性柱减小了患者可进行的运动范围。
现代外科手术试图解决较早的杆式系统未解决的矢状面失衡和旋转缺陷。它们主要涉及将脊椎固定并向脊椎施加力以矫正脊椎弯曲的杆、螺钉、钩、线缆和/或丝线的组合。其全部内容以引用的方式并入本文的美国专利申请公开No.2006/0195090(Suddaby)中可看到使用螺钉和线缆的实例。Suddaby公开一种用于通过将一系列螺钉或销放置到个别椎骨的骨体的后侧或横向侧而改进脊椎对齐的系统。中空间隔件被放置在所述销之间，并且线缆延伸穿过所述销和间隔件的头部并附接到膨胀套筒。张力通过如下方式施加到线缆：拉动该线缆穿过膨胀套筒，然后将张力施加到线缆以将所附接的销拉动到改进的对齐。该线缆的端部处的多个结节中的一个然后被放置到膨胀套筒的通道中，由此将线缆保持在新的“张紧”位置。该张力阻止脊椎的移动。
美国专利No.6,551,320(Lieberman)公开了一种用于对齐脊椎的设备，其包括被拧到邻近的椎体中的多个锚固件。一根线缆或一系列线缆穿过或围绕锚固件而缠结，并且接着被拉动。施加到线缆的张力用于将脊椎拉动到期望的对齐。美国专利申请公开No.2009/0112262(Pool等人)公开一种系统，其中，至少一个锚固件被拧到或以其它方式嵌入上椎骨中，并且一个或多个锚固件被类似地放置在下椎骨中。线缆在锚固件之间延伸，并且力由磁性调节装置施加到该线缆以对齐脊椎。在一些情形中，第二锚固件-线缆布置可用在脊椎的相反侧。
美国专利No.5,782,831(Sherman等人)公开了一种用于减少邻近椎骨之间的移位的椎骨的系统。Sherman专利描述了一种系统，其中，两个锚固件在移位的椎骨的任一侧上拧到椎骨中，其中，杆被附接在锚固件之间。第三锚固件被拧到移位的椎骨中并附接到线缆。线缆收紧装置(例如，紧线夹式装置)用于将移位的椎骨拉动到对齐，此后，移位的椎骨附接到支撑杆。然而，跨越三根邻近椎骨的杆的附接阻碍将弯曲的椎骨拉动到较适当的对齐。
在试图解决脊椎对齐和移位问题时，现有技术依赖于多个椎骨锚固件并且通过复杂的施力器和线缆系统进行的对齐力的施加。这样的矫正系统可相当昂贵。此外，典型矫正系统涉及因拉伸脊柱而导致的永久神经损伤的风险。用于治疗脊椎侧凸的外科矫正系统的其它典型风险涉及感染、失血和肺、肠和膀胱问题。因为上述技术通常需要个别脊椎元件的直接检验，所以需要较长切口和较大脊椎解剖以露出需要治疗的脊椎节段。即使通过这些危及生命的大手术，也很少(如果曾经有的话)实现完美的脊椎对齐。
因而，需要一种用于对齐脊椎的经皮设备，其具有较少零件且容易植入，同时经过一段预定时间实现脊椎对齐的逐渐复原，以使得大的和/或突然的力不会施加到弯曲的脊椎。通过经过一段较长的时间施加减小的矫正力，可减少或避免并发症，例如，骨折和神经损伤。此外，在神经外科和整形外科领域中，有利的是通过简单的经皮方法来对齐脊椎，使得能够采用内窥镜或微创技术。此外，有利的是，通过对完整皮肤触诊操作来接近用于对齐脊椎的装置以避免感染。
技术实现要素：
本发明宽范围地包括一种用于将具有多根椎骨的脊椎对齐的皮下植入式装置，其包括：第一支架组件，其紧固到脊椎的第一椎骨；第二支架组件，其紧固到脊椎的第二椎骨；杆，其由至少两个支架组件紧固，该杆被布置成在所述至少两个支架组件内有限地滑动移动；齿轮机构，其附接到所述杆；控制构件，其附接到所述齿轮机构；以及线缆，其由锚固件固定地紧固到脊椎的第三椎骨。第三椎骨位于第一椎骨与第二椎骨之间，并且所述线缆被布置成将第三椎骨朝向所述杆拉动。
本发明还宽范围地包括一种骨延长设备，其包括：螺旋套管，其紧固到所述骨的远端部分；分离杆，其包含被布置成接合所述远端部分的螺旋套管的螺纹端部，该分离杆被布置成能紧固到骨的近端部分并且能从近端部分延伸到远端部分，并且其中，该近端部分与远端部分分开一定的间隙；齿轮机构，其附接到所述分离杆；以及控制构件，其附接到齿轮机构并布置成使所述分离杆旋转，以加宽骨的近端部分与远端部分之间的所述间隙。
本发明的主要目的是提供脊椎对齐装置和方法，其中，“逐渐”实现矫正对齐以避免可能的神经损伤和肌肉损伤。“逐渐”是指经过几周到几个月的一段时间(取决于侧向曲线的严重性)。
本发明的另一目的是提供用于使用简单经皮方法和微创技术(例如，内窥镜技术)来对齐脊椎中的侧向曲线的装置。
本发明的又一目的是提供一种方法，其中，可皮下接近对齐装置，以减小可能在脊椎对齐装置穿过皮肤连接到身体外的支架时发生的感染的可能性。
本发明的再一目的是提供一种用于对齐脊椎中的侧向曲线的装置，其中，在包括球囊和/或锚固件和/或牵引线缆的对齐装置由生物可吸收材料制成的情况下，该装置可在身体内被再吸收。
本发明的另一目的是提供一种用于在皮下逐渐矫正患有脊椎侧凸的脊椎的机械装置。
本发明的又一目的是提供一种脊椎对齐方法，其中，脊柱的两侧可同时经受对齐程序。
本发明的再一目的是提供一种用于使用最小量的椎骨钻孔部位来对齐脊椎中的侧向曲线的装置。
本发明的再一目的是提供一种用于对齐脊椎的经皮装置，其包括可通过能够被抽出的生物可吸收液体或生物可吸收材料(例如，骨浆)充胀的球囊。
本发明的再一目的是提供一种用于对齐脊椎的经皮装置，其包括含有金属叶片的球囊，该金属叶片可抵靠骨的外部皮质表面展开以加强锚固能力。
本发明的另一目的是提供一种可机械地、液压地或电子地操作的装置，其包括可在骨内或骨周围展开的可扩展锚固机构，该可扩展锚固机构可通过足以可控地改变骨骼结构的临时或永久位置的推动或拉动向量力来可靠地致动。
本发明的附加目的是提供一种用于目标骨的精确延长的骨延长组件。
对于本领域普通技术人员来说，当结合附图和所附权利要求书阅读以下详细描述时，本发明的这些及其它目的、特征和功能将变得清楚。
附图说明
现在，将在结合附图进行的本发明的以下详细描述中更充分地描述本发明的性质和操作模式，其中：
图1是其脊椎患有脊椎侧凸的人的程式化的后位视图；
图2A是穿戴了现有技术中已知的全身支架的、带有脊椎侧凸的人的后视图；
图2B是类似于图2A的后视图，但示出了较轻的现有技术支架；
图3是中空骨螺钉的截面图，该中空骨螺钉具有外套管(outershell)以及螺纹地插入在该外套管中的内螺钉；
图4和图4A演示了内螺钉如何能够与外套管分离而沿着外套管的长度留下作为中空空间的内腔；
图5A是本发明的组件的稳定杆的俯视图；
图5B是该稳定杆的侧视图，示出了被形成为凸峰(peak)的接纳器(receiver)，该凸峰限定有螺钉孔；
图5C是大致沿着图5B中的线5C-5C截取的剖视图；
图6是本发明的组件的侧视立体分解图，该组件附接到要对齐的脊椎的脊柱中的椎骨；
图7是该组件的侧视立体图，示出了附接到拉动线缆的端部的拉动工具；
图8是侧向弯曲的脊柱的前位视图，其中，该对齐组件处于适当位置；
图9是示出了在拉动程序之后将脊柱保持在适当位置的该组件的前位视图；
图10是类似于图9的前位视图，示出了脊柱在后续的拉动程序之后相对于轴线移动到更直的位置。
图10A是类似于图10的前位视图，示出了该组件，其中，拉动工具被移除，并且管定位螺钉被拧到管孔口中，以在拉动程序期间将线缆保持在适当位置；
图11是示出了最终拉动程序的结果的前位视图，其中，脊柱的侧向曲线显著减小(如果未消除的话)；
图12是示出了最终拉动程序之后的脊柱的前位视图；
图12A是类似于图5C的截面图，示出了定位螺钉将线缆保持在适当位置，以在最终拉动程序之后维持该组件的张力；
图13是可充胀球囊骨锚固件的俯视图，该可充胀球囊骨锚固件是在具有一个或多个侧向曲线的脊椎的逐渐对齐中使用的第二组件的部件；
图14A是目标椎骨的截面图，其中，使用Jamshidi针在目标椎骨中钻出孔；
图14B是与图14A相同的视图，描绘了Jamshidi针被从球囊和管周围抽出；
图14C示出了目标椎骨的核心处的松质材料内的可充胀球囊开始充胀；
图14D描绘了锚固件顶端的抽出，该锚固件顶端的抽出导致已充胀的球囊内衬于(lining)在松质骨材料内产生的空腔中；
图15A描绘了将可充胀球囊锚固件附接到椎骨的第二种方法，其中，Jamshidi针贯穿椎骨钻孔，以产生延伸穿过椎骨的相反两侧的通道；
图15B示出了Jamshidi针被从可充胀球囊导管周围抽出并且该球囊开始充胀；
图15C示出了可充胀球囊被拉靠在目标椎骨的与球囊骨锚固件进入椎骨的一侧(近端侧)相反的一侧上；
图15D描绘了完全充胀的球囊被拉靠在椎骨上；
图16是可充胀球囊导管的示意性后位视图，该可充胀球囊导管附接到外部杠杆支撑件以形成本发明的第二实施例；
图17是嵌入到椎骨中并附接到支柱的骨螺钉的局部截面图；
图18A是使用两个球囊锚固件组件将脊柱拉动到对齐的示意图；
图18B示意性地描绘了使用骨螺钉构造以及一个或多个球囊锚固件组件将拉动力和推动力二者相组合，以在侧向曲线的两侧上同时施加矫正压力；
图19是用于执行脊椎的逐渐侧向脊椎对齐的组件的第二替代实施例的缠绕构件部件的俯视立体图；
图20是封闭在壳体中的蜗轮的俯视立体图；
图21A是棘轮组件的俯视立体图，该棘轮组件在用于执行逐渐脊椎对齐的第二替代组件中用作替代形式的缠绕构件；
图21B是棘轮组件的俯视立体图，该棘轮组件在用于执行逐渐脊椎对齐的第二替代组件中用作替代形式的缠绕构件；
图22是紧固到刚性支承杆的该组件的仰视立体图；
图23是附接到弯曲脊柱的该组件的前位视图；
图24是与图23相同的视图，描绘了脊柱被拉得更直，即，更接近所期望的解剖位置；
图25示出了脊柱处于通过将脊椎的曲线朝向支承杆拉动而导致的、期望的解剖对齐中；
图26是用于将椎骨附接到支承杆的支承组件的一个实施例的放大的后位视图；
图27描绘了附接到脊柱(spinal cord)的组件的第二替代实施例，其中，可充胀球囊锚固件延伸穿过目标椎骨并通过线缆附接到该组件；
图28是与图27相同的视图，描绘了脊柱被拉动得更直，即，更接近所期望的解剖位置；
图29是与图27相同的视图，其中，使用球囊锚固件将脊柱拉动到所期望的解剖对齐；
图30是股骨的纵向截面图；
图31是股骨的放大截面图，示出了截骨区将股骨分为上段和下段；
图32A是与图31所示的相同的股骨的纵向截面图，包括具有蜗轮的骨延长组件；
图32B是与图32A类似的视图，其中，由截骨区形成的间隙在分离杆转动之后被加宽；
图33示出了填充由截骨区产生的所述间隙的、自然发生的骨生长；
图34描绘了在分离杆和蜗轮移除之后完成了骨生长；并且
图35是与图32相同的视图，示出了使用电动马达来转动分离杆。
具体实施方式
首先，应当理解，不同附图上的相同附图标记表示本发明的相同结构元件。还应理解，为了清楚地描绘本发明的属性，图的比例和角度并非始终是按比例的。
虽然参照当前被认为是优选实施例的内容来描述本发明，但应理解，本发明不限于所公开的实施例。本发明旨在涵盖所附权利要求书的精神和范围内所包含的各种修改和等同布置。
此外，应当理解，本发明不限于所描述的特定方法、材料和修改，因此当然可以变化。还应理解，本文使用的术语仅出于描述特定方面的目的，并非旨在限制本发明的范围，本发明的范围仅由所附权利要求书限定。
除非另外定义，否则，本文中使用的所有技术术语和科学术语具有与本发明所属领域的普通技术人员通常理解的含义相同的含义。虽然可在本发明的实践或测试中使用与本文所述的那些类似或等同的任何方法、装置或材料，但现在描述优选的方法、装置和材料。
图3是中空骨螺钉20的截面图。如下所述，该骨螺钉用于将本发明的组件紧固到患者的椎骨。外螺旋套管22在外部螺旋地设有螺纹22A，以使其能够拧到椎骨的骨体中，如下所述。内螺钉24也在外部螺旋地设有螺纹24A，以与外螺旋套管22的内螺纹22B螺纹连接。优选地，帽24B附接到内螺钉24的近端。图4和图4A演示了内螺钉24如何能够与外套管22分离而沿着外套管22的长度留下作为中空空间的内腔26。应当理解，螺纹22A和24A可以省去。
图5A是稳定杆30(“杆30”)的俯视图。优选地，杆30的端部30A弯曲，以提供能够更容易地沿着脊椎及沿脊椎的纵肌移动的优点。接纳器复合体32(“接纳器32”)从杆30的表面延伸以形成限定有螺钉孔34的凸峰。图5B是杆30的侧视图，示出了接纳器32被形成为限定有螺钉孔34(图5B中不可见)的凸峰。还可看到孔口36和定位螺钉37。
图5C是大致沿着图5B中的线5C-5C截取的剖视图。定位螺钉37被示出为设置在接纳器32中。可以看到，孔口36和定位螺钉37具有平行的纵向轴线，并且这两条轴线实质上垂直于螺钉孔34的轴线34A。环形唇缘38围绕孔口36和定位螺钉37，并且在外部设有螺纹。定位螺钉37接合螺纹通孔37A(被示出在图6中)。
图6是组件10的侧视立体分解图，该组件10附接到要对齐的脊椎的脊柱中的椎骨80。最初，中空螺钉20延伸到螺钉孔34中，并拧到目标椎骨的骨体80中，直到远端点25从远端侧略微出来为止，该远端侧优选在侧向弯曲的脊柱1的凸曲线的顶点处或附近。内螺钉24然后被从外套管22移除，因此形成敞口内腔26。突缘螺栓(toggle bolt)40从椎骨80的近端侧被引导穿过内腔26，直到它在中空螺钉20的远端处延伸越过远端点25，该突缘螺栓40具有轴41和可展开的翼42，该轴41具有远端和近端(图6中不可见)。优选地，突缘螺栓40包括枢转附件44，翼42附接到该枢转附件44。翼42被如图6所示地展开(打开)，并被拉靠在椎骨80的凸出侧上。附接到轴41的近端的线缆46从内腔26的近端延伸出，并且被引导到螺钉孔34中并沿着孔口36向上引导。这种垂直转向优选由孔口36的弯曲壁36A引导。本领域普通技术人员应认识到，线缆46可通过在远端点25处展开的翼46从远端点25朝向内腔26的近端穿线。此外，可以使用具有与翼46类似地定位的已扩展或可扩展的部件的等同装置来代替突缘螺栓40，只要这些装置为如下所述地拉动线缆46提供令人满意的支持即可。
线缆46被引导穿过管50，该管50向后延伸穿过背部BA。唇缘52位于管50的一端处并包括内螺纹52A，使得管50能够螺纹附接到环形唇缘38。定位螺钉54被拧到带有螺纹的管孔口50A中，以将线缆46保持在适当位置。
图7是组件10的侧视立体图，示出了附接到线缆46端部的拉动工具60。线缆46具有足够的长度以从突缘螺栓轴的近端延伸到背部之外，从而附接到拉动工具60。拉动工具的实例是能够重复地将拉动力施加到线缆46的绞盘或卷盘型装置、紧线夹、钳子、螺旋千斤顶或其它适当装置，该线缆46在突缘翼42与椎体80接触的点处拉动侧向弯曲的脊柱1的凸出顶端。管50被螺纹附接到环形唇缘38。应当理解，其它椎骨位于目标椎骨80上方和下方。因为杆30被沿着脊椎的凹曲线放置，所以可能的是，在如图7所示的对齐过程的一些或全部期间，杆30并不接触椎骨80。所述垂直转向允许线缆46上的力向量被导引出背部BA，从而能够避开肺和周围的内脏。
图8是侧向弯曲的脊柱1的前位视图，其中，对齐组件10处于适当位置，如图7所示。轴线A表示当脊柱1伸直到理想的解剖位置时该脊柱1的纵向轴线。突缘螺栓40被描绘为其展开的翼42接触椎骨80。椎间盘70被示出为在各个椎骨之间交替地位于脊柱1内。管50到环形唇缘38的附接被以切断的形式描绘出，以示出从突缘螺栓40穿过内腔26和孔口36延伸到管50中的线缆46。在优选的实施中，管50将附接到环形唇缘38。线缆46的远侧端或远端附接到拉动工具60。杆30沿着脊柱1横向和纵向地放置。可以看到，因为杆30优选处于侧向脊椎曲线的凹侧，所以杆30可能不接触弯曲的脊柱1，其中，线缆46在凹侧或近端侧上从脊柱1出来。
在拉动程序期间，定位螺钉54被松开或从管孔口50A移除。拉动工具60将拉动力跨越脊柱1施加到翼42上。此举将脊柱1拉靠在稳定杆30上，从而迫使翼42并因此迫使椎骨80朝向杆30移动，由此减小所述侧向曲线。在充分移动之后，管定位螺钉54被拧到管孔口50A中，以将所拉动的线缆和脊柱保持在新的更直的位置。在允许肌肉和神经以及脊柱1调节到新位置一段时间之后，重复所述拉动程序，其中，脊柱1被再次拉靠在杆30上而相对于轴线A拉动到更直的位置。图9示出了拉动程序之后的组件10，其中，管50在环形唇缘38(图9中未示出)处附接到杆30。通过按照拉动、收紧和等待的顺序，使脊柱1逐渐接近适当对齐。“逐渐”或“逐渐地”是指可以在短至一或两天、长至6个月的时间内实现对齐，但在轻度脊椎侧凸的情况下，可以是5-15分钟至一天。通常，对齐时间可在一周到约三个月的范围内，但本领域普通技术人员应认识到，对齐时间的长度取决于诸如侧向曲线的严重性、患者的年龄和周围神经肌肉结构的强度等因素以及其它因素。
图10是在后续的拉动程序之后相对于轴线A移动到更直位置的脊柱1的前位视图。杆30被示出为随着脊柱1被拉得更直而更接近脊柱1。还可以看到，弯曲端部30A相对于笔直端部提供的优点在于：其允许稳定杆30沿着脊柱1移动，而对脊柱1的元件的干涉很少(即使有的话)。图10A示出了组件10，其中，拉动工具被移除，并且管定位螺钉54被拧到管孔口50A中，从而在拉动程序期间将线缆46保持在适当位置。
图11是相同的前位视图，示出了最终拉动程序的结果，其中，脊柱1的侧向曲线显著减小(如果未消除的话)。可以看到，稳定杆30的中间段在中空骨螺钉20的插入点处被拉动得靠近椎骨80。
图12是示出了最终拉动程序之后的脊柱1的前位视图。管50被穿过患者的背部而移除。稳定杆30留在适当位置，从而通过在内腔26中的线缆46上传递的保持力将脊柱1抵靠着突缘螺栓翼42保持在适当位置。
图12A是类似于图5C的截面图，其中，定位螺钉37被示出为拧在螺钉孔34内，以在最终拉动程序之后将线缆46在张力下保持(固定)在适当位置。在定位螺钉54被松开之前，定位螺钉37被拧在适当位置以恒定地维持线缆46中的张力，从而使组件10能够将脊柱1保持在最终位置上。可使用本领域普通技术人员已知的适当的常规仪器或关节镜仪器来拧紧定位螺钉37。因此，线缆46在远端处通过其与突缘螺栓40的附接并在近端处通过定位螺钉37而在张力下保持在适当位置。在定位螺钉37固定到线缆46之后，线缆46的延伸超出定位螺钉37的剩余“尾部”可在孔口36附近或在孔口36内被切断。在一个实施例中，可以将帽放置在环形唇缘38上。
在替代实施例中，不需要切口的脊椎对齐的经皮方法采用穿刺伤，以便于将可展开的骨锚固件放置到所选定的脊椎元件中或跨越所选定的脊椎元件放置，使得拉伸力能够施加到脊椎的特定区域，因此有助于脊椎对齐。
为了实现这些目的，具有可移除的中心管心针的标准Jamshidi针从直接外侧入路或后外侧入路(这取决于避免干预肌肉或其它结构的期望)穿过所选定的脊椎元件，例如椎骨。
图13是可充胀球囊骨锚固件110(“锚固件110”)的俯视图，该可充胀球囊骨锚固件110是在具有一个或多个侧向曲线的脊椎的逐渐对齐中使用的组件100(被示出在图16中)的部件。锚固件110包括中空管112，其中，可充胀球囊114附接在远端117处，且流体导管118(“导管118”)附接到近端116。可选地，端口118A和118B从导管118延伸，并接收可用于如下所述地使球囊114充胀的流体。流体可经由导管118被引入到管112和球囊114中。优选地，管112和球囊114由聚乙醇酸或其它类似的生物兼容性可吸收材料制成，它能够如下所述地耐受在锚固件110上产生的拉伸或拉动应变，并在对齐程序完成之后被良好地再吸收到身体内。在球囊114可充胀且可紧缩的实例实施例中，两个端口118A和118B可用于允许流体进出球囊114。在球囊114不可分解的实例实施例中，仅需要单个端口118A或118B以允许流体进入球囊114中。在此情况下，流体被引入并密封，直到它分解为止。
图14A是目标椎骨80的截面图，其中，配备有可移除管心针102A的Jamshidi针102(“针102”)用于在椎骨80中钻出孔。管112的远端117位于针102内，其中，未充胀的球囊114接触锚固件顶端114A。可以看到线缆113延伸穿过管112并附接到锚固件顶端114A。图14B是与图14A相同的视图，其中，管心针102A被从针102移除，并且，针102在管112上被从球囊114和管112周围抽出。在一个实施例中，在导管118附接到近端116之前，针102被抽出。图14C示出了球囊114在形成椎骨80的核心的松质材料内开始充胀，而图14D描绘了锚固件顶端114A的抽出，该锚固件顶端114A的抽出导致已充胀的球囊114产生空腔82并内衬于该空腔中，从而变成内置在松质骨材料内。
图14C和图14D描绘了通过液压方法进行的球囊114的充胀，其中，流体经由端口118A和/或118B被引入并穿过管112进入球囊114中。随着流体体积增大，球囊114的尺寸增大，以在松质材料中产生空腔82。对于暂时的锚固件固定，可使用水或盐水使球囊114充胀。永久固定可通过可硬化材料(例如，本领域普通技术人员已知的骨浆或甲基丙烯酸甲酯(MMA))来实现。应当理解，可使用非顺应性或顺应性球囊。如果使用顺应性球囊，则它由可硬化材料制成。
图15A描绘了将锚固件110附接到椎骨80的第二种方法。针102穿过椎骨80进行钻孔或挖掘，以产生延伸穿过椎骨80的相反两侧的通道。类似于上文所述的方法，可以看到，锚固件110在钻孔过程期间被携载在针102内或稍后在管心针被移除之后放置。图15B示出了管心针102A被移除并且针102被从锚固件110周围抽出且球囊114开始充胀。图15C示出了球囊114被拉靠在椎骨80的与管112进入椎骨80的一侧(近端侧)相反的一侧(远端侧)上。图15D描绘了完全充胀的球囊114被拉靠在椎骨80上。
图15B到图15D描绘了用于机械地展开球囊114的设备的替代实施例。阵列114B包括多个臂或叶片，所述多个臂或叶片被操作性地附接到球囊114的内表面并枢转地附接到线缆113。“操作性地附接”是指部件或装置被直接或间接地连接到第二部件并使该第二部件起作用。例如，阵列114B中的多个臂中的每一个臂均操作性地附接到球囊114的内表面并使球囊114打开。当线缆113被拉动时，阵列114B的臂各自打开，从而使球囊114充胀。替代地，当球囊充胀时，所述臂枢转地展开。当在如下所述的对齐过程期间需要较大的拉动力或牵引力时，阵列114B可用于打开球囊114。应认识到，这种机械充胀方法可用于形成空腔82并使球囊114嵌入(如图14C和14D中所见)。反过来，上文所述的液压方法可用于使球囊114充胀并将其拉向椎骨80(如图15C和图15D中所见)。
图16是锚固件110的示意性后位视图，该锚固件110附接到外部杠杆支撑件B以形成组件100。在所示出的后位视图中，管112延伸穿过椎骨80，其中，可充胀球囊114被拉靠在椎骨80的位于脊柱的侧向曲线的凸出侧的一侧上。在球囊114充胀后，管112被可释放地附接到外部杠杆支撑件B(在此情况下，是与图1中所见且上文另外描述的支架类似的外部身体支架(“支架B”))。近端116附接到支架B。为了实现在身体外的附接，可形成小切口以使管112穿过皮肤并将管112可释放地附接到支架B。可类似于上文关于组件10所看到的而进行附接，其中，线缆46被拉动且系在稳定杆30上。可使用附接到近端116的拉动工具，例如，紧线夹、绞盘、钳子等。
因为到椎骨80的附接是经皮的且是可逆的，所以可选择多个附接点以解决多个曲线问题并使矫正力不仅仅散布在目标椎骨80上，从而不需要单根线缆上的过量的力。可相对每一系列的组件100使用多个局部外部支架B，以更精确地引导所需的拉动力。这提供了如下优点：减轻对目前使用的大外部支架的需要。在优选实施例中，所述支架可具有可移动衬垫或接触点，以防止在皮肤上同一部位施加拉动力。
图17是嵌入椎骨80中并附接到支柱122的骨螺钉120的截面图。骨螺钉120和支柱122是图18B所示的骨螺钉-支柱构造130的部件。这种骨螺钉-支柱构造130(“构造130”)可用于通过将附接到支架B'的支柱122朝向嵌入的骨螺钉120转动而在侧向曲线上施加推动力，由此将侧向曲线推动到对齐。优选地，骨螺钉120通过铰链或一些其它多轴连接而附接到支柱122，以允许随着骨螺钉120在侧向曲线上推动而将不同向量角的力施加到骨螺钉120。
图18A是使用两个组件100将脊柱拉动到对齐的示意图。可以看到，锚固件110附接到椎骨80，其中，球囊114在侧向曲线的凸出侧上接触椎骨80。这种布置提供了减小施加到骨锚固件110的部件以及施加到脊柱自身的力的优点。
图18B示意性地描绘了使用骨螺钉构造130以及一个或多个组件100将拉动力和推动力二者相组合，以在侧向曲线的两侧上施加矫正力。构造130在脊椎的与组件100相反的一侧上附接到支架B'。应认识到，支架B'可以是与附接到组件100的支撑件B相同或不同的外部支撑件。通过将螺纹附接到支架B'的支柱122朝向侧向曲线的凸出侧旋拧并因此将侧向曲线推动到对齐，骨螺钉120可用于将侧向曲线推动到对齐。图18B还示出了两个组件100将同一侧向曲线的两个部分拉动到对齐，从而演示了组件100到脊椎上的多个点的附接。
组件100以与用于上文所述的组件10的方式类似的方式被使用。在锚固件110附接到目标椎骨80并且近端116附接到支架B的情况下，管112被拉向支架B，以将侧向曲线拉动得更接近对齐。在拉动过程之后，管112以将锚固件110保持在拉动位置的方式附接到支架B，由此将侧向曲线保持在其更接近所期望的对齐的新位置上。可通过MRI、X射线等来观察拉动过程及该拉动过程的结果，以确定每次将锚固件110拉动多少。通过重复“拉动-系结”过程，可以使侧向曲线逐渐对齐或更接近对齐，而不扰乱周围组织和神经。类似地，骨构造130可与组件100互补，以将脊椎逐渐推动到期望的对齐。
一旦经过一段时间而实现期望的脊椎对齐后，非常类似于用支架来对齐牙齿，可使用内窥镜技术来融合脊椎，并且所展开的锚固件可收缩并被移除，或溶解到身体中。替代地，可维持皮下对齐，直到达到骨骼成熟为止，从而潜在地完全消除对外科手术的需要。
图19是用于执行脊椎的逐渐侧向脊椎对齐的组件200的第二替代实施例的缠绕构件部件的俯视立体图。在所示出的构造中，该缠绕构件为棘轮机构202(例如，蜗轮)的形式，其包括与轮206相互作用的螺杆204。应当理解，螺杆204可以是蜗杆，并且轮206可以是蜗轮。轮206包括保持或固持线缆212的柄210。控制杠杆208充当控制构件，并操作性地附接到螺杆204，以在被按压时将螺杆204转动预定的量。“操作性地附接”是指部件或装置被直接或间接地连接到第二部件并使该第二部件起作用，例如，转动预定的量。如图19中可见，当螺杆204转动时，轮206也旋转，这进而使柄210旋转以缠绕线缆212。应当理解，由于螺杆204和轮206之间的摩擦关系，轮206无法使蜗杆204旋转。弹簧构件205A被设置成使杠杆208能够回弹到其开始位置，使得杠杆208仅能够在被按压时移动预定的量。弹簧构件205A例如为扭簧的形式。
图20是被封闭在壳体203中的棘轮机构202的俯视立体图。对于本领域技术人员来说清楚的是，壳体203可以是将棘轮机构202封闭的单个单元，或可单独地包括将棘轮机构202的独立部件封闭的元件，例如，封闭柄210的壳体203A，如图20所见。应当理解，壳体203可由任何适当的外壳构成，例如，硅酮弹性体。优选地，包括弹簧构件205B以使杠杆208能够回弹到其开始位置，从而产生棘轮效应，使得杠杆208仅能够在被按压时移动预定的量。弹簧构件205B可以是附接到壳体203的螺旋弹簧的形式，其中，使杠杆208返回到开始位置。杠杆208可离开附接到回弹板208A的螺旋弹簧211而回弹到开始位置。本领域普通技术人员应认识到，虽然图19-20描绘了用于使杠杆208返回到开始位置的不同弹簧构件，但优选地，在任一个特定棘轮机构202中，仅使用一个弹簧构件。
该缠绕构件可以是用于通过棘轮机构202或直接通过棘轮组件216的控制来控制柄210的旋转的棘轮机构，如图21A和图21B所示。在图21A中，控制杠杆208被操作性地附接到棘轮齿轮216A，该棘轮齿轮216A接合棘轮齿轮216B以使棘轮齿轮216B在单个方向上旋转。在图21B中，控制杠杆208被操作性地附接到单个棘轮齿轮216A，并且控制杠杆208可经由棘爪217P而使棘轮齿轮216A在单个方向上旋转。棘爪217P连接到包围组件216的壳体203(被示出在图20中)。弹簧217用于维持棘轮组件216中的旋转张力，以使杠杆208返回到其开始位置。本领域普通技术人员应认识到，蜗杆(例如，螺杆204)可附接到棘轮组件216，以通过对控制杠杆208的每次按压而使棘轮机构202能够旋转预定的量并因此将线缆212拉动预定的量。
图22是包括刚性支承杆220的组件200的仰视立体图。棘轮机构202的部件被封闭在壳体203、203A和203B中。图22还包含包括椎骨80和椎间盘70的脊柱的示意性后位视图。棘轮机构202可相对于脊柱以不同的取向被附接到杆220。优选地，棘轮机构202以如下方式被附接：使得在其固定到适当位置之前能够实现其沿着杆220的纵向移动，并且允许控制杠杆208接近周围组织的外侧以便能够从患者身体的外部对控制杠杆208进行操作(例如，按压)。虽然图22中未示出，但优选地，弹簧构件(例如，上文所述的弹簧构件)被包括在组件200中，以确保线缆212在杠杆208被按压时(一旦通过经由皮肤的触诊操作而辨别出)仅缠绕预定的量。
图23是附接到弯曲脊柱的组件200的前位视图。轴线A表示当伸直到理想的解剖位置时的脊柱的纵向轴线，而轴线A'指示了弯曲脊柱的纵向轴线。例如，目标椎骨80可准备好以上文所述的方式接纳椎骨固定元件(在此情形中为突缘螺栓40)。突缘螺栓40延伸穿过孔34，使得突缘螺栓40的远端延伸穿过椎骨80，其中，翼42靠在椎骨80的一侧上延伸。线缆212附接到突缘螺栓40的近端，并且被保持在棘轮机构202的柄210上。支承组件222在组件200上方和组件200下方被滑动地附接到支承杆220，以维持组件200相对于孔34和突缘螺栓40的位置，使得线缆212继续以方便的角度(例如，大致垂直于脊柱)缠绕。通过帽C和C'来防止支承组件222滑动离开支承杆220。应当理解，额外的构件可沿着支承杆220放置，以限制支承组件222的移动，如图26所示。
图24是与图23相同的视图，描绘了由于将线缆212缠绕在棘轮机构202(被封闭在壳体203中)的柄210上而将脊柱1拉动得更接近期望的解剖位置。这通过线A与A'之间的较小偏移角来理解。随着脊柱1变得更直，脊柱1延长了，这反映在每个支承组件222与支承杆220的端部之间的距离的减小，从而演示了支承组件222与支承杆220的枢转附接或滑动附接，如下文所论述的。图25示出了脊柱1处于通过将脊椎的曲线朝向支承杆220拉动而导致的、期望的解剖对齐中。
图26是附接到椎骨80和支承杆220的支承组件222的一个实施例的放大的后位视图。螺钉222A枢转地附接到骨体222B并拧到椎骨80中，在此情况下，被拧到上关节突的小面上的横突的背侧。紧定螺钉222C被拧到骨体222B上以将支承组件222保持在穿过骨体222B的支承杆220上。螺钉222A与骨体222B的枢转附接使支承组件222能够保持附接到椎骨80并允许脊柱1被拉动到更直地对齐。支承组件222可按如下方式附接：使支承组件222能够随着脊柱1的伸直而在支承杆220上滑动。
在组件200的替代实施例中，具有叶片214B的可充胀球囊锚固件214可充当椎骨固定元件，以将脊柱1拉动到期望的对齐或更接近期望的对齐。如上文关于球囊锚固件114所解释的和图15A-15D中所描绘的，球囊锚固件214穿过目标椎骨80展开并被充胀。球囊锚固件214类似于球囊锚固件114，但在其近端处包括与线缆212的附接。
图27描绘了连接到脊柱1的组件200，其中，球囊锚固件214延伸穿过目标椎骨80并且在其近端处通过线缆212附接到棘轮机构202。类似于图23，支承组件222枢转地附接到脊柱1的椎骨并在组件200上方和组件200下方附接到支承杆220，以维持组件200相对于孔34和球囊锚固件214的位置，使得线缆212继续以方便的角度(例如，大致垂直于脊柱1)缠绕。
图28是与图27相同的视图，描绘了由于将线缆212缠绕在棘轮机构202(被封闭在壳体203中)的柄210上而使用球囊锚固件214将脊柱1拉动得更直。这通过线A与A'之间的较小偏移角来理解。随着脊柱1变得更直，脊柱1延长了，这反映在每个支承组件222与支承杆220的端部之间的距离的减小，从而演示了支承组件222与支承杆220的滑动附接。图29示出了脊柱1处于通过将脊椎的曲线朝向支承杆220拉动而导致的期望的解剖对齐中。
图30是股骨150的纵向截面图，其包括上骨端152、骨干或骨体154、下骨端156和大转子158。还可见骨髓162。图31是股骨150的放大截面图，示出了截骨区或间隙160将股骨150分为上段和下段。通道164是通过以受控方式将髓内钉插入到穿过大转子158或上骨端152的其它区域钻出的孔中而由髓内钉产生的。适当的髓内钉的实例由加利福尼亚的Aliso Viego的Ellipse Technologie以其产品系列供应。
图32A是股骨150的相同纵向截面图，描绘了一种新颖的包括棘轮机构202的骨延长组件。螺旋套管172被放置在股骨150的在截骨区160下方的远端区段150B中，以充当该组件的远端基部部分的实施例。这种放置可由髓内钉在其进入远端区段150B中时实现。与上文所论述的外螺旋套管22一样，螺旋套管172包括内螺纹172A。分离杆170(“杆170”)是该组件的上部近端可调解部分，并且在其远端处包括螺纹端部174(“端部174”)。分离杆170操作性地附接到棘轮机构202。端部174延伸穿过截骨区160，并且插入到螺旋套管172中，因此端部174的螺纹与内螺纹172A螺纹地相互作用。当棘轮机构202上的控制杠杆208被致动时，分离杆170旋转以将螺纹端部174转动到套管172中，由此推动骨150的远端区段150B远离上段150A，从而加宽间隙160。这被描绘在图32B中，其中，由截骨区160形成的间隙在分离杆170转动之后被加宽。在典型实施例中，棘轮机构202被构造成转动该杆170，以便控制杠杆208的每次移动使该间隙加宽1mm。虽然未看到，但应理解，棘轮机构202包括上文所述的弹簧构件(例如，具有回弹板208A的螺旋弹簧211和/或扭簧205A)或其它弹簧装置，以使控制杠杆208返回到开始位置。
图33示出了自然发生的以填充由截骨区160产生的间隙的骨生长165。如图可见，可包括螺纹端部174的分离杆170跨过截骨区160以继续将间隙160加宽到期望的宽度，从而示出了在分离程序继续时，发生新骨生长。换句话说，随着间隙160加宽到期望宽度，骨生长继续。最终，如图34所见，当间隙160加宽到目标宽度时，分离杆170和棘轮机构202被抽出，并且骨和骨髓生长继续进行以完全填充间隙160，直到骨密度与股骨150的其余部分相同或几乎相同为止。应注意，螺旋套管172保留在股骨150中。图34还示出了骨髓162已填充了通道164，其中，股骨150延长达到该间隙的宽度，而该间隙的宽度由棘轮机构202延长。
在上文所述的骨延长组件的实施例中，类似于上文所述的组件200，蜗杆204旋转特定度数，以便使分离杆170旋转而在股骨150的近端区段150A和远端区段150B之间产生预定距离，例如1mm。在确定的时间量之后，棘轮机构202再次旋转以将这两个股骨区段再分离1mm。与上文所述的脊椎对齐组件200中的棘轮机构202一样，控制杠杆208被按压以转动蜗杆204来旋转分离杆170，从而实现另外1mm的分离。优选地，组件200被构造成使得：当杠杆208被按压或致动时，杠杆208仅使杆170旋转到足以将间隙160加宽预定距离，例如1mm。本领域技术人员应认识到，棘轮机构202可安装在大转子158上或接近周围组织的外表面的另一特征上，以通过经由皮肤的触诊操作而容易接近杠杆208。
在图35所示的替代实施例中，控制杠杆208被替换为具有接收器能力的马达M。发送器可用于将所编程的命令发送到马达M，以将蜗轮204转动预定的量而使分离杆170旋转。具有接收器能力的类似马达可用于在脊椎伸直组件200中使用时使蜗轮200转动。
在骨延长组件中使用蜗轮提供了在如下精确性方面的优点：每次该杆由棘轮机构202旋转时，将骨的所分开的部分之间的间隙加宽相同距离。此外，上文关于脊椎对齐组件200描述的棘轮机构可用在骨延长组件中，以将蜗轮保持在适当位置来防止蜗杆204的可能滑移，从而确保所述间隙继续加宽到期望的宽度，而上段150A不会朝向股骨150的下段150B落回。本领域普通技术人员应认识到，其它骨(肱骨和胫骨)可在骨延长过程中作为目标，并且如果所述杆的远端通过椎弓根螺钉紧固到脊椎，那么，这种杆延长可用于拉伸弯曲的脊椎。
因此，可见，有效地实现了本发明的目的，但本领域普通技术人员容易清楚本发明的改变和修改，这些修改并未脱离所要求保护的本发明的精神和范围。
附图标记
P 人
1 脊柱
2 上曲线
3 下曲线
4 支架
5 支架
20 骨螺钉
22 外螺旋套管
22A 螺纹
22B 内螺纹
24 内螺钉
24A 螺纹
24B 帽
25 远端点
26 内腔
30 杆
30A 端部
32 接纳器
34 螺钉孔
34A 轴线
36 孔口
36A 壁
37 定位螺钉
37A 定位螺钉的螺纹通孔
38 环形唇缘
40 突缘螺栓
41 轴
42 可展开翼
44 枢转附件
46 线缆
50 管
50A 管孔口
52 唇缘
52A 螺纹
54 定位螺钉
60 拉动工具
70 椎间盘
80 椎骨
100 组件
102 针
102A 管心针
110 骨锚固件
112 管
114 球囊
114A 锚固件顶端
114B 阵列
116 近端
117 远端
118 流体导管
118A 端口
118B 端口
120 骨螺钉
122 支柱
130 骨螺钉-支柱构造
150 股骨
150A 上段
150B 下段
152 上骨端
154 骨体
156 下骨端
158 大转子
160 间隙
162 骨髓
164 通道
165 骨生长
170 分离杆
172 螺旋套管
172A 内螺纹
174 螺纹端部
200 组件
202 棘轮机构
203 壳体
203A 壳体
203B 壳体
204 蜗杆
205A 扭簧
205B 螺旋弹簧
206 蜗轮
208 控制杠杆
208A 回弹板
210 柄
212 线缆
216 组件
216A 棘轮齿轮
216B 棘轮齿轮
217 弹簧
220 支承杆
222 支承组件
222A 螺钉
222B 骨体
222C 紧定螺钉
M 马达
BA 背部
B 支架
B' 支架
A 轴线
C 帽
C' 帽