專利名稱：：骨骼操控系統的制作方法
技術領域：
：本發明的領域總體上涉及用于治療骨骼系統疾病的醫療裝置。
背景技術：
：脊柱側凸是用于脊柱(通常在胸部或胸腰區域中)向一側(側向)彎曲的通稱。脊柱側凸通常分成不同的治療組青少年特發性脊柱側凸、早發性脊柱側凸和成人脊柱側凸。青少年特發性脊柱側凸(AIS)典型地影響1016歲的小孩，并且在隨著身體發育而出現的生長爆發(growthspurt)期間變得最嚴重。I2%的1016歲之間的小孩具有一定量的脊柱側凸。在每1000個小孩中，25個形成嚴重到足以需要治療的彎曲。脊柱側凸的程度典型地通過科布角(Cobbangle)加以描述，其(通常根據X-射線照片)通過采用彎曲部分的頂點上方和下方最傾斜的椎骨并測量垂直于上椎骨的上部和下椎骨的下部繪制的交叉線之間的角度而確定。術語特發性是指這樣的事實，即這種彎曲的準確原因還不清楚。有些人推測，脊柱側凸在快速生長期時、期間出現，脊柱的黃韌帶太緊并阻礙脊柱的系統性生長。例如，隨著脊柱的在前部分比在后部分更快地拉長，胸椎開始變直，直至其側向地彎曲，經常伴有旋轉。在更嚴重的情況下，這種旋轉實際上產生顯著的變形，其中一個肩膀低于另一個肩膀。目前，許多學區進行脊柱的體外視覺評估，例如在所有5年級學生中。對于鑒定為“S”型或“C”型而不是“I”型的那些學生，推薦由醫生進行脊柱檢查，并通常后續進行定期脊柱X-射線檢查。典型地，具有20°或更小科布角的患者不進行治療，但接著連續地經常進行后續的X-射線檢查。具有40°或更大的科布角的患者通常推薦進行融合手術。應當注意，由于多種原因，許多患者不接受這種脊柱評估。許多學區不進行這種評估，并且許多小孩不是規律地去看醫生，因而，經常是彎曲進展快速并嚴重。存在一大群具有未治療的脊柱側凸的成年人，在極度情況下，科布角高達或大于90°。盡管這些成人中的許多人沒有與這種變形相關的疼痛，并且相對正常地生活，可是有時具有受限制的移動和運動。在AIS中，對于10°以下的彎曲，女性對男性的比率為約I:1，然而大于30°的角度，女性比男性多，高到8I。融合手術能夠對AIS患者或成人脊柱側凸患者實施。在典型的后路融合手術(posteriorfusionsurgery)中，沿著后背長度開一個切口并將鈦或不銹鋼矯直桿(straighteningrod)沿著彎曲的部分放置。這些桿典型地以允許脊柱矯直的方式固定至椎體，例如用骨螺釘，或更具體地椎弓根螺釘。通常，在期望融合的部分，椎間盤被去除且骨移植材料被置入以形成融合。如果這是自體材料，則骨經另一個切口從髖部獲得。可替換地，融合手術可以在前方實施。側面和前方切口可以用于進入。通常，一個肺被抽氣以便允許從這種前方途徑進入脊柱。在前方手術的較少創傷性方式中，不是單個長的切口，而是在患者一側的多個肋間隙(肋骨之間)中形成大約5個切口，每一個約34cm長。在這種最小創傷性手術的一種方式中，放置繩鏈和骨螺釘并固定在彎曲的前凸起部分上的椎骨。目前，實施用U形釘代替拴繩/螺釘組合的臨床試驗。相比于后部方式，這種手術的一個優點在于，切口的傷疤不是那么明顯，盡管當穿著例如游泳衣時它們仍然位于可見區域中。U形釘在臨床試驗中具有一些困難。U形釘在達到臨界應力時趨于從骨中拔出。通常，在手術后，隨著融合過程發生，患者將佩戴支具(矯形器，brace)達幾個月。一旦患者達到脊柱成熟，則在后續手術中很難去除桿及相關硬件，因為椎骨的融合通常整合了桿本身。標準實踐是將這種植入物一生保留。利用這兩種手術方法的任一種，在融合后，患者的脊柱現在是直的，但取決于多少椎骨被融合，患者的脊柱在柔性(彎曲和扭轉兩方面)程度上經常存在限制。隨著這些融合的患者成年，融合的部分能夠在相鄰非融合椎·骨上施加大的應力，并且經常，在這些區域中可以發生包括疼痛的其他問題，有時需要進一步的手術。許多醫生現在對用于脊柱側凸的無融合手術感興趣，其可能能夠消除一些融合的缺陷。一類脊柱尤其是動態的患者被稱為早發性脊柱側凸(EOS)的亞類，其典型地在5歲前的兒童中發生，并且男孩比女孩更經常發生。這是一種更少見的癥狀，僅在10000個兒童中的約I或2個中出現，但可能是嚴重的，有時影響器官的正常發育。由于這些兒童的脊柱在治療后仍然大量生長的事實，所以已經開發了稱為生長桿的非融合牽引裝置和稱為VEPTR(垂直可擴展修復性鈦肋骨(“鈦肋骨”)。這些裝置典型地大致每6個月進行調整以與小孩成長匹配，直到小孩至少8歲，有時直到他們15歲。每一次調整需要手術切口以進入該裝置的可調整部分。因為患者可以在早到6個月大的年齡接受該裝置，所以這種治療需要大量的手術。由于多次手術，這些患者具有顯著高得多的感染危險。回到AIS患者，用于科布角為20°40°的患者的治療方法十分有爭議。許多醫生開一個支具(例如波士頓支具)，患者必須將該支具佩戴在他們身上且在它們衣服下每天1823小時，直到他們變得骨骼成熟，例如到16歲。因為這些患者都過了他們社會要求的青春期年齡，所以是不好的前途，被迫選擇佩戴有點肥大的支具(其覆蓋大部分上體)、進行可能留下大傷疤的融合手術以及運動受限制、或什么都不能做并冒著變丑和可能殘疾的危險。通常已知的是，許多患者有時將他們的支具隱藏起來，例如在校外的矮樹叢中，以便避免任何有關的困窘。佩戴支具的患者依從性已成為問題，已有特別構造的支具能感測患者的身體，并記錄每天支具佩戴的時間量。已經知道患者將物體放入這種類型的未佩戴支具中以欺騙傳感器。由于支架使用和病人依從性之間的不一致性，會給許多醫生一種感覺，支具即使正確使用在治愈脊柱側凸中也根本無效。這些醫生可能同意佩戴支具能夠可能地減緩或甚至暫時停止彎曲(科布角)進展，但他們注意到，一旦治療期結束，不再佩戴支具，脊柱側凸經常快速發展，直到科布角甚至比開始治療時更嚴重。一些人說假定支具無效的原因在于，其僅在軀干的一部分上而不是在整個脊柱上起作用。目前的一種稱為BrAIST(在青少年特發性脊柱側凸試驗中佩戴支具)的有希望的隨機500個患者臨床試驗登記患者，他們中的50%將用支具進行治療，而50%將簡單地進行觀察。將連續地測量科布角數據直到骨骼成熟，或直到達到50°的科布角，此時患者可能進行手術。許多醫生感覺，BrAIST試驗將表明支具是完全無效的。如果確實是這種情況，則關于如何處理科布角為20°40°的AIS患者的困惑只會變得更明確。應當注意，“20°40°”患者人數比“40°及更大角度”的患者人數多達10倍。目前，遺傳科學家正努力尋找可以預先處理脊柱側凸的一個或多個基因。鑒定之后，有些人仍然懷疑基因治療是否可以預防脊柱側凸，然而脊柱側凸基因的存在毫無疑問將允許更容易且更早地鑒定可能的手術患者。
發明內容在一個實施方式中，一種用于操控(操縱或操作，manipulate)哺乳動物體內的骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，該第一部分構造成連接骨骼系統的第一位置，而第二部分構造成連接骨骼系統的第二位置。該系統進一步包括構造成(設置成，figurefor)改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的調整裝置，該調整裝置具有構造成繞旋轉軸旋轉的磁力元件，該磁力元件被操作地連接至構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的驅動元件。該系統還包括構造成從哺乳動物外部的一個位置磁力地連接至調整裝置的外部調整裝置，該外部調整裝置包括構造成繞第一軸旋轉的第一永久磁體和構造成繞第二軸旋轉的第二永久磁體，其中第一永久磁體繞第一軸的協同旋轉和第二永久磁體繞第二軸的旋轉導致產生磁力元件繞其旋轉軸的旋轉。在另一個實施方式中，一種用于操控對象體內的骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，該第一部分構造成用于在第一位置放置到對象的骨骼系統上，而第二部分構造成用于在第二位置放置到對象的骨骼系統上。該系統包括設置在植入件上并具有構造成繞旋轉軸旋轉的質量為3g或更小的磁力元件的調整裝置,該磁力元件被操作地連接(耦合，couple)構造成改變植入件的第一部分和第二部分的相對位置的驅動元件。該系統還具有構造成從對象外部的一個位置磁力地連接至調整裝置的外部調整裝置，該外部調整裝置包括至少一個構造成繞軸旋轉的磁體，其中該至少一個磁體繞軸的旋轉導致調整裝置的磁力元件繞其旋轉軸旋轉。在又一個實施方式中，一種用于操控對象體內骨骼系統的一部分的系統包括具有第一和第二端的第一牽引裝置(牽張裝置，distractiondevice),該第一牽引裝置被構造成在第一和第二附著點附著至骨骼系統，第一牽引裝置包括具有永久磁體的可調整部分，其中該永久磁體可旋轉地安裝在可調整部分中并連接驅動元件，該可調整部分構造成在永久磁體旋轉后改變第一牽引裝置的第一和第二端之間的距離。該系統包括具有第一和第二端的第二牽引裝置，該第二牽引裝置被構造成在第一和第二附著點附著至骨骼系統，第二牽引裝置包括具有永久磁體的可調整部分，其中該永久磁體可旋轉地安裝在可調整部分中并連接驅動元件，該可調整部分構造成在永久磁體旋轉后改變第二牽引裝置的第一和第二端之間的距離。該系統包括構造成從對象外部的一個位置磁力地連接至第一和第二牽引裝置的永久磁體的外部調整裝置，該外部調整裝置包括構造成繞軸旋轉的至少一個永久磁體。在又一個實施方式中，一種用于操控哺乳動物體內的骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，該第一部分構造成連接至骨骼系統的第一位置，而第二部分構造成連接至骨骼系統的第二位置。該系統進一步包括設置在植入件上并構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的調整裝置，該調整裝置包括構造成周期性運動的磁力元件，該磁力元件被操作地連接至構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的驅動元件。該系統進一步包括構造成從哺乳動物外部的一個位置磁力地連接至調整裝置的外部調整裝置，該外部調整裝置包括構成周期性運動的至少一個永久磁體。在本發明的另一方面，一種用于操控哺乳動物體內的骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，第一部分構造成安裝在骨骼系統的第一位置，而第二部分構造成安裝在骨骼系統的第二位置。該系統進一步包括設置在植入件上并構造成對骨骼系統施加偏壓力(biasingforce)的調整裝置，該調整裝置包括構造成周期性運動的磁力元件，該磁力元件被操作地連接至構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的驅動元件。該系統進一步包括操作地連接至植入件的可植入反饋裝置，該反饋裝置被構造成產生指示植入件的狀態的的響應，該植入件的狀態可被非創傷性地鑒定。在另一個實施方式中，一種用于操控哺乳動物體內的骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，該第一部分構造成安裝至骨骼系統的第一位置，而第二部分構造成安裝至骨骼系統的第二位置。該系統進一步包括構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的調整裝置。該系統包括設置在第一部分上的夾具，該夾具包括構造成允許非創傷性激活(啟動或使其起作用，activate)夾具以固定地將第一部分安裝至第一位置的磁力元件。在又一個實施方式中，一種用于操控哺乳動物體內骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，該第一部分構造成連接至骨骼系統的第一位置，而第二部分構造成連接至骨骼系統的第二位置。該系統進一步包括操作地連接至植入件并構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的調整裝置，該調整裝置包括構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的驅動元件。該系統還包括構造成從哺乳動物外部的一個位置非創傷性連接至調整裝置的外部調整裝置，該外部調整裝置構造成向驅動元件施加驅動扭矩。該系統進一步具有操作地連接至驅動元件并構造成選擇性地嚙合調整裝置的滑差離合器(Slipclutch)，該滑差離合器構造成當達到或超過閾值扭矩水平時從調整裝置脫離。在又一個實施方式中，一種用于操控哺乳動物體內的骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，該第一部分構造成連接至骨骼系統的第一位置，而第二部分構造成連接至骨骼系統的第二位置。該系統進一步包括設置在植入件上并構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的調整裝置，該調整裝置包括構造成旋轉運動的磁力元件，該磁力元件被操作地連接至構造成改變第一位置和第二位置之間的距離或力中的至少一個的驅動元件。該系統具有構造成從哺乳動物外部的一個位置磁力地連接至調整裝置的外部調整裝置，該外部調整裝置包括構造成繞軸旋轉的第一永久磁體和構造成繞第二、單獨的軸旋轉的第二永久磁體。另外，該系統包括操作地連接至外部調整裝置或磁力元件的反饋裝置，其中該反饋裝置被構造成產生在外部調整裝置的第一和第二永久磁體中的至少一個和調整裝置的磁力元件之間磁力耦合程度的指示的響應。在又一個實施方式中，一種用于操控哺乳動物體內骨骼系統的一部分的系統包括具有第一部分和第二部分的植入件，該第一部分構造成連接至骨骼系統的第一位置，而第二部分構造成連接至骨骼系統的第二位置。該系統具有構造成改變第一位置和第二位置之間的牽引力的調整裝置，該調整裝置包括構造成繞軸旋轉的磁力元件，該磁力元件被操作地連接至構造成改變第一位置和第二位置之間的牽引力的驅動元件。該系統進一步包括構造成從哺乳動物外部的一個位置磁力地連接至調整裝置的外部調整裝置，該外部調整裝置具有構造成繞軸旋轉的至少一個永久磁體。根據上述的系統，構造成連接骨骼系統的植入件的第一和第二部分之一包括具有大致180°彎曲的連接桿。圖I示出了患有脊柱側凸的個體的脊柱。圖2示出了脊柱側凸的脊柱的科布角。圖3示出了在現有技術脊柱側凸融合手術期間形成的大切口。圖4示出了本發明的兩個桿的實施方式。圖5示出了本發明的兩個桿實施方式的后視圖。圖6A示出了根據本發明一個實施方式通過圖5的線6A-6A截取的單桿的剖視圖。圖6B是根據本發明的一個實施方式的圖6A的部分A的詳細視圖。圖6C示出了根據本發明的一個實施方式的圖6A的部分B的詳細視圖。圖6D示出了根據本發明的一個實施方式的圖6A的部分C的詳細視圖。圖6E示出了根據本發明的一個實施方式用于驅動夾具的圓柱形(圓筒形，cylindrical)磁力件的端視圖。圖6F示出了根據本發明的一個實施方式用于調整牽引裝置的圓柱形磁力件的端視圖。圖6G示出了根據本發明的一個實施方式的圖7C的部分的內部行星齒輪傳動裝置。圖7示出了兩個較小切口，其使用本發明的系統是可能的。圖8示出了單個小切口，其使用本發明系統的另一實施方式是可能的。圖9示出了在非創傷性調整步驟期間具有植入的牽引裝置的患者。圖10示出了根據一個實施方式的外部調整裝置的透視圖。外殼或外蓋被去除以示出外部調整裝置的各個方面。圖11示出了圖10的外部調整裝置的側視圖或端視圖。圖12示出了具有在適當位置的外殼或外蓋的圖10的外部調整裝置的透視圖。圖13A示出了被定位在患者皮膚上的外部調整裝置的剖視圖。圖13A示出了在0°位置的可植入界面(implantableinterface)的永久磁體。圖13B示出了被定位在患者皮膚上的外部調整裝置的剖視圖。圖13B示出了在90°位置的可植入界面的永久磁體。圖13C示出了被定位在患者皮膚上的外部調整裝置的剖視圖。圖13C示出了在180°位置的可植入界面的永久磁體。圖13D示出了被定位在患者皮膚上的外部調整裝置的剖視圖。圖13D示出了在270°位置的可植入界面的永久磁體。圖14示意性地示出了根據一個實施方式的一種用于驅動外部調整裝置的系統。圖15-22示出了沿著聲學或聲音指示器外殼的從動磁體(drivenmagnet)的剖視圖，示出了該磁體和磁力球的轉動取向。示出了隨著磁體沿順時針方向旋轉的各種狀態。圖23-30示出了沿著聲學或聲音指示器外殼的從動磁體的剖視圖，示出了該磁體和磁力球的轉動取向。示出了隨著磁體沿逆時針方向旋轉的各種狀態。圖31不出了作為具有容納磁力球的聲學或聲音外殼的本發明一個實施方式的時間的函數的聲學信號。在逆時針方向上被驅動的磁體的每1/2個旋轉觀察到峰值。圖32不出了作為具有容納磁力球的聲學或聲音外殼的本發明一個實施方式的時間的函數的聲學信號。在順時針方向上被驅動的磁體的每1/2個旋轉觀察到峰值。圖33示出了在被驅動的磁體的逆時針旋轉期間在圖15-30中示出的一類聲學或聲音外殼的頻率響應。圖34示出了在被驅動的磁體的順時針旋轉期間在圖15-30中示出的一類聲學或聲音外殼的頻率響應。圖35示出了一種使用反饋機制經由外部裝置用于驅動內在定位的從動磁體的系統。圖36示出了根據一個實施方式固定到患者脊柱的牽引裝置。圖37示出了根據另一個實施方式的牽引裝置。在該牽引桿的相對端示出了鉤子形式的錨形體。圖38示出了根據在圖36中所示的實施方式中使用的椎弓根螺釘系統的側視圖。圖39示出了在牽引裝置的可調整部分和連接桿之間的允許在其他運動中自由旋轉的連接。圖40是根據另一個實施方式的牽引裝置的可調整部分的透視圖。圖41是與圖40所示的可調整部分關聯使用的遠程定位的磁力調整裝置的透視圖。圖42示出了根據一個實施方式在徑向上被磁化的圓柱形磁體的透視圖。圖43示出了根據另一個實施方式的牽引裝置的透視圖。圖44示出了沒有蓋子的圖43的可調整部分。圖45示出了根據一個實施方式用來將牽引裝置固定到患者解剖學結構上的夾具。圖46示出了根據另一實施方式用來將牽引裝置固定到患者解剖學結構上的夾具。圖47示出了根據一個實施方式的牽引裝置的可調整部分。圖48示出了沿圖47的線48_48截取的圖47的可調整部分的剖視圖。圖49示出了根據一個實施方式的牽引裝置的可調整部分。圖50示出了沿圖49的線50-50截取的圖49的可調整部分的剖視圖。圖51示出了包括兩(2)個可調整桿的一種牽引裝置的一個實施方式，其中每一個桿是獨立地可調整的。圖52示出了實施磁力驅動的一種牽引裝置的緊急調整的技術。圖53示出了設置在骨頭上的一種牽引裝置的一個實施方式。圖54示出了設置在骨頭的髓內管中的一種牽引裝置的一個實施方式。圖55示出了用于椎間放置的一種牽引裝置的一個實施方式。圖56不出了一種破裂的椎體。圖57示出了被放入到圖56的椎體中的一種牽引裝置。圖58示出了在椎體內的一種牽引裝置。圖59示出了操作以增加椎體高度的一種牽引裝置。圖60示出了用于椎體的牽引裝置的一種可替換構造。圖61示出了一種非創傷性可調整動態穩定化裝置。具體實施例方式圖I示出了患有脊柱側凸的患者100。脊柱彎曲的凹入部分102可以在患者100的左側104上看到，并且凸出部分106可以在患者100的右側108上看到。當然在其他患者中，凹入部分102可以在患者100的右側108上出現，而凸出部分106可以在患者的左側104上看見。另外，如圖I所示，出現了脊柱110的一部分旋轉，并且看到左肩112和右肩114之間的不平。圖2示出了患有脊柱側凸的患者的脊柱110的科布角116。為了確定科布角，分別從椎骨122和124繪制線118和120。通過繪制與線118和120形成90°角的交叉垂直線126和128。由垂直線126和128相交形成的角116定義為科布角。在一個完好的直脊柱中，該角為0°。在許多具有40°或更大的科布角的青少年特發性脊柱側凸(AIS)患者中，脊柱融合手術通常是第一選擇。圖3示出了在患者100體內形成的長切口134，其典型地在后路脊柱側凸融合手術期間形成。這種類型的融合手術在現有技術中是已知的。長切口134在上端136和下端138之間延伸。該切口134的長度長于要融合的椎骨的部分的長度。上端136和下端138之間的實際長度變化，取決于患者的尺寸，以及脊柱側凸的程度，但在AIS患者中，這個長度顯著長于15cm。更典型地，長于25cm。圖4和5示出了根據本發明一個實施方式的用于治療脊柱側凸的牽引裝置140。該牽引裝置140，是一種可植入裝置，包括第一可調整桿142和第二可調整桿144。對于患者牽引，第一可調整桿142定位在脊柱110的一側上，而第二可調整桿144定位在脊柱110的相對側上。為了清楚，脊柱110從圖4和5省去。雖然圖4和5中示出的牽引裝置140包括第一和第二可調整桿142、144，但是應當理解，在可替換實施方式中，牽引裝置140可以僅包括植入到患者體內的單個可調整桿142(完全省去第二可調整桿144)。再次參考圖4和5，每一個可調整桿142、144包括通過可調整部分158、159連接在一起的第一細長件146、148和第二細長件150、152。可調整部分158、159包括在第一細長件146、148和第二細長件150、152之間的可變重疊區，其允許每一個可調整桿142、144的長度進行非創傷性調整。在該特定實施方式中，第一細長件146、148可伸縮地容納在第二細長件150、152的中空接收部分中，并且可調整部分158、159基本上是直的。如圖所示，可調整桿142、144具有上彎曲154和下彎曲156，其允許它們更好地符合脊柱的自然從前至后的曲線。例如，上曲線154符合上胸部的正常脊柱后凸(kyphosis)，而下彎曲156符合腰區的正常脊柱前凸(lordosis)。在本發明的一個方面，彎曲的部分154、156是可彎曲的以便更好地符合患者的特定脊柱形狀。例如，彎曲的部分154、156可以由可延展或彈性類型材料制成以使醫生能夠手動地改變每一個可調整桿142、144的具體形狀至患者的特定需要。在大量脊柱側凸患者，特別是青少年特發性脊柱側凸患者中，脊柱側凸彎曲不包括脊柱的下腰椎水平并因此下彎曲156是不必要的。如上所解釋的，圖4和5中所示的實施方式代表一種雙桿構造。利用這種構造，兩個桿142、144通過相同的切口插入，并且能夠在脊柱110的中心線的兩個相對側上沿著脊柱110放置。可替換地，每一個可以通過其自己的較小切口放置。可替換地，可以使用單個可調整桿形式142，優選地位于脊柱側凸彎曲的凹入側上。而另一個變形包括不具有任一個彎曲或兩個彎曲(即彎曲154和156被省去)的單個可調整桿142。這種性質的直可調整桿142可以更側向地放置(到脊柱110的側邊)，并且不必須與脊柱110的前后輪廓或覆蓋脊柱110的肌肉貼合。在又一個實施方式中，第一細長件(例如146、148)和第二細長件(例如150、152)相對于彼此不是可伸縮的，而是平行的，至少沿著可調整部分158、159。牽引裝置140植入到患者100體內以便矯直脊柱側凸的脊柱110。為此，可調整桿142、144的每一端有利地包含允許固定至骨骼系統中的一個位置的錨形體161。例如，在任一端的錨形體161可以包括用于夾住骨骼結構的夾具。可替換地，任一端可以包括利用接骨螺釘或椎弓根螺釘用于固定至骨頭部分的支具。圖4中的實施方式示出了在第一細長件146、148的上端處的夾具160、162以及在第二細長件150、152的端部處的支具164。夾具160、162可以用來將牽引裝置140夾到肋骨或肋骨與椎骨的關節的小面處。圖37和38，其在下文中詳細描述，示出了可以用來將第一細長件146、148或第二細長件150、152固定至骨骼結構的可替換的錨形體161。牽引裝置140構造成使得可調整部分158、159改變在第一細長件146、148和第二細長件150、152的錨形體或固定點(例如在脊柱或其他解剖學結構處)之間的距離或力中的至少一個。例如，可調整部分158、159可以增加錨形體或固定點之間的長度。類似地，可調整部分158、159可以增大錨形體或固定點之間的力(例如牽引力)。可調整部分158、159可以同時改變所述距離和力。圖6A示出了第一可調整桿142的剖視圖，指示了可調整部分158和夾具160的位置。夾具160的尖端168被成形以允許組織的鈍剝離，以使可調整桿142可以置于皮膚下方，并沿脊柱110的長度的大部分推進，使得圖3的長切口134的大部分是不必要的。這允許例如可替換切口幾何形狀，如在圖7中所示的。如圖7所示，下切口170形成為具有上端176和下端178(例如通過解剖刀)，并將第一可調整桿142通過下切口170并在皮膚下方放置。使用解剖技術，第一可調整桿142沿著中間區域174插入到皮膚下方。該解剖技術可以包括使用觀測儀器(腹腔鏡、關節內窺鏡、內窺鏡等)和另外的解剖工具，但通常能夠在沒有這些工具的情況下完成。另外的解剖工具可以包括例如錐形套管(taperedsheath),其在第一可調整桿142上方推進，沿路解剖組織，同時通過觀測儀器可視化，例如在監視器上。可替換地，另外的解剖工具可以是鈍性解剖工具，由能夠重復展開和合攏的兩個指狀物構成，同時通過觀測儀器可視化。一旦第一可調整桿142(如圖6A所示)的夾具160被推進到待夾住組織附近的位置，形成上切口172，其具有上端180和下端182，并且該待夾住組織附近的位置通過解剖而暴露。然后夾具160被驅動以夾住該解剖組織結構，并且另外地，第一可調整桿142的相對端被固定，例如通過接骨螺釘(例如椎弓根螺釘)和支具的組合。可調整桿142的調整裝置(下文進行描述)可以在可調整桿142的任一端被固定之前進行調整，以便實現期望的長度。在兩端固定之后，第一可調整桿142然后可以進行調整以調整解剖組織中兩個位置之間的牽引距離或牽引力至期望量。在本發明的一個方面，第一可調整桿142的長度可以在沒有使用如本文中描述的遠程操作的調整裝置的情況下，首先通過醫生手動地進行調整。例如，可調整桿142的初始長度可以通過相對于彼此之間推或拉第一和第二細長件146、150而由醫生手動設定。可替換地，可調整桿142的長度可以通過縮減或去除可調整桿142長度的一部分而進行調整。通過在初始放置期間醫生調整可調整桿142的長度，在沒有必要使用由遠程操作的調整裝置提供的任何位移距離或力的情況下，可以對脊柱Iio施加牽引力。例如，存在典型地由遠程操作的調整裝置提供的有限程度的移動。當醫生在植入后施加第一或初始牽引力時，可以省去遠程操作的調整裝置在后期調整中可達到的位移計算。·仍然參考圖7，接著利用標準技術閉合兩個切口。如所述的，單個長切口現在被兩個較短的切口170、172代替，當加在一起時，其組合的長度也小于圖3所示的單個長切口的長度。例如，下切口170和上切口172每一個具有小于15cm的長度，并且優選地，每一個具有小于7.5cm的長度，并且更優選地，每一個小于5cm。圖6B中示出了一種可選的磁力夾緊裝置，如圖8所示，其允許整個過程在單個短切口184下完成。如之前描述的，形成具有上端186和下端188的單個短切口184(例如通過解剖刀)，并將第一可調整桿142通過該單個小切口184并且在皮膚下方放置。利用解剖技術，將第一可調整桿142朝向上部目標位置插入到皮膚下方。如之前描述的，這種解剖技術可以包括使用觀測儀器(腹腔鏡、關節內窺鏡、內窺鏡等)和另外的解剖工具。一旦第一可調整桿142的夾具160被推進到待夾住組織附近的位置，則使用一種或多種解剖工具和觀測儀器以暴露目標位置，例如肋骨或小面關節(facetarticulation)。參照圖6B,磁力操作的夾具160包括第一指狀物190和第二指狀物192。第一指狀物190永久地連接于第一細長件146，而第二指狀物192相對于第一指狀物190縱向上可調整，以使間隙194可響應于驅動而增大或減小。封閉裝置(closuredevice)198通過外部調整裝置如圖10_12所示的裝置進行操作以增大或減小間隙194，并因此打開或閉合夾具160。如將要描述的，夾具160是磁力可調整的，因而夾緊過程可以非創傷性地實施，因此使第二切口不是必要的。如果(如預期的)支具的無效性的證據更明顯，則磁力操作的夾具160會是特別有用的，許多醫生將探尋治療脊柱側凸的更小創傷性的方法。患者將要求手術方法盡可能最小地創傷性，并且在他們進行手術的切口中的最大因素之一是切口的尺寸，并隨后是在愈合期間和之后的傷疤尺寸。科布角大于40°的AIS患者更可能利用融合手術進行治療，但在20°40°范圍內的患者可以使用利用他們的脊柱生長能力的無融合方法進行治療。目前，已知還沒有達到月經初潮(第一次月經期)的女性AIS患者更可能具有進一步發展的彎曲。另外，年齡較小的AIS患者更可能具有他們的彎曲發展。最近已發現一種或多種“脊柱側凸基因”，并且已經努力形成允許鑒定在她的科布角小于40°，例如20°時其彎曲有可能發展超過40°的患者的遺傳試驗。因為支具是一種被質疑的選擇，所以預期最小創傷性的非融合方法將是這些患者選擇的方法。盡管圖8中的切口184作為垂直切口示出，但是可替換地，它可以形成水平的切口。例如，可以形成水平切口以使其正好在“比基尼線(bikiniline)”下并平行，允許形成的傷疤可以被更多地隱藏。這也可以用圖7中的切口170實現。回到圖6B，封閉裝置198包括圓柱形磁力件200，其能夠通過與外部調整裝置(如圖10-12中所示的外部調整裝置1130)磁力耦合而被激活。盡管這種封閉裝置198的構造可以變化，但在該特定實施方式中，磁力件200是一個中空稀土磁體，優選地是釹鐵棚磁體。如從圖6E中的端視圖可以看到的，磁力件200具有螺紋嵌件(或螺紋嵌入圈)202，其具有母螺紋使得在磁力件200旋轉時，螺紋嵌件202—致地旋轉。磁力件200是具有北極204和南極206的永久磁體217。磁力件200優選用一種材料例如帕利靈(聚對二甲苯基，Parlene)、酚醛樹脂或金(其是非磁性的，但在身體植入應用中是保護性和生物相容性的)涂覆。在某些實施方式中，個別Nd-Fe-B磁體被封閉在不銹鋼殼體/外殼或各種鎳、金或銅的層內以保護腐蝕性Nd-Fe-B材料與體內環境隔離。在其他實施方式中，可以使用其他磁性材料，包括SmCo(釤鈷)，其典型地以SmCo5、或SmCo15、Sm2Co17、或AlNiCo(鋁鎳鈷)應用。在其他實施方式中，可以使用鐵鉬(Fe-Pt)。鐵鉬磁體實現高水平的磁力，同時沒有腐蝕的可能，并且可以有可能地排除封裝的需要。在其他實施方式中，在可植入界面上永久磁體217可以被磁力響應性材料如f凡波明德合金(VanadiumPermendur,也稱為Hiperco(海波科高導磁率鐵鈷合金))取代。應當注意到，磁力件200也可以被氣密性地密封在第一細長件146內。當外部調整裝置1130運行時，它施加活動磁場，其使得磁力件200旋轉。附著至第二指狀物192的是螺紋桿210，其螺紋配合螺紋嵌件202的母螺紋。當磁力件200通過外部調整裝置1130在第一方向上旋轉時，螺紋桿210在第一縱向212上移動，導致第二指狀物192移動而遠離第一指狀物190，并打開間隙194。對于夾具160也可以存在手動調整機制，以使夾具160在手術步驟準備中可以在患者外部打開。當間隙194被調整為比解剖組織結構例如肋骨(在其周圍固定夾具160)更寬時，則通過觀測儀器的可視化和利用解剖工具的操控，夾具160被置于肋骨上方，，使得肋骨被容納在空腔196中。在該點處，外部調整裝置運行以使其帶動磁力件200在相反方向上轉動，導致螺紋桿210在第二方向214上縱向地移動，并且兩個指狀物190、192環繞肋骨閉合。間隙194現在小于肋骨的寬度，由此夾具160被固定。如果植入件在后期需要移除，則磁力夾持機制也可以用來移除植入件，同時不必在夾具附近形成切口。圖6C示出了第一可調整桿142的可調整部分158的剖視圖。圖6D示出了調整裝置232的細節。第一細長件146可伸縮地容納在第二細長件150內。第一細長件146和第二細長件150的截面形狀可以是圓形或非圓形，以使它們不能相對于彼此旋轉(例如楔形構造)。細長件146、150中之一或二者可以沿著可調整部分158的截面包含肋骨，以便最小·化第一細長件和第二細長件150之間的接觸表面積，并由此降低摩擦阻力。附著至第二細長件150的斜面終端216可以用于兩個目的。首先，它在第一可調整桿142被插入皮膚下方時允許用于平滑插入并且不會掛住組織。其次，它用作在第一細長件146上方的低摩擦動態密封。磁力元件218包括如圖6F所示被極化的圓柱形永久磁體。可替換地,磁力元件218可以由對圖6B中的磁力件200所描述的任何材料制成。磁力元件218通過外殼(在本情況下使聲學外殼222)而可旋轉地固定至第二細長件150的內部空腔234。在磁力元件218的一端示出了滾珠軸承220以便減小旋轉摩擦。第二滾珠可選軸承(未示出)可以被包括在磁力元件218的相對端上。磁力元件218通過外部調整裝置1130進行旋轉,產生運動磁場。如圖6D所示，磁力元件218連接于行星齒輪組224，例如具有41、16I或64I或更大的齒輪減速比。齒輪減少的目的是雙重的。首先，它允許牽引裝置140以更小的輸入扭矩要求被調整。其次，它增加調整的精確度，因為對于每一個調整間隔需要更大數量的磁力元件218的圈數。圖6G中詳細示出了行星齒輪組224。中心齒輪236通過磁力元件218的旋轉以一對一方式轉動。中心齒輪236嚙合多個行星齒輪238(在該情況下，示出了4個)。行星齒輪238嚙合并轉動環形齒輪240，其經由聯接器228附著至導螺桿226。齒輪比是環形齒輪240的齒數除以中心齒輪236的齒數。例如，如果環形齒輪240具有4倍于中心齒輪236的齒數，則齒輪比為4I。在這種情況下，僅需要直接驅動其所需的扭矩的25%來驅動導螺桿226，忽略由于摩擦因素導致的變化。隨著導螺桿226轉動，它與母螺紋230(設置在第一細長件146的末端242內)螺紋嚙合。導螺桿226螺紋的間距優選是非常精細的間距，例如每英寸40120，或更具體地80100個螺紋，以便最小化導螺桿226和母螺紋230之間的摩擦，并由此最小化所需的扭矩。導螺桿226、各個桿件和其他組件的材料可以由非磁性、可植入材料形成，如鈦或鈦合金，如鈦-6%AL-4%V，盡管它們也可以由其他磁性材料如不銹鋼形成。當磁力元件218通過外部調整裝置1130旋轉時，操作地連接至可旋轉磁力元件218的傳動系統或驅動元件驅動導螺桿226，其改變可調整桿142、144的可調整部分158的長度。磁力元件218在第一方向上的旋轉增大位于可調整桿142、144相對端上的錨形體161之間的距離。相反，磁力元件218在第二(相反)方向上的旋轉減小位于可調整桿142、144相對端上的錨形體161之間的距離。目前，諸如VEPTR的裝置，其能夠進行手術性地調整，被用于早發性脊柱側凸患者，并且它們的可調整性是為了跟上患者尺寸生長的目的。本發明的一個目的是形成這樣一種裝置，其能夠在早發性脊柱側凸患者中進行非創傷性調整，而且另外可以在青少年特發性脊柱側凸(AIS)患者以及甚至成人脊柱側凸患者中也可以進行非創傷性調整。在AIS患者中調整的主要目的是保持牽引力，其在無融合生長脊柱中用于以期望方式指引生長。目前，在無融合手術中，非可調整牽引裝置以極高牽引力驅動，因為醫生知道隨著時間推移，組織中的生長和/或變化將導致這種牽引力變小，可能隨時間變得更沒有效力。因為這些高牽引力，常常使得這些桿件在患者體內破壞，或者接骨螺釘由于高的應力而被拔出。已經預期，在一些遠高于100磅的牽引裝置中測得的高作用力在任何指定時間對于提供正確的生長引導都不是必需的，低于45磅，并且甚至低到20磅的牽引力在保持脊柱，尤其是未融合脊柱的期望生長可能是有效的。即，只要可以保持這種力，其目前在沒有手術干預的情況下在現有裝置中是不可能的。本發明允許這種較低作用力通過非創傷性調整而被持續保持。好處在于較低應力能夠保持在接骨螺釘、夾具和其他附著裝置以及桿件本身上，有利于更可靠和持久的系統。另外，通過鑒定最佳牽引力，這種期望的力能夠通過經常的非創傷性調整(其可以在醫生或護士辦公室中實施)、通過醫生或非醫生醫療人員、或甚至通過患者自己在家里，而在手術后患者的整個治療中被保持。另外，通過整合可選的力傳感器，作為牽引裝置的一部分(其可遙測地讀數)，每一次調整能夠達到精確期望的牽引力。另外，滑差離合器244，與磁力元件218—致，能夠由醫生預先調整，或者在制作工藝期間預先調整，使得在每一次調整期間，當達到臨界扭矩(對應于最大期望牽引力)時調整停止。例如，最大期望牽引力可以設定在45磅。滑差離合器244在圖6D中示出為位于磁力元件218和行星齒輪組224之間，但在本發明的范圍內，滑差離合器244可以沿著扭矩傳送鏈在任何其他步驟上定位。圖9示出了具有在脊柱110左側上植入的牽引裝置140的患者100。盡管脊柱110在圖9中為了參考而是可見的，但是圖9實際上用于描繪非創傷性調整程序，因而患者100典型地具有完整愈合的切口并且可以穿上衣服。牽引裝置140的夾具160在其具有胸椎247的關節處固定至肋骨246。支具164在這種情況下用螺釘166固定至腰椎。可替換地，支具164可以例如被固定至骶骨249。依據本發明的一個實施方式，射頻鑒定(RFID)芯片250被可選地設置在牽引裝置140的第二細長件150上。RFID(射頻鑒定)芯片250可以在牽引裝置140植入期間植入到患者體內。在某些實施方式中，RFID芯片250可以在已知位置如牽引裝置附近的位置皮下地植入。在其他實施方式中，RFID芯片250可以定位在牽引裝置140上或內。外部調整裝置248在靠著患者100背部放置之后示出。在植入牽引裝置140后或手術恢復之后，外部調整裝置248在RFID芯片250上存儲患者信息，包括牽引裝置140的當前尺寸或設置、調整的量、牽引裝置140的序列號、植入程序的日期、患者姓名、牽引力、調整扭矩和鑒定。在隨后的調整步驟期間，外部調整裝置248可以讀出RFID芯片250以確定與患者相關的信息，如牽引裝置140的當前尺寸或設置。在調整步驟結束時，外部調整裝置248可以將更新后的患者信息，包括牽引裝置140的尺寸或設置，存儲到RFID芯片250。外部調整裝置248中的RFID天線252可以用來驅動RFID芯片以便有利于讀出和記錄功能。可以使用多種技術來確定牽引裝置140的調整設置(當前尺寸、牽引力或狀態)。例如，調整設置可以通過外部調整裝置248的旋轉組件之一的旋轉數量間接地確定。在某些實施方式中，調整設置可以通過牽引裝置140的可調整部分158的某個動態組件的旋轉數量、通過牽引裝置140的尺寸或軸桿的任一個的旋轉數量、或通過磁力元件的旋轉數量確定。在其他實施方式中，反饋機制，如霍爾效應裝置(隨著導螺桿226旋轉并因此隨著牽引裝置改變其狀態而相對于彼此軸向地移動的兩個另外磁體)可以用來確定牽引裝置140的當前調整設置。設置在牽引裝置140—部分上的應變儀或力傳感器也可以用作可植入的反饋裝置。例如，應變儀能夠無線聯通由牽引裝置140施加到脊柱的實際牽引力。無線讀取器等(其也可感應地驅動應變儀)可以用來讀出牽引力。一種示例性應變儀傳感器是EMBEDSENSE無線傳感器，可從MicroStrain，Inc.offfilliston,VT05495獲得。該EMBEDSENSE無線傳感器使用感應連接以從外部線圈接受能量并無線地返回數字應變測量結果。在又一實施方式中，可以使用光學編碼器反饋機制，通過將光學編碼器置于與牽引裝置140的可調整部分158的旋轉組件之一一致。甚至設想了一種穿過皮膚的光學編碼器，其發出穿過皮膚和脂肪的光并計數在特定可旋轉組件上的一個或多個反射條的連續通過。在其他實施方式中，外部調整裝置248可以包括聲音傳感器以確定牽引裝置140的當前調整設置。例如，該傳感器可以聽到齒輪系統的轉動聲音，由此給出關于總調整量的反饋信息。另外的聲學反饋裝置在下面描述。應當理解，牽引裝置140的任何材料能夠由射線透不過的材料制成，以使這些組件的位置、狀態或排列通過使用X-射線可以在初始手術步驟期間、或在后續調整步驟期間觀察到。例如，可以使用設置在第一或第二細長件148、146上的圓周槽口或可替換地圓周隆起，以使該槽口或隆起與第二細長件150、152的某部分之間的距離能夠經由X-射線容易地測得。設想了調整步驟在醫生臨床中優選每34周進行一次。調整可以通過整形外科醫生完成，但由于系統的反饋能力使得該程序相對容易，所以該程序可以由護士實習生、醫生助理、技師、或任何其他非醫學成員完成。甚至設想了患者可以在家里具有外部調整裝置1130并且能夠以甚至更頻繁的速率自己進行調整。外部調整裝置1130可以設計成通過電話發送存儲的信息至醫生辦公室。例如，調制日期或調整參數如牽引力或牽引距離。圖10示出了外部調整裝置1130，其是根據本發明一個方面的外部調整裝置248的一種實施方式。外部調整裝置1130可以用來外部地施加旋轉運動或“驅動”位于牽引裝置140內的永久磁體(例如磁力元件218)。外部調整裝置1130包括用來對兩個永久磁體1134和1136施加旋轉運動的馬達1132。兩個永久磁體1134、1136位于同一驅動器1130中并構造成放置到患者或對象身體的同一側上。馬達1132可以包括例如DC供電馬達或經由整體地容納在外部調整裝置內的一個或多個電池(未示出)供電的伺服系統。可替換地，馬達1132可以經由連接外部電源的電源線等供電。例如，外部電源可以包括一個或多個電池或甚至被轉化成DC的交流電源。仍然參考圖10，兩個永久磁體1134、1136優選為圓柱形狀的永久磁體。盡管其他稀土磁體也是可能的,但該永久磁體可以由例如稀土磁體材料如釹鐵硼(NdFeB)制成。例如，每個磁體1134、1136可以具有大約I.5英寸的長度和大約I.O3.5英寸的直徑。兩個磁體1134、1136被徑向地磁化(磁極垂直于每個永久磁體1134、1136的長軸)。磁體1134、1136可以容納在非磁性外蓋或外殼1137內。在這方面，磁體1134、1136能夠在將磁體1134、1136與外部環境分隔開的靜態外殼1137內旋轉。優選地，外殼1137是剛性的并且在直接覆蓋永久磁體1134、1136的部分處相對較薄，以便最小化永久磁體1134、1136和內部磁體1064(如圖13A-13D所示)之間的間隙。如圖10所示，永久磁體1134、1136旋轉地安裝在相對基座件(basesmember)1138、1140之間。每個磁體1134、1136可以包括安裝在每個磁體1134、1136的相對軸面上的心軸或錠子1142、1144。心軸1142、1144可以安裝在各自的安裝在基座件1138、1140上的軸承(未示出)中。如圖10所示，從動輪1150安裝在一組心軸1142和1144上。從動輪(drivenpulley)1150可以可選地包括槽或齒1152，其用于嚙合容納在驅動皮帶(路徑1154指示的)內的對應槽或齒1156(在圖12中部分地示出)。仍然參考圖10，外部調整裝置1130包括驅動傳動系統(drivetransmission)1160,其包括連同多個皮帶輪1162A、1162B、1162C和輥1164A、1164B、1164C(其上安裝了驅動皮帶1154)的兩個從動皮帶輪1150。皮帶輪1162A、1162B、1162C和輥1164A、1164B、1164C可以安裝在各自的軸承(未示出)上。如圖10看到的，皮帶輪1162B機械地連接至馬達1132的驅動軸桿(driveshaft)(未示出)。皮帶輪1162B可以直接安裝至驅動軸桿，或可替換地可以通過適當齒輪系統連接。一個輥1164B安裝在偏壓臂1170并由此對皮帶1154提供張力。各個皮帶輪1150、1162A、1162B、1162C和輥1164A、1164B、1164C連同驅動皮帶1154可以容納在安裝至基座1138的外蓋或外殼1172中(如圖12所示)。為了安全和方便，可以期望外部調整裝置1130具有可拆卸的安全外蓋，其將置于容納永久磁體1134、1136的部分上方，例如在儲存期間，以使高磁場不能很近地接觸被強烈吸弓I或被其損壞的任何事物。如圖10和11所示，皮帶輪1162B弓丨起驅動皮帶1154繞著各個皮帶輪1150、1162A、1162B、1162C和輥1164A、1164B、1164C運動。在這方面，馬達1132的旋轉運動經由驅動傳動系統1160轉換成兩個永久磁體1134、1136的旋轉運動。在本發明的一個方面，基座件1138、1140被切割以便形成位于兩個磁體1134、1136之間的凹口1174。使用期間，外部調整裝置1130被壓靠在患者的皮膚上，或壓靠在覆蓋皮膚的衣服上(例如，外部調整裝置1130可以穿過衣服使用，因此患者沒有必要脫衣服)。凹口1174允許皮膚以及在下面的組織聚集或壓縮在凹入區域1174中，如圖13A和13B所示。這有利地減小了外部磁體1134、1136和容納在牽引裝置140中的磁體1064之間的總距離。通過減小該距離，這意味著外部定位的磁體1134、1136和/或內部磁體1064可以做成更小。這在肥胖患者情況下尤其有用。·在一個實施方式中，兩個永久磁體1134、1136被構造成以相同角速度旋轉。在另一個實施方式中，兩個永久磁體1134、1136每一個具有至少一個南極和至少一個北極，并且外部調整裝置1130被構造成旋轉第一磁體1134和第二磁體1136，以使通過第一和第二磁體1134、1136的全部位置中，第一磁體1134的至少一個北極的角位置(angularlocation)基本上等于第二磁體1136的至少一個南極的角位置。圖13A和13B示出了具有包含內部磁體1064的植入的牽引裝置140的患者的剖視圖。為了清楚，第一和第二細長件146、150已被去除以示出外部調整裝置1130和旋轉驅動的內部磁體1064之間的關系。所示的內部磁體1064設置在椎骨1185的一側上。而且，所示的內部磁體1064相對于對象的筋膜1184和肌肉1186處于外側或外部。圖13A和13B示出了肥胖患者，其中皮膚和其他組織聚集在凹口1174中。應當理解，肥胖青少年特發性脊柱側凸患者很少，并且圖13A和13B總體上表示最糟糕情形狀況，但如圖13A和13B所示，過多的皮膚和其他組織易于容納在凹口1174中，以能夠在內部磁體1064和外部驅動磁體1134、1136之間靠近定位。對于大多數AIS患者，內部磁體1064和外部驅動磁體1134、1136之間的空隙或距離通常為I英寸或更小。在圖13A至13D中，所示的內部磁體1064稍微大于其在優選實施方式中的尺寸，以便其磁極更清楚地可見。仍然參考圖10和11，外部調整裝置1130優選地包括用于準確和精確地測量外部磁體1134、1136移動(例如旋轉)的程度的編碼器1175。在一個實施方式中，編碼器1175安裝在基座件1138上并包括光源1176和光接收器1178。光源1176可以包括LED，其指向或定向到皮帶輪1162C。類似地，光接收器1178可以定向到皮帶輪116C。皮帶輪1162C包括大量關于皮帶輪1162C周邊均勻間隔開的反射標記物1177。根據皮帶輪1162C的旋轉定向，光被反射或不被反射回光接收器1178。由光接收器1178產生的數字開/關信號然后能夠用來確定外部磁體1134、1136的旋轉速度和位移。圖13A、13B、13C和13D示出了使用期間外部磁體1134、1136以及位于牽引裝置140內的內部磁體1064的行進。示出的內部磁體1064用于舉例說明目的。內部磁體1064是本文中描述的磁力元件218的一種可能實施方式。圖13A、13B、13C和13D示出的外部調整裝置1130靠著臨近脊柱(為了清楚而未示出)的患者皮膚1180的外表面設置。在所示的非創傷性調整步驟中，患者處于臥姿，并且外部調整裝置1130放置在患者背部上。然而，設想的調整可以用于處于仰臥、站立姿勢的患者。外部調整裝置1130以遠程旋轉內部磁體1064的方式靠著皮膚1180放置。如本文中解釋的，內部磁體1064的旋轉經由調整裝置232轉換為線性運動以可控地調整牽引裝置140。如圖13么、138、13(和130所示，外部調整裝置1130可以以使皮膚1180和其他組織如在下面的脂肪層1182被擠壓或被迫進入外部調整裝置1130的凹坑1174中的一定程度的力壓住患者的皮膚1180。圖13A、13B、13C和13D示出了內部磁體1064隨著其響應于外部調整裝置1130的永久磁體1134、1136的運動而經歷全部旋轉的磁定向。參照圖13A，所示的內部磁體1064相對于兩個永久磁體1134、1136經由角Θ定向。該角Θ可以取決于多個因素，包括例如兩個永久磁體1134、1136之間的分隔距離、定位可植入界面1104的位置或深度、外部調整裝置1130推壓患者皮膚的作用力程度。通常在包括一些肥胖患者的應用中，角Θ應在或大約90°以實現最大操作性(例如扭矩)。本發明發明人已經計算了，在AIS應用中，其中幾乎沒有肥胖患者，當永久磁體1134、1136具有大約3英寸外徑時,對于大多數患者優選大約70°的角。圖13A示出了兩個永久磁體1134、1136以及內部磁體1064的初始位置。這代表初始或開始位置(例如如指示的0°位置)。當然，應當理解，在實際使用期間，兩個永久磁體1134、1136和內部磁體1064的具體定向將變化并且可能不具有如圖13A所示的初始位置。在圖13A所示的開始位置中，兩個永久磁體1134、1136以它們的磁極為N-S/S-N排列進行定向。然而，內部磁體1064通常垂直于兩個永久磁體1134、1136的磁極被定向。圖13B示出了在兩個永久磁體1134、1136已經旋轉通過90°之后的兩個永久磁體1134、1136和內部磁體1064的定向。兩個永久磁體1134、1136以箭頭A的方向(例如順時針)旋轉，而內部磁體1064以箭頭B所示的相反方向(例如逆時針)旋轉。應當理解，兩個永久磁體1134、1136可以在逆時針方向上旋轉，而內部磁體1064可以在順時針方向上旋轉。兩個永久磁體1134、1136和內部磁體1064的旋轉圖在圖13C和13D中所示的通過180°和270°表示的連續進行。旋轉持續直至再次到達開始位置(0°)。在外部調整裝置1130運行期間，根據需要，永久磁體1134、1136可以被驅動以在任一方向上通過一個或多個完整旋轉而旋轉內部磁體1064，從而增大牽引裝置140的牽弓I。當然，永久磁體1134、1136也可以被驅動以通過部分旋轉(例如1/4，1/8，1/16等)旋轉內部磁體1064。兩個磁體1134、1136的使用優選在單個外部磁體上方，因為從動磁體1064可以優選在旋轉開始時不被定向，所以一個外部磁體1134、1136可以不能驅動其最大扭矩，這一定程度上取決于內部從動磁體1064的定向。然而，當使用兩個外部磁體(1134、1136)時,兩個磁體1134或1136中的一個將具有比另一個更好或更優選的相對于內部從動磁體1064的定向。另外，由每一個內部磁體1134、1136施加的扭矩是附加的。在現有磁力驅動裝置中，外部驅動裝置受內部從動磁體的特定定向支配。本文中描述的兩個磁體實施方式能夠保證更大的驅動扭矩，在AIS應用中比一個磁體實施方式高達75%，因而內部從動磁體1064可以在尺寸上設計為更小并且更輕。更小的內部磁體1064在實施MRI(磁共振成像)時具有更小的圖像偽像，在使用脈沖序列如梯度回波時尤其重要，梯度回波在乳房成像中常使用，并導致從植入磁體產生最大的偽像。在某些構造中，甚至可以優化使用三個或更多個外部磁體，包括一個或多個磁體，其每一個在身體的兩個不同側上(例如前后側)。雖然外部調整裝置1130和調整裝置232總體已被描述為利用驅動元件(即磁力元件)的旋轉運動起作用，但是應當理解，周期或非旋轉運動也可以用來驅動或調整牽引裝置140。例如，從動磁體640、磁力元件218、內部磁體1064、內部定位的從動磁體1402、圓柱形磁體394、中空磁體564、磁體576、磁體262、磁體618、620和磁體1302的周期性運動可以用來驅動或調整牽引裝置140。周期性運動包括部分旋轉運動(例如小于完整旋轉的旋轉運動)。也可以采用外部磁體624、626、1134、1136中的一個或多個的周期性運動。在又一可替換方式中，來回的線性或滑動運動也可以用來調整牽引裝置140。這方面，位于患者體內的單個磁體(這些滑槽或其他基座上滑動)使用棘輪式裝置可以用來調整牽引裝置140。滑動的內部磁體可以經由以類似來回方式側向滑動或移動(或移動磁場)的一個或多個外部定位的磁力元件進行驅動。外部定位的磁力元件的旋轉運動也可以用來驅動內部磁體。內部磁體可以可替換地能夠來回地旋轉，由此使用棘輪式裝置調整牽引裝置140。在又一個可替換方式中，永久磁體可以位于樞軸旋轉件(pivotingmember)上,該樞軸旋轉件繞著樞軸點來回地(如同蹺蹺板)旋轉。例如，具有在第一方向上定向的北極的第一永久磁體可以位于樞軸旋轉件的一端，而具有在該第一方向上定向的南極的永久磁體位于該樞軸旋轉件的另一端。棘輪式裝置可以用來將樞軸旋轉運動轉化成能夠驅動或調整牽引裝置140的線性運動。第一和第二內部定位的永久磁體可以通過一個或多個外部定位的磁力元件(永久的或電磁的)驅動。線性或甚至旋轉運動的電場的內部運動可以用來驅動樞軸旋轉件。構建內部從動磁體的兩種不同模型，每一個來自不同的釹鐵硼級。兩個磁體具有相同的尺寸(O.275”直徑，O.395”長)。一個磁體為大約N38級而另一個為N50級。兩個磁體質量為大約2.9g。I”直徑圓柱形永久磁體(N50級釹鐵硼)附著至扭矩測量儀，并且相關于內部從動磁體，對于用于該圓柱形永久磁體的三個不同角定向檢測在它和每一個內部從動磁體模型之間的峰值耦合扭矩(英寸-盎司)。所有磁體為兩個磁極(如圖13A-13D)。內部從動磁體中的每一個單獨地測試。定向為0°(最差情形的耦合扭矩)、45°或90°(最佳情形的耦合扭矩)。對于I英寸空隙(磁體之間的間隔)的數據列于下表I中。預期I英寸空隙是青少年特發性脊柱側凸的臨床應用中的最差情形的間隔。使用兩個外部I”直徑永久磁體(如圖13A-13D)的效果通過加入對于最差情形(0°)和最佳情形(90°)定向的值而示出。表I一在I”空隙下的峰值耦合扭矩(oz-in)內部從動單個外部磁I單個外部磁單個外部磁兩個外部磁體(O。磁體體的O'定向I體的45''定向體的90.'定向定向+90定向)38級1371.922A73^84(大約)__50級~—1.702.042.804.50可以清楚地看出，兩個外部永久磁體的附加使用，尤其是如果以圖13A-13D所示出的定向同步，則在任意定向上傳送比單個外部磁體顯著更多的扭矩。對于使用50級內部從動磁體產生的數據,使用兩個外部永久磁體的峰值耦合扭矩為4.50盎司-英寸(oz-in)，比在相對于內部從動磁體處于理想90°定向的單個外部永久磁體大60.7%，并且比在最差情形0°定向的單個外部永久磁體大164.7%。通過使用兩個外部永久磁體實現的扭矩的這種顯著增加，使得有可能將特別小的內部從動磁體(例如小于3g)整合到脊柱側凸治療植入件的設計中，或任何用于操控骨骼系統的一個或多個骨頭或一部分的植入件的設計中。例如，兩個外部永久磁體的使用可以在約I.O英寸的分隔距離下對內部磁體施加至少3.O英寸-盎司的耦合扭矩。在使用標準乳房成像線圈的I.5TeslaMRI掃描儀的乳房的梯度回波MRI掃描中，植入到中部胸腔中的具有O.275英寸直徑和O.295”長度的2.9gN50級磁體產生小到足以允許乳房完整成像的MRI偽像。對于外部調整裝置，使用雙I”直徑外部永久磁體1134、1136，并對質量為2.9g的內部從動磁體1064使用50級，遞送至該磁體的4.50盎司-英寸扭矩將以足以施加大約11磅的牽引力的方式轉動安裝在滾珠軸承上的每英寸80螺紋的導螺桿。如果4I減速行星齒輪組整合到設計中一例如在內部從動磁體1064和導螺桿226之間，則可以遞送大約44磅的牽引力。在本發明考慮的系統中，其中進行多次逐步的非創傷性調整，在這個級別(4045磅)的牽引力就足夠。事實上，滑差離合器244在制造脊柱側凸植入件中可以進行調整，或者可以通過植入的醫生進行調整，以使滑差離合器244以最大閾值扭矩(從而節省由太高牽引力損壞或從骨頭拔出的植入件的材料)或以期望閾值扭矩(在此產生期望的牽引力)滑動。最大閾值扭矩對應于臨界牽引力，而期望閾值扭矩對應于期望牽引力。臨界牽引力可以對應于錨形體如錨鉤或螺釘可能引起骨頭損傷的力。例如，一個臨界牽引力為100磅，其在本發明一個實施方式中對應于41.7盎司-英寸(如果沒有齒輪減速，并且使用80螺紋/英寸的導螺桿)、10.4盎司-英寸(如果使用4I齒輪減速和80螺紋/英寸的導螺桿)或2.6盎司-英寸(如果使用16I齒輪減速和80螺紋/英寸的導螺桿)的臨界閾值滑動扭矩。類似地，一個期望牽引力為45磅，其在本發明的一個實施方式中，對應于18.75盎司-英寸(如果沒有齒輪減速，并且使用80螺紋/英寸的導螺桿)或4.69盎司-英寸(如果使用4I齒輪減速和80螺紋/英寸的導螺桿)的期望閾值滑動扭矩。如果期望牽引力為20磅，則在本發明的一個實施方式中，這對應于8.33盎司-英寸(如果沒有齒輪減速，并且使用80螺紋/英寸的導螺桿)或2.08盎司-英寸(如果使用4I齒輪減速和80螺紋/英寸的導螺桿)的期望閾值滑動扭矩。在一個方面，期望閾值牽引在2英寸-盎司和42英寸-盎司之間。在另一方面，期望閾值牽引在2英寸-盎司和19英寸-盎司之間。在又一方面，期望閾值牽引在2英寸-盎司和8.5英寸-盎司之間。已經提出了其他牽引裝置，其整合了小可植入馬達以實現牽引。作為本發明的一部分描述的2.9g圓柱形磁體1064比最小的馬達顯著更小，這在牽引應用中是可行的，考慮到扭矩要求等。另外，磁體1064的成本顯著低于微小馬達。磁體1064相對于微小馬達也是非常可靠的。主要可能的失效是喪失磁場，然而本發明的發明人已經證實，本發明的2.9g磁體1064能夠放置到3.OTeslaMRI磁體中央，同時沒有顯著喪失磁性。它也能夠暴露于超過在例如蒸汽滅菌中使用的溫度，而沒有顯著喪失磁性。一般地，內部磁體1064應為N30級或更高，或甚至N48級或更高。雖然2.9g圓柱形磁體1064具有特別小的優點，但是在其他實施方式中，圓柱形磁體1064可以具有低于IOg或低于約6.Og的重量。類似地，第一和第二外部磁體1134、1136可以為稀土永久磁體例如釹鐵硼。另外,第一和第二外部磁體1134、1136可以為N30級或更高，或甚至為N48級或更高。圖14示出了用于驅動外部調整裝置的根據本發明一個方面的一種系統1076。圖14示出了壓靠在患者1077表面(截面中示出了向下的不完全面)的外部調整裝置1130。示出了包含內部從動磁體1064的牽引裝置140的一部分。位于在患者1077外部的牽引裝置140中的永久磁體(例如從動磁體1064)通過患者的皮膚和其他組織磁力地連接至位于外部調整裝置1130中的兩個外部磁體1134、1136。如本文中解釋的，外部磁體1134、1136的一種旋轉導致位于牽引裝置140中的從動磁體1064的對應單個旋轉。在一個方向上轉動從動磁體1064導致牽引裝置140變長，或增大牽引力，而在相反方向上的轉動導致牽引裝置140變短，或減小牽引力。牽引裝置140的變化直接與從動磁體1064的轉動圈數相關。外部調整裝置1130的馬達1132經由操作地連接至可編程邏輯控制器(PLC)1080的馬達控制電路1078控制。PLC1080向馬達控制電路1078輸出模擬信號，其正比于馬達1132的期望速度。PLC1080也可以選擇馬達1132的旋轉方向(即正向或反向)。在一個方面，PLC1080接收來自軸桿編碼器1082的輸入信號，其用來以高精確性和準確性鑒定外部磁體1134、1136的準確相對位置。例如，軸桿編碼器1082可以是如在圖10-11中描述的編碼器1175。在一個實施方式中，信號是一種脈沖、兩通道正交信號，表不外部磁體1134、1136的角位置。PLC1080可以包括嵌入式屏幕或顯示器1081，其可以顯示信息、警告等。PLC1080可以可選地包括鍵盤1083或其他用于輸入數據的輸入設備。PLC1080可以直接整合到外部調整裝置1130中或它可以是電連接至主要外部調整裝置1130的獨立組件。在本發明的一個方面，傳感器1084被整合到外部調整裝置1130中，其能夠傳感或確定從動磁體1064的旋轉或角位置。傳感器1084可以利用例如聲波、超聲波、光、福射、或甚至從動磁體1064和外部1134、1136之間的磁場或電磁場的變化或微擾而獲取位置信息。例如，傳感器1084可以檢測從從動磁體1064或附著至其的連接結構(例如馬達)反射的光子或光。例如，光可以以感應通過組織的波長穿過患者的皮膚和其他組織。從動磁體1064或相關結構的多個部分可以包括反射性表面,其在從動磁體1064運動時將光反射到患者外部。反射的光然后能夠由可以包括例如光子檢測器等的傳感器1084檢測到。在另一方面，傳感器1084可以在霍爾效應上運行，其中兩個另外的磁體位于可植入組件中。另外的磁體隨著驅動組件旋轉而相對于彼此軸向地運動，并因此增加或減小牽弓丨，允許確定限制裝置的當前尺寸。在圖14的實施方式中，傳感器1084是設置在外部調整裝置1130上的傳聲器。例如，傳聲器傳感器1084可以設置在外部調整裝置1130的凹入部分1174中。傳聲器傳感器1084的輸出涉及放大和過濾所檢測到的聲學信號的信號處理電路1086。在這方面，聲學信號可以包括通過從動磁體1064的旋轉周期性地產生的“滴答聲”或其他噪音。例如，從動磁體1064可以在每完成完整旋轉時發出滴答聲。滴答聲的間隔(頻率)可以根據旋轉方向而不同。例如，在一個方向上的旋轉(例如變長)可以產生低間隔，而在另一個方向上的旋轉(例如變短)可以產生更高的間隔信號(反之亦然)。來自信號處理電路1086的放大和過濾的信號然后能夠通過到PLC1080。在系統1076的運行期間，每個患者將具有對應于它們的牽引裝置140的調整設置或尺寸的編號或標記。該編號可以儲存在由患者攜帶(例如存儲卡、磁卡等)或整體地與牽引裝置140形成的可選儲存裝置1088(如圖14所示)上。例如，作為系統的一部分或單獨地植入的RFID標簽1088可以設置在患者體內(例如皮下或作為裝置的一部分)，并且可以經由天線1090讀出和記錄以更新牽引裝置140的當前尺寸。在一方面，PLC1080具有從儲存裝置1088讀出對應于牽引裝置140的尺寸或設置的當前編號。PLC1080也能夠將調整的或更新的牽引裝置140的當前尺寸或設置記錄到儲存裝置1088。當然，當前尺寸可以手動地記錄在患者的醫療記錄(例如表格、卡片或電子患者記錄)中，然后根據需要在患者看他或她的醫生時被檢查和改變。因此，患者隨身帶有他們的醫療記錄，并且例如如果它們在另一個地方或甚至另一個國家，并且需要進行調整，則RFID標簽1088具有所有需要的信息。另外地，RFID標簽1088可以用作安全裝置。例如，RFID標簽1088可以用來僅允許醫生調整牽引裝置140而不是患者。可替換地，RFID標簽1088可以用來僅允許某些模式或使牽引裝置可以通過外部調整裝置1130的特定模式或序列號進行調整。在一個方面，牽引裝置140的當前尺寸或設置被輸入到PLC1080中。這可以自動地完成或經由與PLC1080相關聯的例如鍵盤1083而手動輸入。因此PLC1080知道患者的起始點。如果患者記錄丟失，則牽引裝置的長度可以通過X-射線檢測并且PLC1080可以手動編排至該已知的起始點。外部調整裝置1130被要求進行調整。這可以經由輸入到PLC1080中的預設指令(例如“增大牽引裝置140的牽引位置O.5cm”或“增大牽引裝置140的牽引力至20磅”)而完成。PLC1080構造馬達1132的正確方向并開始馬達1132的旋轉。隨著馬達1132旋轉，編碼器1082能夠連續地直接或通過機械地連接至馬達1132的另一個軸桿或表面監控馬達的軸桿位置(如圖14所示)。例如，編碼器1082可以讀出位于如同在圖10中披露的皮帶輪1162C外部上的標記1177的位置。馬達1132的每一個旋轉或部分旋轉然后可以計數并用來計算牽引裝置140的調整后的或新的尺寸或設置。傳感器1084，其可以包括傳聲器傳感器1084，可以被連續地監控。例如，馬達1132的每個旋轉應產生適當的通過牽引裝置140內部的永久磁體的旋轉產生的滴答數和間隔。如果馬達1132轉動完整一圈但沒有傳感到滴答聲，則磁力耦合可能已經喪失并且錯誤信息可以在PLC1080的顯示器1081上顯示給操作者。類似地，如果傳感器1084獲得錯誤的聽覺信號的間距(例如，傳感器1084檢測到變短的間距，但外部調整裝置1130構造成變長)，則錯誤信息可以在顯示器1081上顯示。圖15至30示意性地示出了隨著從動磁體1302在順時針方向(箭頭A)和逆時針方向(箭頭B)上旋轉的聲學指示外殼1304和從動磁體1302。應當理解，雖然給出的描述是關于從動磁體1302的，但是聲學傳感特征也可以應用于圖6C-6G的磁力元件218、圖13A-13D、圖14的內部磁體1064、圖35的內部定位的從動磁體1402、圖41、42和44的圓柱形磁體394、圖48的中空磁體564、圖50的磁體576、圖53的磁體262、以及圖51的磁體618、620、圖52的磁體640、或者甚至圖6B的磁力件200(這些從動磁體的各種實現方式在某些情況下可以稱為磁力元件)。聲學指示外殼1304相對于從動磁體1302的周邊以一種圓環形構造示出，但考慮了可替換的關系，例如其中該聲學指示外殼1304的外徑與從動磁體1302的外徑基本上相同，并且它們以端對端軸向關系代替圓環形關系被定向。聲學指示外殼1304是圖6C和圖6D的聲學外殼222的一種可能實施方式。聲學指不外殼1304用來生成能夠用來計數從動磁體1302的旋轉運動而且確定其旋轉方向的聲學信號(例如滴答聲)。當磁力球1306撞擊第一沖擊表面1308或第二沖擊表面1310時產生聲學信號(即聲音)。圖15-22示出了從動磁體1302順時針方向(箭頭A)的旋轉，而圖23-30示出了從動磁體1302逆時針方向(箭頭B)的旋轉。當從動磁體1302在順時針方向上旋轉時，每完整旋轉一周，磁力球1306撞擊第一沖擊表面1308兩次(2x),其中第一沖擊表面1308以第一幅度和/或頻率產生聲音。當從動磁體1302在逆時針方向上旋轉時，每完整旋轉一周，磁力球1306撞擊第二沖擊表面1310兩次(2x)，其中第二沖擊表面1310以第二幅度和/或頻率產生聲音。如圖15-30所示，第一沖擊表面1308比第二沖擊表面1310更薄，因此，第一沖擊表面1308被構造成以比第二沖擊表面1310更高的頻率共振。可替換地，頻率的差異可以通過使第一沖擊表面1308與第二沖擊表面1310的材料不同而實現。可替換地，由磁力球撞擊第一和第二沖擊表面1308、1310產生的聲學信號的幅度可以用來區分旋轉方向。例如，順時針旋轉可以產生相對大聲的滴答聲，而逆時針旋轉可以產生相對安靜的滴答聲。·磁力球1306由磁性材料例如400系列的不銹鋼制成。磁力球1306被吸到從動磁體1302的南極1314和從動磁體1302的北極1316。如圖15所示，從動磁體1302在順時針方向(箭頭A)上開始旋轉。如圖所示的,磁力球1306的起始點臨近磁體1302的北極1316。如圖16所示，隨著磁體1302旋轉，磁力球1306跟隨北極1316。這一直持續，如圖17所示，直到磁力球1306停止在第二沖擊表面1310。現在，如圖18所示，磁力球1306靠著第二沖擊表面1310被停靠，而從動磁體1302繼續旋轉。磁力球1306可以在該點滾動，但它通過吸引至磁體1302的北極1316而被迫靠著第二沖擊表面1310，直到南極1314變得基本上更靠近磁力球1306，如圖19所示，在這點處，磁力球1306以箭頭α的方向朝向第一沖擊表面1308加速，從而撞擊它(如圖20所示)并產生具有比磁力球1306被第二沖擊表面1310停止時更大強度的聲學信號或聲音。現在，隨著從動磁體1302繼續轉動，磁力球1306跟隨從動磁體1302的南極1314，如圖21所示，并繼續跟隨南極1314，直至磁力球1306被第二沖擊表面1310停止,如圖22所示。圖23-30示出了通過從動磁體1302的逆時針旋轉被激活的聲學機制。在這個過程中，第一沖擊表面1308用來停靠磁力球1306,并且磁力球1306加速并沖擊第二沖擊表面1310，產生不同的聲學信號。例如，不同聲學信號可以包括更大聲的信號或具有不同頻率(例如音調)的信號。在圖23中，從動磁體1302在逆時針方向(箭頭B)上開始旋轉。如圖所示的，磁力球1306的起始點臨近磁體1302的南極1314。如圖24所示，隨著磁體1302旋轉，磁力球1306跟著南極1314。這一直持續，直到如圖25所示，磁力球1306被第一沖擊表面1308停止。如圖25所示，磁力球1306靠著第一沖擊表面1308被停靠，而從動磁體1302繼續旋轉。磁力球1306可以在該點處滾動，但它通過吸到磁體1302的南極1314而被迫靠著第一沖擊表面1308，直到北極1316變得更靠近磁力球1306，如圖26所示，在該點處磁力球在箭頭β的方向上朝向第二沖擊表面1310加速，從而撞擊它(如圖27所示)并生成具有比當磁力球1306被第一沖擊表面1308停止時更大強度的聲學信號或聲音。現在如圖28所示，隨著磁體1302繼續轉動，磁力球1306跟隨磁體1302的北極1316，并繼續跟隨北極1316(圖29)，直到磁力球1306被第一沖擊表面1308停止，如圖30所示。可以理解，磁體1302的每一次轉動產生兩次相對大聲的撞擊，其能夠被非創傷性的包括聲音裝置例如傳聲器(例如圖14中的傳感器1084)的外部裝置檢測到。如果例如磁體1302轉動0-80個導螺桿(例如導螺桿226)以調整牽引裝置140，則每一次轉動代表在牽引位置上的1/80英寸，因而每一個半轉動代表1/160英寸或O.00625”。如果在磁體1302的輸出處有齒輪減速，例如41，則完整的轉動代表1/320英寸并且每一個半轉動代表1/640英寸。因此，這種性質的聲學傳感允許非常精確控制牽引裝置140的調整。如果速度太高，傳感器能夠可替換地被程序化以僅傳感特定轉數。可替換地，輔助磁體可以設置在扭矩傳送系統的后齒輪減速部分上，以使要傳感的轉動數在數量上更少并且更小頻率。還可以理解，在磁體1302順時針旋轉期間通過由于磁力球1306針對第一沖擊表面1308的加速的撞擊而生成的聲學信號或聲音，將包含與在磁體1302逆時針旋轉期間通過由于磁力球1306針對第二沖擊表面1310的加速的撞擊而生成的聲學信號或聲音不同的頻譜。作為一個實例，圖14中示出的聲學傳感器1084可以提供相對簡單、低成本裝置，其中旋轉方向(即增大牽引和減小牽引)能夠被自動地鑒定。而且，聲學傳感器1084能夠確定每個方向上的半旋轉的準確數目。聲學傳感器1084可以操作地集成可編程邏輯控制器(PLC)如本文中描述的PLC1080。在這方面，可以確定牽引裝置140的準確牽引長度。PLC1080能夠通過聲音的頻率鑒定旋轉的方向，然后如果這不是期望的方向則改變旋轉的方向。PLC1080也能夠計算半旋轉的數目直到實現限制的數量。如果在外部裝置1130的磁體1134、1136和從動磁體1302之間存在任何滑差(slip)，則PLC1080將不會檢測聲學信號并因此不會隨著旋轉而計算這些。可能存在這樣的情形，其中實施非創傷性調整的醫療人員沒有注意到外部裝置磁體1134、1136的哪一個旋轉方向將導致增加的牽引以及哪一個方向導致減小的牽引。然而，PLC1080將能夠通過檢測到的頻率而立即確定旋轉的正確方向。例如，圖31示出了從磁體1302逆時針旋轉檢測到的聲音1320，而圖32示出了從磁體1302順時針旋轉檢測到的聲音1324。可能存在例如通過外部裝置1130的馬達1132的聲音產生的另外的背景聲音信號或噪音1328。在兩個旋轉方向上，聲學“滴答聲”1320和1324看起來彼此非常類似。然而，通過分析這些滴答聲的頻譜，就能夠辨別磁體1302的順時針和逆時針旋轉之間的差異。如圖33所示，逆時針旋轉的頻譜集中在約14kHz，而順時針旋轉的頻譜(圖34)集中在約18kHz。在中心頻率上的這種移位或改變可以用于確定磁體1302的絕對旋轉方向的基礎。圖35示出了一種系統1400，利用反饋裝置用于經由外部裝置1406驅動牽引裝置140的內部定位從動磁體1402。一個或多個植入的從動磁體1402穿過患者1408的皮膚1404磁力地稱合至一個或多個外部驅動磁體1410。外部驅動磁體1410的旋轉或運動導致從動磁體1402的等速旋轉。在一個方向1412上轉動從動磁體1402導致牽引裝置1414增大牽引，而在相反方向上轉動從動磁體1402導致牽引裝置1414減小牽引。牽引裝置1414牽引距離或牽引力的改變取決于一個或多個驅動磁體1410的轉數。驅動磁體1410通過外部裝置1406旋轉，其具有通過可編程邏輯控制器(PLC)1418控制的電動齒輪馬達1416。PLC1418將模擬信號1420輸出到馬達驅動電路1422，其正比于期望的馬達速度。PLC1418從正比于馬達的當前牽引的馬達驅動電路1422接收模擬信號1424。齒輪馬達1416的電流消耗正比于其輸出扭矩。電子扭矩傳感器可以用于這個目的。測得的當前牽引可以用來監控輸出扭矩的改變。PLC1418從指示驅動磁體1410的角位置的編碼器1428接收輸入脈沖信號1426。PLC1418控制裝有彈簧的制動系統1430，如果有電能損失或其他緊急情況，則其自動地停止驅動磁體1410。滑差離合器1432包含在齒輪馬達1416和驅動磁體1410之間以防止齒輪馬達1416過度扭轉從動磁體1402以及潛在地損壞牽引裝置140，例如如果牽引裝置140不具有其自身的滑差離合器。PLC1418具有顯示信息的嵌入式屏幕1434以及用于輸入數據的鍵盤1436。為了使用者舒適和便于使用，可以并入外部按鈕開關和指示燈。只要裝置轉動，就連續地監控馬達電流(輸出扭矩)。如果馬達電流超過最大允許電流(基于裝置組件和/或患者組織的安全要求)，齒輪馬達1416被停止并且應用制動器1430。這可以在軟件和硬件中完成。機械滑差離合器1432還防止該裝置的過度扭轉。示例性的閾值扭矩為5.O盎司-英寸。在一個實施方式中，每個患者具有對應于他們特定牽引裝置1414的牽引位移的編號。牽引裝置1414具有用于其牽引位移的編號如5.0cm，并且完全無牽引的裝置具有諸如O.Ocm的編號。這種編號可以儲存在患者1408攜帶的電子存儲卡1438上。PLC1418能夠從存儲卡1438讀出當前編號并且在調整后更新該編號。患者的編號能夠手動地記錄在患者的卡中并保持在醫生辦公室或者印刷在患者攜帶的信息卡上。可替換地，該信息能夠儲存或從植入到患者體內的RFID芯片上讀出。患者的編號首先輸入到PLC1418中，因此他知道患者的起始點。如果患者的記錄完全丟失，則該系統可以一直具有基于限制裝置1414的牽引位移的X射線圖像確定而手動輸入的新設置。醫生可以多種方式調整牽引裝置1414。新牽引位移(或力)的絕對移動可以直接輸入。例如，當前在2.OOcm牽引位移處的患者可能需要調整到2.50cm。醫生簡單地輸入新牽引位移并按下“go”按鈕。醫生可能更喜歡從當前牽引位移的相對(增量)移動。按鈕的每一次按下將導致裝置增大或可能減小固定量，例如O.20cm的牽引位移，或O.02cm。在另一個方面，可能提供有增大和減小按鈕，只要握著該按鈕則其增大/減小牽引裝置1414的牽引。應當注意，牽引的位移是一個相對術語，并且本發明中披露的測力計可以是調整牽引的優選方式，而不是一種尺寸的方式。而且，PLC1418可以自動地調整外部裝置1406以達到期望的最終牽引力或長度(至少部分給予通過反饋裝置產生的響應)。具體的反饋裝置可以是本文中描述的任意數量的裝置，包括應變儀或測力計反饋、聲學反饋、光學反饋、馬達電流等。一旦要求外部裝置1406運動，則PLC1418慢慢地增高齒輪馬達1416的速度，同時監控馬達電流(扭矩)。已知的最小驅動扭矩必須提供用于驗證與限制裝置的磁力耦合被鎖定并且不減小。這可以例如利用聲學反饋系統進行監控。最小扭矩值可以是儲存在PLC1418中的彎曲，其是基于牽引裝置1414的牽引量、運動方向(增大/減小)、甚至型號或序列號.同樣，如果通過PLC1418檢測到突然的扭矩反轉，則發生了滑動。由于迫使滑動(北極-北極和南極-南極)彼此通過的相同磁極，所以它們被吸引到鄰近的相反磁極(北極-南極和南極-北極)。這導致驅動扭矩的瞬間反轉。這種扭矩反轉能夠被PLC1418檢測到。如果發生滑動，則PLC1418能夠從運動減去適當的量。如果太多連續的滑動發生，則PLC1418能夠停止并顯示信息。隨著驅動磁體1410旋轉，轉數或轉數的分數可以通過PLC1418計算并轉換成牽引的改變。一旦運動完成，則PLC1418停止齒輪馬達1416并應用制動器1430。應當理解，上面提到的反饋裝置可應用于外部裝置，以及許多其他類型的磁力驅動器，除了附近或近端定位的電磁線圈(其不具有馬達)。考慮了牽引裝置/調整機構/外部調整裝置的任何相容性構造作為可替換實施方式是可組合到本文具體描述的那些裝置。另外，牽引裝置的機械機構可以通過使用旋轉驅動軸桿的任何設計和方法、或通過拉伸/壓縮件來實現。換句話說，旋轉可以僅對近端組件或牽引裝置內的組件完成，通過傳動裝置其然后導致導線或電纜縱向變短或變長，其在皮帶或桿上拉伸而導致牽引裝置增大或減小牽引(距離或力)。圖36示出了植入患者體內的牽引裝置314的一種實施方式并且在其上端315和下端317處固定至患者的脊柱300。所示的脊柱300的實例包括胸椎和腰椎，其典型地包括脊柱側凸彎曲，例如患有青少年特發性脊柱側凸的患者的彎曲。在圖36中示出了T3至T12胸椎，分別是303、304、305、306、307、308、309、310、311、312，以及LI至L3椎骨291、292、293，不是在沿著脊柱側凸狀態下，而是在非常輕微殘留彎曲下，其代表在植入方法期間已經被部分或完全矯直的適度彎曲。每一個椎骨在其尺寸和形狀上彼此不同，其中上部椎骨通常小于下部椎骨。然而，一般地，椎骨具有相似結構并且包括椎體316、棘突318、320、椎板326、橫突321、322和椎弓根(pedicle)324。在這個實施方式中，牽引裝置314包括牽引桿328，其經由連接的可調整部分330是可調整的(長度方向)。牽引裝置314在牽引桿328的上端經由夾具342固定至脊柱300。在圖36中，夾具342可以固定在臨近肋骨(未示出)或肋骨小面周圍。在另一種可替換方式中，夾具可以由椎板和椎弓根鉤系統、或椎弓根螺釘系統代替。圖37示出了一種這樣的替代實施方式，其中牽引裝置314包括一個或多個椎板鉤346，其用來將牽引裝置314的上端315固定至脊柱(未示出)。牽引裝置的下端317利用一個或多個椎弓根鉤348被固定至脊柱。再參考圖36，示出的牽引裝置314利用椎弓根螺釘系統331(包括連接桿332和兩個趾夾具338、340)固定至脊柱300。這個具體實施方式包括磁力調整裝置334，其經由傳輸電纜345與可調整部分330分隔開。回到圖38，示出了椎弓根螺釘系統331的更詳細細節。椎弓根螺釘349穿過基座350中孔，通過其椎弓根(在這種情況下是左椎弓根)將基座固定至LI椎骨291(圖36)。鎖緊螺釘334可以松開以調整連接桿332的角α，然后鎖緊螺釘334可以收緊以使趾夾具338牢固地將連接桿332保持在原位而沒有進一步的旋轉。第二趾夾具340以相同方式調整，通過收緊鎖緊螺釘336。因為脊柱側凸的脊柱也旋轉(通常在AIS患者中，中間部分向右旋轉)，所以這里提出的非融合實施方式允許脊柱300的退旋(de-rotation)可以自然地發生，因為在牽引裝置314的中間部分319處沒有固定。為了進一步有利于這種退旋，牽引裝置314在其端部允許自由旋轉。例如，回到圖39，可調整部分330經由球狀接頭382附著至連接桿332。連接桿332的端部具有基本上180°的彎曲，允許其可以沿相同軸383接觸可調整部分330。連接桿332的最末端包括莖桿(stem)386和球形體384。底架(mount)360設置在可調整部分330的端部處并且具有部分球形內部輪廓361以配合球形體384，并允許自由旋轉。其也可以允許多軸運動。應當注意，牽引桿328可以預彎曲具有正常矢狀脊柱(saggitalspine)的典型形狀,但也應當注意到，該彎曲可以稍微不同于標準脊柱側凸融合手段，因為在本文描述的非融合實施方式中，牽引裝置314不與脊柱齊平，而是置于皮下或筋膜下，因而不在背脊肌肉下方。僅設計成置于肌肉下方的牽引裝置314的部分是夾具342以及緊鄰夾具342的牽引桿328的部分、椎弓根螺釘系統331和連接桿332。因此，圖36示出了這樣一個實施方式，其中與牽引裝置314相關的硬件的主體置于肌肉上方。然而應當理解，在可替換的構造中，整個可植入實施方式的任何其他部分可以置于肌肉下方(即肌下的)。應當理解，相比于當前的融合方法，在手術期間需要切割的肌肉顯著更少。這將允許更短的方法、更少的血流損失、更快速的恢復、以及在醫院的時間更短/更少的感染危險。而且，可以期望利用在它們的最高應力點處的凸緣或肋骨產生圖37的連接桿332的“J”彎曲或連接桿323的“S”彎曲，以便在要求植入情況下增大它們的耐用性。圖40和圖41示出了遠程定位的磁力調整裝置344的一種實施方式，該調整裝置344能夠使得從遠離可調整部分330的位置調整牽引裝置314。如以下解釋的，可調整部分330經由傳輸電纜345可操作地連接至磁力調整裝置344。例如，磁力調整裝置344可以在臀部區域或甚至腹部區域皮下地放置。可替換地，磁力調整裝置344可以與可調整部分330整體地定位。然而，在其遠程構造中，磁力調整裝置344(示于圖41中，沒有其保護性外蓋)包括蝸桿390和牢固地固定在蝸桿390內部的圓柱形磁體394。圓柱形磁體394優選被徑向地磁化，如圖42所示。外部調整裝置(例如外部調整裝置1130)的激活導致圓柱形磁體394和蝸桿390轉動。蝸桿390包含在其外表面周圍的螺紋并配合可旋轉齒輪392，其又操作地連接于線軸(spool)396。線軸396包括在其周圍的其中設置電纜362的凹槽等。在裝置運行期間，圓柱形磁體394的旋轉運動導致齒輪392的轉動，其又導致線軸396旋轉。隨著齒輪392轉動，線軸卷繞或展開電纜362，該電纜延伸通過位于細長傳輸電纜345(將調整裝置344連接至可調整部分330)中的保護套364。取決于齒輪392的旋轉方向，電纜362被拉緊或松開。參考圖41，隨著齒輪392在方向388上轉動，張力(T)增大。電纜362的相對端通過阻擋件370被固定至框架360上。在一個實施方式中，電纜362在第一皮帶輪上方拉動，其在第一旋轉方向376上轉動。電纜362然后在框架360背面上繞著第二皮帶輪355(虛擬示出)纏繞，導致第二皮帶輪355在第二旋轉方向377上轉動。電纜362然后繞著第三皮帶輪356纏繞，導致其在第三旋轉方向上轉動。在第三皮帶輪356之后，電纜362繞著第四皮帶輪纏繞，導致其在第四方向380上轉動。第二皮帶輪355和第四皮帶輪358經由軸398旋轉地附著至牽引桿328，并且通過在凹槽366中滑動的銷釘368可滑動地容納在框架360內。皮帶輪354、355、356、358的組合充當放大響應于所施加的張力(T)而施加到牽引桿328的力的一種滑車和滑輪組布置。例如，在電纜362上的張力(T)賦予牽引桿328上4倍大的壓力(C)(即C=4*T)。當然，應當理解，通過在相反方向上驅動圓柱形磁體394和蝸桿390，齒輪392引起線軸396展開，由此減小T和C。圖43示出了牽引裝置400的另一個實施方式。在這個實施方式中，鉤子固定系統用來將牽引裝置400固定至患者的脊柱。鉤子固定系統在圖43中以分解示出，并且包括位于牽引裝置的相對端的鉤子402、404(例如椎板鉤、小面鉤或肋骨鉤)。鉤子402、402操作地連接于球窩接頭406。每一個球窩接頭406包括連接設置在立柱409端部處的球形體407或其他基本上球形件的聯接器405。鉤子402、404每一個包括被尺寸化以接收每一個球窩接頭406的立柱409的凹槽402A、404A。立柱409利用夾緊件408和覆蓋帽410相對于其各個鉤子402、404摩擦地配合。聯接器405包括接收部分如與牽引桿412的相對端連接的內螺紋部分(未示出)。當然，聯接器405可以以其他方式例如安裝螺釘、粘接、焊接或甚至通過使用膠水或其他粘性材料而固定至牽引桿412。在這方面，一旦安裝，鉤子402、404都能夠繞著旋轉運動的球窩接頭406活動連接以適應隨著脊柱經受牽引力變化的幾何形狀。如圖43所示，牽引桿412以預先彎曲的構造提供，并且可以被切割成期望的長度和彎曲成定制構造以適合患者的特定解剖結構。典型地，待切割的部分將是遠離可調整部分414定位的牽引桿412的末端。在這個實施方式中的可調整部分414包括具有外蓋416的偏置齒輪傳動組件415。圖44示出了偏置齒輪傳動組件415，其中從可調整部分414去除了外蓋416以便更好地示出在牽引桿412上實現牽弓丨力的內部組件。如圖44所示，圓柱形磁體394可以包括由本文中關于其他實施方式描述的材料制成的永久磁體。組件415包括隨著組件415繞其旋轉軸旋轉而轉動的第一齒輪430。外部調整裝置(例如1130)導致圓柱形磁體394在第一旋轉方向440上轉動，這也導致第一齒輪430在相同的第一方向440上轉動。第一齒輪430嚙合第二齒輪432，導致其在第二旋轉方向432上轉動。第三齒輪434固定至第二齒輪432并隨著第二齒輪432—起旋轉。第三齒輪434嚙合第四齒輪436，導致其在第三旋轉方向444上轉動。第四齒輪436固定至導螺桿420，其在軸套418或外套內縱向地延伸。設置成止推軸承438以面對面方式設置第四齒輪436，以減小在導螺桿420旋轉期間的摩擦力。軸套418的內表面包含螺紋內孔(未示出)，其延長軸套418的至少一部分的長度。導螺桿420被允許轉動，因為止推軸承438位于導螺桿420的末端。當導螺桿420在第四旋轉方向444上轉動并且配合軸套418的螺紋內孔時，軸套418開始在牽引方向446上移動。軸套418在一個末端處連接至牽引桿412，因而當軸套418和牽引桿412通過偏置齒輪傳動組件415牽引時，連接于銷釘的牽引裝置400施加增大的牽引力。如果圓柱形磁體394在相反方向上轉動時，牽引力減小。因為齒輪傳動和導螺桿螺紋，可以遞送相對低的扭矩來旋轉圓柱形磁體394，其又能夠在軸套418上施加非常高的牽引力，由此牽引桿412。在一個實施方式中，第一齒輪430具有8個齒，第二齒輪432具有18個齒，第三齒輪434具有10個齒，而第四齒輪436具有18個齒。第一齒輪430和第二齒輪432的嚙合具有188的齒輪比，而第三齒輪434和第四齒輪436的嚙合具有1810的齒輪比。這對于偏置齒輪傳動組件425產生8110的總齒輪比，由此得到4.05的輸出扭矩對輸入扭矩比。假定O.90的典型齒輪效率(由于兩個齒輪嚙合每一個中的摩擦作用)，施加至圓柱形磁體394的6.O盎司-英寸扭矩能夠在導螺桿上產生大約19.7盎司-英寸的扭矩。已經檢測了直徑為約3.5mm(O.138”)且每英寸有大約100個螺紋的導螺桿，具有大約O.084的效率。因此，施加至圓柱形磁體394的6.O盎司-英寸扭矩將產生高達65磅的牽引力。這假定外部調整裝置1130具有兩個外部磁體1134、1136(其每一個具有大約2英寸的直徑)。回到圖43，在可調整部分414一個末端處提供的圓環形動態密封圈425允許牽引桿412穿過可調整部分414的末端，同時沒有任何體液或物質能夠進入可調整部分414。可調整部分414的內部因此基本上與周圍的植入環境隔絕或密封。雖然圖43示出了一對用于將牽引裝置400固定至患者脊柱的鉤子402、404，但是應當理解，可以使用其他的錨形體來將牽引裝置400的末端固定至脊柱。例如，螺釘或其他緊固件可以用來將牽引裝置400的一端或兩端固定至患者的脊柱。典型地，螺釘用于牽引裝置400的下部分，而鉤子或螺釘通常優選用于牽引裝置400的上部分。也可以使用夾具來將牽引裝置400的一端或兩端固定至患者的脊柱。通常，夾緊結構用來將牽引裝置400的上部分固定至對象的肋骨或橫突。例如，圖45示出了能夠用來將牽弓I裝置400的一端固定至肋骨或橫突的夾具450。夾具450包括安裝在軸桿454上的“L-型”托架(bracket)452。軸桿454在回轉接頭456處結束，該回轉接頭456提供聯接器458和夾具軸桿454之間的回轉運動。聯接器458構造成接收牽引桿412的一端(例如，利用螺紋、安裝螺釘、粘合劑、膠水、激光焊接等)。夾具450包括從開放構造至閉合構造繞著銷釘462樞轉的樞轉托架460。圖45中所示的夾具450從患者如側樞轉到患者的背側，并被稱為“如至后”夾具。在可替換的構造中，夾具450可以構造成“后至前”夾具，其中樞轉托架460從患者背側樞轉到前側。樞轉托架460能夠通過將樞軸托架460配合和保持到L-型托架452的緊固件464而以閉合構造鎖定。緊固件464可以是能夠利用工具(例如扳鉗或起子)通過旋轉而加緊或松開的螺釘、螺栓等。在一個實施方式中，夾具450進一步包括在L-型托架452上可選棘爪466或其他凸起，其有助于將夾具450牢固地固定至肋骨或其他解剖結構。圖46示出了能夠用來將牽引裝置400的一端固定至肋骨或橫突的夾具470的另一個實施方式。夾具470包括安裝在軸桿474上的“J-型”托架472。軸桿474在回轉接頭476處結束，該回轉接頭476提供聯接器478和夾具軸桿474之間的回轉運動。聯接器478構造成接收牽引桿412的一端(例如，利用螺紋、安裝螺釘、粘合劑、膠水、激光焊接等)。夾具470包括固定至J-型托架472—端的帶子480。該帶子480性質是柔性的，并且包括可插入到設置在J-型托架472上的鎖484中的自由端482。帶子480可以由聚合物材料或甚至金屬材料制成。帶子480優選具有最小化暴露于患者前側的材料量的小厚度。因為患者的肺位于有點靠近夾具470的前部486，所以優選將夾具470這部分中的材料量保持為最小。帶子480提供了確保夾具470被固定至肋骨或其他解剖結構的能力。圖46中所示的夾具470具有從患者前側繞著夾具470彎向患者背側的帶子480，并被稱為“前至后”夾具。雖然夾具450在可替換實施方式中可以構造成“后至前”夾具，但是這不是優選的，因為增加的材料因此朝向患者的敏感器官(例如肺)。在一個實施方式中，夾具470進一步包括在J-型托架472上可選棘爪488或其他凸起，其有助于將夾具470牢固地固定至肋骨或其他解剖結構。圖47和48示出了利用中空磁體562(圖48)，聯合牽弓I裝置400使用的可調整部分568的一個可替換實施方式。雖然在牽引裝置400的上下文中給出了可調整部分568的描述，但是應當理解，該可替換實施方式可以等同地應用于本文中描述的其他牽引裝置(例如牽引裝置140、314、1414等)。如圖47和48所示，可調整部分568容納在包括外管548和內管550的兩個可滑動部分中。外管548和內管550如下面解釋的可以相對于彼此活動。如在圖48最佳示出的，中空磁體562安裝在內套564和其上具有內螺紋的螺母560上。也就是說，內套564和螺母560整個或至少部分地設置在磁體563的中空部分內。中空磁體562、內套564和螺母560在相對滾珠軸承556、558之間一致地旋轉。端帽566將組件保持在一起。在這個實施方式中，中空磁體562允許導螺桿554通過，由此減小可調整部分568的必要總長度，從而減小牽引裝置400的較大直徑部分的長度。中空磁體562的旋轉實現螺母560的旋轉，取決于旋轉的方向，其向內拉動或向外推動與螺母560的內螺紋(未示出)配合的導螺桿554。雖然圖48不出了完整的中空磁體562,但是一些上述的減小長度益處仍然可以獲得，只要一部分磁體562是中空的或包含構造成接收導螺桿554的凹槽。磁體562有利地是永久磁體并且可以由本文中其他實施方式描述的材料制成。仍然參考圖48，動態密封圈552設置在外管548和內管550之間的界面處，以確保沒有體液進入組件。圖49和50示出了可調整部分570的又一個實施方式。相比于圖47和48中所示的可調整部分468，在該實施方式中更長但更薄。同樣，應當理解，可調整部分570的可替換實施方式可以應用于本文中描述的其他牽引裝置(例如牽引裝置140、314、1414等)。如圖49和50所示，可調整部分570容納在包括外管572和內管574的兩個可滑動部分中。外管572和內管574如下面解釋的可以相對于彼此活動。如在圖50最佳示出的，可旋轉磁體576被保持在止推軸承582上旋轉的磁屏(magneticcup)580中。磁體576操作地連接于響應于如本文描述的外部施加磁場而隨磁體576—起旋轉的導螺桿578。可調整部分570不包括如在之前的實施方式(圖47和48)中示出的內套，由此使得能夠具有更薄的外形。在這個實施方式中，螺母584固定至內管574。磁體576的旋轉導致導螺桿578的旋轉，其然后相對于外管572拉動或推動內管574。動態密封圈586提供在外管572和內管574之間的界面處，以確保沒有體液進入組件。在任何上述實施方式中，外部調整裝置(例如外部調整裝置1130)可以可選地包括附著至其的振動器，其向可調整部分570(或本文中描述的其他可調整部分)傳送振動運動，這減小了在部件上的摩擦作用，提供它們更小的阻力。例如，振動可以增強更好地能夠分別使外管448、572和內管450、574的軸運動，并且增強旋轉部件的更自由的旋轉。振動運動也可以經由與外部調整裝置分開的單獨振動裝置遞送。圖51示出了進行調整的牽引系統600的另一實施方式。在這個實施方式中，植入的牽引系統600包括兩個牽引裝置602、604。第一牽引裝置602包括第一可調整部分606和第一桿608。第一可調整部分606類似于圖49和50的可調整部分570,其中第一圓柱形永久磁體618位于可調整部分606的遠端。牽引系統600包括具有第二可調整部分610和第二桿612的第二牽引裝置604。第二可調整部分610相對于第一調整部分606以倒轉關系定向，以使第二圓柱形永久磁體620不處于如同第一圓柱形永久磁體在身體628的相同水平(例如，如果對象站立的高度)。在這方面，第一和第二圓柱形永久磁體618、620相對于它們對著脊柱的位置彼此偏置。例如，當相比于第一圓柱形永久磁體618時，第二圓柱形永久磁體620在身體628上定位更高。由于這種倒置，第一牽引裝置602的伸縮位移614的點在身體628上與第二牽引裝置604的伸縮位移616的點也處于不同水平。由于脊柱側凸經常不對稱的性質，所以可以·期望彼此獨立地調整牽引裝置602、604中的每一個。如圖51所示，外部調整裝置622被設置成包括第一永久磁體624和第二永久磁體626，其可以對應于用于調整的各個牽引裝置602,604的永久磁體618、620的位置，沿著身體628選擇性地置于合適水平(例如高度)。外部調整裝置622的永久磁體624、626每一個的長度(L)優選長于永久磁體618、620的長度，用于最大連接，但足夠短例如I英寸長，以使外部調整裝置622的運行允許永久磁體624、626可以充分地連接第一圓柱形永久磁體618，同時沒有充分地連接第二圓柱形永久磁體620。應當注意，在這種反轉倒置中，第二可調整部分610在接頭630處永久地附著至第二桿612。仍然參考圖51的實施方式，可以期望將第一牽引裝置602的牽引長度(或力)調整一定量，接著調整第二牽引裝置604的牽引長度(或力)。這可以通過首先將外部調整裝置622置于第一可調整部分606(其包含第一永久磁體618)上方而實現。外部調整裝置622然后可以運行以將第一永久磁體618旋轉合適的轉數、或根據情況的部分旋轉，從而實現期望的牽引長度或力。外部調整裝置622可以操作地連接PLC1080如圖14中所示的，以自動地調整外部調整裝置622。例如，利用PLC1080，外部調整裝置622可以輸入以調整第一牽引裝置6021.O英寸。可選地，外部調整裝置622和/或PLC1080可以在反饋控制下運行。例如，對于圖15-30描述的聲學反饋形式可以用來收聽聲學信號(例如滴答聲)。作為另一種可替換方式，可以使用光學反饋、力反饋、或磁力霍爾效應反饋控制以提供外部調整裝置622的反饋控制。一旦第一可調整部分606已如期望的進行調整，則外部調整裝置622在包含第二永久磁體620的第二可調整部分610上方移動，例如直接在永久磁體620上方移動。外部調整裝置622然后可以運行以將第二永久磁體620旋轉適當的轉數、或根據情況的部分旋轉，從而實現期望的牽引長度或力。例如，外部調整裝置622可以輸入以將第二牽引裝置604調整O.5mm。這可以如上述對于第一牽引裝置604—樣進行，包括可選使用具有反饋控制的PLC1080。雖然上述的獨立調整屬于特定牽引距離(例如Imm或O.5mm)的應用，但是應當理解，外部調整裝置622可以用來將第一牽引裝置602調整為與第二牽引裝置604不同的牽引力。例如，第一牽引裝置602可以調整成具有40磅的力，而第二牽引裝置604可以調整成具有30磅的力。當然，一種可替換方式是以其當前或后續-當前設置留在牽引裝置602、604上，其中僅在另一牽引裝置602、604上實施調整。在又一個實施方式中，使用磁屏蔽632,其允許第一和第二圓柱形永久磁體618、620可以彼此更接近。例如，如果期望調整第一牽引裝置602而不是第二牽引裝置604，則將磁屏蔽632置于位置634。外部調整裝置622被放置,其中其永久磁體624、626臨近第一圓柱形永久磁體618。磁屏蔽632消除了永久磁體624、626能夠磁力地連接第二圓柱形永久磁體620的能力。磁屏蔽626然后可以置于不同位置，更靠近第一圓柱形永久磁體618，以便獨立地調整第二圓柱形永久磁體620。磁屏蔽632可以由鎳、鐵、鋼或鎳-鐵合金如Mu-金屬，例如75%鎳/15%鐵。具有類似磁屏蔽性能的其他材料也可以使用。圖52示出了用于牽引裝置638緊急調整的技術的另一種實施方式。如圖52所示，患者636具有類似于本文中描述的植入的牽引裝置638。在一些情況下，患者636可能由于任何原因，包括例如不正確的在前調整、創傷、骨頭、關節肌肉或結締組織疼痛、懷孕或生長而需要緊急調整。如果患者636到達沒有可利用的外部調整裝置1130、622的醫院，則包含圓柱形永久磁體640的植入的牽引裝置638可以通過利用磁共振成像(MRI)掃描儀642—在醫院中常用的一種診斷儀器也可以進行調整。磁共振成像(MRI)掃描儀642包含包括過冷電磁線圈的一次磁體644。一次磁體644被設計成除了在維護或發生故障時，“總在運行(alwayson)”。一次磁體644產生非常大的磁場(即磁通量密度)。較老的MRI掃描儀具有例如O.2特斯拉磁場，但最新的具有I.5特斯拉或3特斯拉的磁場，而仍有其他為7特斯拉。一般地，所有這些磁場強力地定向圓柱形永久磁體640、394，以便如果其在MRI掃描儀642附近,則與一次磁體644的磁場對準。應當理解,雖然相對于從動磁體640給出了描述，但是聲學傳感特征也可以應用于圖6C-6G的磁力元件218、圖13A-13DU4的內部磁體1064、圖35的內部定位從動磁體1402、圖41、42和44的圓柱形磁體394、圖48的中空磁體564、圖50的磁體576、圖53的磁體262、圖51的磁體618、620，以及圖15-30的磁體1302。將圓柱形永久磁體640轉動到與MRI對準定向不同的定向所需的扭矩將顯著高，并且比圓柱形磁體組件的旋轉阻力顯著更大。因此，通過將患者636置于靠近MRI掃描儀642的一次磁體644(例如，以10英尺或更小的距離，或更具體地5英尺或更小的距離)以及通過在第一旋轉方向646或第二旋轉方向648上轉動患者的身體，植入的牽引裝置638可以進行調整，同時不需要外部調整裝置1130、622。通常，患者繞旋轉軸(其在旋轉程序步驟可以稍微地改變)轉動或旋轉他或她自己。例如，患者可以站在他們的腳上并轉動他們的身體。可替換地，患者可以坐在回轉椅子上，例如由MRI安全材料如鋁制成的椅子，并且該椅子可以在期望的方向上自轉。如果患者在第一旋轉方向646上轉動或被轉動，則牽引減小。如果患者在第二旋轉方向648上轉動或被轉動，則牽引增大。期望植入的牽引裝置638被良好固定于患者636,例如利用椎弓根螺釘、鉤子或夾具，以使圓柱形永久磁體640對MRI裝置的一次磁體644的吸引在其固定點不會導致植入的牽引裝置638的不安全位移。另外地，優選在植入件中使用幾乎非磁性的材料，如鈦或鈦合金如Ti-AL-4V，以使植入件本身不被強吸引至一次磁體644。如果植入的牽引裝置638使用聲學反饋，如在圖15至34中描述的聲學反饋，則醫療人員可以利用MRI安全聽診器聆聽患者，以確認聽到滴答聲，其將指示磁體640需要轉動。滴答聲也可以計數以便精確地定量調整的量。上述一次磁體644調整牽引裝置638的磁體640的用途也可以在利用旋轉或周期運動磁體的其他可植入裝置中采用。例如，可植入裝置可以包括限制裝置(例如胃帶或瓣膜成形環)，或閥、或其他裝置。可以以這種方式進行調整的這樣的裝置的實例可以在美國專利申請公開No.2008-0097487和2008-0097496中找到。為了使用這種方法，應當注意，這些磁體不必是圓柱形的，但磁化軸不應平行于旋轉軸。如提到的，完全無融合方法的益處之一是，在脊柱已能夠通過初始手術和牽引裝置的非創傷性調整進行操控之后，能夠去除植入件的能力。本文中描述的實施方式允許完整地可調整脊柱側凸治療系統，這能夠通過總共兩個手術方法，實現矯直脊柱以及不是終生植入件的目的；一個方法是植入該裝置和一個方法是去除該裝置。這是對已經提出的可調整脊柱側凸治療裝置的顯著改進，并且要求利用手術切割的調整技術。應當注意，在初始植入方法之后，醫生可能期望患者使用支具達一個或幾個月，以便保護治愈過程。這種保護性支具用于與試圖影響患者科布角的脊柱側凸支具不相同的目的。考慮了患者可以對他們對于脊柱側凸的遺傳易感性進行鑒定并利用本文中描述的牽引裝置進行治療。例如，遺傳試驗可以鑒定，具有小于或等于30°的科布角的特定患者易患或其他方面處于他或她的科布角增大超過這個初始角(例如增大至或超過40°)的危險。在這方面，遺傳試驗可以在患者核酸(例如DNA或RNA)上進行，以鑒定與這種易患性相關的基因或基因序列。如果患者具有這種遺傳易感性，則本文描述的這類牽引裝置可以用來預先矯正或減輕預期的脊柱畸形。例如，Gao等人已經報道,CHD7基因多態性與對特發性脊柱側凸的易感性相關。Gaoetal.,CHD7GenePolymorphismsAreAssociatedwithSusceptibilitytoIdiopathicScoliosis,AmericanJournalofHumanGenetics，Vol.80，pp.957-65(May，2007)。以上提到的Gao等人的出版物如同全文在本文中列出一樣并入到本文中。尤其是，CHD7基因跨過188kb并且包含I個非編碼外顯子和37個編碼外顯子。與特發性脊柱側凸相關的SNP基因座包含在一個涵蓋CHD7基因的外顯子24的116kb區域內。例如，遺傳試驗可以尋找與IS易感性相關的上述SNP基因座。盡管本文中描述的許多實施方式通常在青少年特發性脊柱側凸和早發性脊柱側凸治療領域，但是考慮了本文中描述的這些裝置和方法在成人脊柱側凸的治療中也具有應用。成人脊柱側凸可以隨著時間持續惡化。盡管成人骨骼成熟，但是科布角仍然可以隨著時間持續增大。成人中出現的松弛或高度的稍微減小可能與科布角的這種增大具有一些關系。高于100°的彎曲很少，但如果脊柱將身體扭曲到壓力置于心臟和肺上的點則他們能夠威脅生命。本文中描述的這些裝置和方法也可以用來治療成人脊柱側凸，例如允許成人脊柱側凸利用最小創傷性和/或無融合方式進行治療。另外，可以期望進行脊柱的逐步調整，特別是在非常高的科布角的情況下。例如，可以期望限制骨頭上或植入件材料上的應力量，通過首先調整成人脊柱側凸患者以使他們的科布角減小50%或更小，然后每數個月15%或更小，直至脊柱矯直。作為一個實例，初始手術植入可以通過醫生在脊柱上實施手動牽引而將科布角減小50%或更大。植入后，科布角可以通過施加恒定或周期性變化的牽引力而以非創傷性方式減小。第一次非創傷性調整可能導致科布角小于50%。可以實施另外的非創傷性調整，這導致甚至更小的科布角減小(例如小于原始科布角的15%)。在這方面，科布角可以通過在接下來的幾個月中通過更小量地減小(例如，手術后每個月小于約15%)。通過本發明可能形成的無融合植入件的非創傷性調整允許這種性質的逐漸調整方案。此外，在增高這個時間期上使用的牽引力通常低(例如低于45磅的牽引力)，這在其他方面中意味著更小的患者不適，以及在可調整桿142、144中的更小失敗的機會。當患者看他或她的醫生時，非創傷性調整可以定期地進行。這可以在多于一周間隔(例如幾周的過程)上進行。當然，調整的次數和周期在其他方面是患者科布角的函數。經常地，成人脊柱具有較低密度或甚至骨質疏松的骨頭，所以可以期望組合這里描述的一種逐漸調整方法與另外的方法以強化骨頭，例如椎體的骨頭。一種方法是通過實施預防性椎體成形術或后凸成形術而強化椎體，其中椎體的內部區域被強化，例如通過注射骨水泥或聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)。另外地，如果椎弓根螺釘用于固定，則螺釘的表面可以用促進骨生長的生物材料處理，或改善骨粘性的表面特征處理。這些方法中的任一種將進一步提高牽引力，不會導致對患者椎骨的破裂或其他損壞的可能性。另一實施方式包括骨生長植入件，其中骨骼系統一部分的操控限于單個骨頭，并且骨生長植入件是牽引裝置，能夠牽引位于相同骨頭上或中的第一和第二位置。例如，在許多侏儒癥的情況下，股骨和肱骨相對于其他骨頭較短。目前這些骨頭可以利用諸如TaylorSpatialFrame的裝置長得更長，TaylorSpatialFrame是一種延伸通過皮膚并附著至骨頭的具有導線或銷釘的外部框架。該框架可以通過外部調整旋鈕連續調整以刺激在期望方向上的骨頭生長。這種裝置也可以用在骨頭由于例如兒科骨癌如Ewing肉瘤或骨肉瘤而停止生長的患者。這種裝置的另一應用是在具有破碎骨頭的患者，其以一種不滿意的方式治愈，例如在由于較差地治愈的股骨破裂而使得一條腿短于另一條腿的情況下。利用TaylorSpatialFrame的一個問題是發生銷釘通道感染，其因為存在細菌從患者外部進入骨頭的開放通道而發生。骨生長的另一種應用是僅骨頭的一側的選擇性生長，例如在布朗特病(bowleggedness)中，其中骨頭的一側正常地生長,而在另一側在生長面上停滯。在所有這些骨生長應用中，需要非創傷性可調整骨生長牽引裝置。這種性質的裝置作為圖53中的本發明的一個實施方式提供。骨生長牽引裝置272通過近端固定件276和遠端固定件278附著至具有一個近端部分258和遠端部分260的骨256。固定件276、278可以利用任意數量的已知固定裝置或方法將裝置附著至骨頭，包括螺釘、夾具或甚至粘性材料而操作。在骨破裂的情況下，示出了破裂部位274，盡管應當注意這種破裂在之前提到的一些應用中不總是出現。如圖53所示，骨生長牽引裝置272包括構造成響應于外部施加的磁場(如以上在其他實施方式的上下文中描述的)而在其軸上旋轉的圓柱形磁體262。圓柱形磁體262的旋轉實現行星齒輪組266的旋轉。示出的可選地滑差離合器264被設置在圓柱形磁體262和行星齒輪組266之間，盡管滑差離合器264可以沿著驅動傳輸設置在任何其他位置。行星齒輪組266在第一方向(例如順時針或逆時針,取決于構造)上的旋轉導致導螺桿268在內部螺紋270中轉動，導致牽引骨頭256。骨生長牽引裝置272在單次手術中可以植入。隨后的調整非創傷性地實施，并且如果期望，能夠經常實施以便精確地控制骨生長。調整裝置如本文中描述的外部調整裝置1130可以用來旋轉圓柱形磁體262。圓柱形磁體263可以被尺寸化并由本文中對于其他實施方式描述的相同材料制成。雖然圖53在治療布朗特病，或需要選擇性生長(例如在骨頭的一側上)的其他病癥中是特別有效的，但是圖54示出了整合髓內磁力拉長裝置的本發明的一種可替換實施方式。骨牽引裝置271置于髓內通道273內并固定在第一附著點275和第二附著點277。通過集中在髓內通道273內，骨牽引裝置271能夠基本上平行于其縱軸279使骨頭256變長。應當理解，本文中描述的實施方式可以應用于不同于附圖中具體描述或示出的骨頭和/或骨骼結構。例如，這些實施方式可以用于脛骨、下頜骨、下顎骨等。利用本發明構思了其他整形外科的牽引裝置。圖55示出了牽引裝置1101，構造用于替代椎間盤，并用于在第一椎體1103和第二椎體1105之間的牽引。椎間盤能夠退化、膨脹、突出或變薄，并導致伴隨的背痛。退化性椎間盤疾病(DDD)已導致椎間盤替代裝置使用的大幅增加。當前的椎間盤替代裝置尚不完全成功，由于大比例的患者的疼痛過一段時間后又出現。本發明技術描述了一種椎間盤替代裝置，其允許在椎間盤替代手術之后以及治愈期之后進行另外的調整。如果患者又出現疼痛，則該裝置可以非創傷性地進行調整以增大或減小牽引以便消除再發生的疼痛。以如其他實施方式相同的非創傷性方式使用外部調整裝置1130，內部磁體是非旋轉的。內部磁體1107連接于導螺桿1109，使得旋轉運動改變導螺桿1109和牽引裝置1101一部分內部的母螺紋1111之間的位移。這種技術也可以用來治療其他脊柱問題,如脊椎前移(spondylolisthesis)。在某些情形下，整個椎體可以去除，例如由于破碎、破裂或患病的椎體。圖55的實施方式可以以多種尺寸提供，例如厚度，以便填充其他椎體之間的期望空間。圖56至60示出了一種用于修整所示的破裂椎骨的裝置。椎骨隨著骨質疏松癥能夠變得很弱，并且可能容易破裂，導致增大的脊柱后凸以及增加后續椎骨破裂的危險。破裂的椎體800在圖56中示出。所示的破裂是楔形破裂，這在這種類型患者中非常常見。前面的高度H相比于原始高度h已顯著減小。目前，破裂的椎骨能夠通過椎體成形術方法進行治療，其中水泥例如聚甲基丙烯酸甲酯(PMMA)注入到椎體內。椎體成形術在恢復高度方面確實很少有幫助。有時實施一種稱為后凸成形術的可替換方法，期間氣囊在椎體內膨脹以在用水泥填充之前壓碎內骨物質。已證實后凸成形術稍微增加高度，但高度增加被許多醫生仍然認為不滿意。在圖57所示的本發明的一個可替換實施方式中，通過椎弓根802鉆孔，其到達椎體800。插管804通過該孔放置并且牽引裝置806通過該插管804放置。如果期望，后凸成形術氣囊可以首先通過插管放置以便預先膨脹。插管804可以部分或完全地在該點移除。牽引裝置806包括保護套812、牽引頭部808和圓柱形磁體810。保護套812構造成固定在椎弓根802的內部和/或椎體800的內部。圓柱形磁體810在保護套818內自由旋轉并連接于外螺紋軸桿814。隨著圓柱形磁體810通過外部磁場(例如來自外部調整裝置1130)旋轉，螺紋軸桿814在內螺紋816中旋轉，導致螺紋軸桿814軸向延伸。隨著螺紋軸桿814延伸，膨脹尖端818被迫通過空隙820，迫使分開第一牽引器822和第二牽引器824，并將破裂椎體的高度從Hl增加至H2。能夠理解，外部調整裝置1130可以向圓柱形磁體810施加顯著的扭矩并因此允許施加至牽引頭部808的兩個牽引器822、824的高分開力。在該點多種選擇現在是可能的。在第一種選擇上，圓柱形磁體810可以從組件移除并且水泥可以通過保護套812施加以完全將椎體固定在其被牽引的結構上，留下保護套812和牽引頭部808永久地被植入。在第二種選擇上，沒有施加水泥并且患者利用整個牽引裝置806完整地恢復。在從麻醉中恢復之后，并且最可能也是在從手術后伴隨的疼痛中恢復之后，患者轉到非創傷性調整，其中牽引裝置調整到最大減小疼痛的特定牽引高度。例如，圖60示出了具有錐形外徑826的膨脹尖端806。通過在任一方向上調整牽引裝置806，兩個牽引器822、824的展開程度可以被控制。盡管牽引頭部808可以由許多金屬或聚合物材料制成，但是它可以優選由高度彈性的金屬，如鎳-鈦制成，以使隨著膨脹尖端818在方向A上移動，兩個牽引器822、824轉向它們原始未膨脹的結構。當患者沒有感覺時，這種整個非創傷性調整過程利用僅在手術期間進行操控的現有裝置是不可能的。一旦患者處于具有很小或沒有疼痛的期望調整水平，另外的過程可以實施以去除磁體和/或注射水泥。在第三種選擇上，水泥在初始植入操作結束時注入，但牽引裝置806保持完整。對于水泥進行再造型或甚至后退例如在18個月之后是常見的。利用本發明，這更不可能，因為在其膨脹構造下的牽引頭部808用于另外的強化。另外，如果水泥用于再造型或后退，則可以實施另外的調整方法，期間兩個牽引器822、824進一步展開并且注入更多的水泥。圖61示出了整合到運動保持(或動態穩定)裝置828中的本發明。運動保持裝置828利用椎弓根螺釘附著至第一椎骨830和第二椎骨832。第一和第二椎骨830、832通過椎間盤834分開。第二頭部838靜止并附著至第二椎骨832。第一頭部836是可調整的并且包括第一部分842，其附著至第一椎骨830和第二部分844(其能夠通過利用外部調整裝置1130調整以旋轉內部磁體846)。中間部分840包括外部隔離物848和內部軟線850。外部隔離物848和內部軟線850優選由允許一些變形的聚合物材料制成，并因此限制第一椎骨830和第二椎骨832之間的運動。通過利用外部調整裝置1130非創傷性調整第一頭部836，長度L可以被操控，使得其在沒有遇到疼痛的運動范圍內，并且消除出現疼痛的運動范圍。目前的動態穩定裝置不具有這種非創傷性可調節性。因此，醫生永遠不能確信患者的裝置是否保持在患者沒有感到疼痛的運動范圍內。本發明的實施方式允許在患者不在麻醉下的同時以及在患者從任何手術后疼痛中恢復之后調整裝置的能力，使得要治愈的真正疼痛能夠被真實地評價。雖然已經示出和描述了本發明的這些實施方式，但是在不背離本發明的范圍的情況下可以形成各種變形。因此，除了所附權利要求及其等·同替換之外，本發明不應被限制。權利要求1.一種用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，包括具有第一部分和第二部分的植入件，所述第一部分構造成在第一位置放置到所述對象的骨骼系統上，而所述第二部分構造成在第二位置放置到所述對象的骨骼系統上；調整裝置，設置在所述植入件上并且包括構造成繞旋轉軸旋轉的磁力元件，所述磁力元件被操作地連接到構造成改變所述植入件的所述第一部分和所述第二部分的相對位置的驅動元件；外部調整裝置，構造成從所述對象外部的一個位置磁力耦合至所述調整裝置，所述外部調整裝置包括至少一個放射極性的永久磁體，所述永久磁體具有一個中心軸并構造成繞所述中心軸旋轉，其中所述至少一個放射極性的永久磁體繞所述中心軸的旋轉導致所述調整裝置的所述磁力元件繞其旋轉軸旋轉；以及其中，所述外部調整裝置賦予所述磁力元件在約2.54cm的間隔距離至少O.02牛頓_米的扭矩。2.根據權利要求I所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述磁力元件具有3克或更少的質量。3.根據權利要求I所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述磁力元件包括永久磁體。4.根據權利要求3所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述磁力元件包括稀土磁體。5.根據權利要求4所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述磁力元件包括釹鐵硼。6.根據權利要求5所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述磁力元件為N30級或更高。7.根據權利要求I所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述外部調整裝置進一步包括構造成繞所述中心軸旋轉至少一個放射極性的永久磁體的發動機。8.根據權利要求I所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述至少一個放射極性的永久磁體具有圓柱形狀。9.根據權利要求I所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述至少一個放射極性的永久磁體包括稀土磁體。10.根據權利要求9所述的用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，其中，所述至少一個放射極性的永久磁體包括釹鐵硼。全文摘要一種用于操控對象身體中的骨骼系統的一部分的系統，包括具有第一部分和第二部分的植入件；調整裝置，包括構造成繞旋轉軸旋轉的磁力元件，所述磁力元件被操作地連接到構造成改變所述植入件的所述第一部分和所述第二部分的相對位置的驅動元件；外部調整裝置，所述外部調整裝置包括至少一個放射極性的永久磁體，所述永久磁體具有一個中心軸并構造成繞所述中心軸旋轉，其中所述至少一個放射極性的永久磁體繞所述中心軸的旋轉導致所述調整裝置的所述磁力元件繞其旋轉軸旋轉；其中，所述外部調整裝置賦予所述磁力元件在約2.54cm的間隔距離至少0.02牛頓-米的扭矩。文檔編號A61B17/70GK102920500SQ201210404498公開日2013年2月13日申請日期2008年10月13日優先權日2007年10月30日發明者斯科特·普爾,布萊爾·沃克,張維忠,杰伊·R·麥克科伊,理查德·L·奎克,沙赫拉姆·莫阿德布,彼得·P·德蘭申請人:埃利普斯科技有限公司