CN118139593A - 用于经导管治疗系统的导向管组件、治疗系统和方法 - Google Patents

Abstract

本申请提供用于经导管治疗系统的导向管组件、治疗系统和方法，其中用于经导管治疗系统的导向管组件具有相对的远端和近端，所述导向管组件的远端部分具有弯曲的延伸路径，且分别包括：第一弯曲段，采用预塑形和/或可调弯的方式获得弯曲角度；第二弯曲段，处在所述第一弯曲段的远端，所述第二弯曲段采用可调弯的方式获得弯曲角度；所述第一弯曲段和所述第二弯曲段这两者处在不同平面，两者配置于同一管件或分别配置于两根管件，且这两根管件相互活动套设。更加适于复杂生理结构的介入操作。

Description

用于经导管治疗系统的导向管组件、治疗系统和方法 技术领域

本申请涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种用于经导管治疗系统的导向管组件、治疗系统和方法。

背景技术

心力衰竭简称心衰，是指由于心脏的收缩功能和舒张功能发生障碍，静脉回血不能充分排出心脏，导致静脉系统血液淤积，动脉系统血液灌注不足，从而引起的心脏循环障碍。心衰的恶化及病理性重构的一个主要表现便是左心室形态及结构的改变，如心室扩张、肥大、球形膨大，而这些又进一步加剧患者临床病症的恶化。

随着医疗技术的发展，出现了向心室壁内注射心肌修复治疗物，如海藻酸盐水凝胶的心衰治疗方法。广泛的临床前研究表明，注射入心室壁内的海藻酸盐水凝胶能改变心肌的几何学机构和心肌张力，改善心脏功能，延缓或逆转左心室扩大患者的心衰进程，显著提升心脏功能。

在介入治疗结构性心脏病领域，常用的介入路径有：经股静脉穿刺，通过下腔静脉、右心房到达右心室；或经下腔静脉、右心房、左心房到达左心室；或经股动脉穿刺，通过主动脉弓到达左心室。对于经过主动脉弓的介入路径，由于主动脉弓特殊的弓形立体形态，导引装置需要多段调弯，即需要多段铰链结构拼接共同配合工作，这将导致器械结构的复杂性提高，稳定性降低；同时铰链结构发生横向位移时需要较大避让空间，且当发生横向位移时，该避让空间会逐步被压缩，增加调弯难度；而由于血管组织本身为柔性体，具有较强的顺应能力，组织可能会填塞进入该避让区域，从而导致对血管组织造成不可逆的损伤，增加器械的使用风险。

发明内容

本申请提供一种用于经导管治疗系统的导向管组件，所述导向管组件具有相对的远端和近端，所述导向管组件的远端部分具有弯曲的延伸路径，且分别包括：

第一弯曲段，采用预塑形和/或可调弯的方式获得弯曲角度；

第二弯曲段，处在所述第一弯曲段的远端，所述第二弯曲段采用可调弯的方式获得弯曲角度；

所述第一弯曲段和所述第二弯曲段这两者处在不同平面，两者配置于同一管件或分别配置于两根管件，且这两根管件相互活动套设。

可选的，所述第一弯曲段配置于中空的柔性导管，第二弯曲段配置于调弯鞘；

所述柔性导管由近及远依次连接并连通的主体段、过主动脉弓段以及远端段，所述远端段至少包括过渡段以及直段；其中过主动脉弓段以及过渡段构成所述第一弯曲段；

所述调弯鞘单向调弯且与所述柔性导管中的远端段的调弯方向不同，所述调弯鞘的可调弯部分构成所述第二弯曲段。

可选的，所述过主动脉弓段被预塑形处理为分布在不同平面的多个弧段，所述远端段中的所述过渡段为圆弧状且两端分别与所述直段和所述过主动脉弓段相切。

可选的，所述直段在第一平面、第二平面、第三平面上投影的中心轴线分别与所述主体段中心轴线所成的夹角分别为α、β、γ，其中，第一平面为竖直平面，第二平面为与竖直平面垂直的垂直面，第三平面为与竖直平面、垂直面均垂直的水平面，35°≤α≤85°，25°≤β≤80°，20°≤γ≤75°。

可选的，所述过主动脉弓段为仿主动脉弓形的曲线结构，具体包括依次连接且相切的第一弧段、第二弧段、第三弧段及第四弧段，所述第一弧段、所述第二弧段、所述第三弧段及所述第四弧段分布在不同平面上，其中，所述第一弧段与所述主体段连接并连通，所述第四 弧段与所述远端段连接并连通。

可选的，所述第一弧段的角度为a1，所述第一弧段圆弧弯曲的半径为R1；所述第二弧段的角度为a2，所述第二弧段圆弧弯曲的半径为R2；所述第三弧段的角度为a3，所述第三弧段圆弧弯曲的半径为R3；所述第四弧段的角度为a4，所述第四弧段圆弧弯曲的半径为R4；

其中，4.5°≤a1≤30°，90mm≤R1≤450mm；25°≤a2≤80°，10mm≤R2≤60mm；20°≤a3≤70°，25mm≤R3≤50mm；20°≤a4≤110°，20mm≤R4≤50mm。

可选的，所述过渡段的角度为a5，所述过渡段圆弧弯曲的半径为R5，其中，15°≤a5≤70°，25mm≤R5≤45mm。

可选的，所述过渡段在第一平面上投影的中心轴线与所述主体段中心轴线所成的夹角为δ，其中，第一平面为竖直平面，0＜δ≤45°。

可选的，所述直段的长度为l，其中，0＜l＜80mm。

可选的，所述过渡段通过牵引组件配置为可调弯的方式，所述牵引组件包括牵引丝、牵引通道以及锚定环，所述牵引通道设置于所述柔性导管的管壁中，供所述牵引丝穿入，所述锚定环与所述远端段的过渡段固定连接，所述牵引丝与所述锚定环连接。

可选的，所述锚定环邻近所述过渡段与所述直段的衔接部位；

所述锚定环兼做显影标识，且所述直段的远端还配置有显影标识。

可选的，所述牵引通道在所述远端段的旋转起点为A，点A绕所述柔性导管的周向旋转90°后的点为B，点A和点B之间形成牵引过渡段，所述牵引过渡段包括所述过主动脉弓段的一部分或全部，或者包括所述主体段的一部分或全部。

可选的，所述牵引过渡段的长度为L，其中，0mm＜L≤250mm。

本申请还提供一种用于经导管治疗系统的导向管组件，所述导向管组件具有相对的远端和近端，所述导向管组件的远端部分包括由近端至远端依次布置的：

第一弯曲段，配置为可调弯方式以获得弯曲角度；

延伸段，所述延伸段的长度可调；

第二弯曲段，配置为可调弯方式以获得弯曲角度。

可选的，其特征在于，所述延伸段的延伸趋势为直线延伸。

可选的，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段这两者处在不同平面。

可选的，所述第一弯曲段自身不在同一平面。

可选的，所述延伸段的长度为0～120mm。

可选的，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段这两者分别配置于不同的管件，其中：

所述第一弯曲段配置于第一管件；

所述第二弯曲段配置于滑动穿设在所述第一管件内的第二管件；

所述延伸段包括所述第一管件中处在最远端部分的直段，以及第二管件可延伸出所述第一管件部分中、与所述直段相邻且具有直线延伸趋势的部分。

可选的，所述第一管件中，处在最远端部分的直段长度为0～80mm。

可选的，所述第二管件可延伸出所述第一管件部分中、与所述直段相邻且具有直线延伸趋势的部分长度为0～80mm。

可选的，所述第一管件与所述第二管件具有不同的调弯方向。

可选的，所述第一管件与所述第二管件两者之间还转动配合，且至少可转动至具有不同的调弯方向。

可选的，所述第一管件与所述第二管件具有相垂直的调弯方向。

可选的，所述第一管件与所述第二管件两者分别具有供调弯牵拉的施力点，且两者的施力点在周向上错位布置，以获得不同的调弯方向。

可选的，所述第二弯曲段的长度为20-80mm；所述第一弯曲段的长度为160～300mm。

可选的，所述第一弯曲段与所述第二弯曲段分别采用整体调弯或局部调弯的方式。

可选的，所述第一弯曲段与所述第二弯曲段的调弯部位邻近各自所在管件的远端部位。

可选的，所述第一弯曲段中采用预塑形的方式，且在邻近自身的远端部位带有可调弯的 过渡段。

可选的，所述导向管组件中针对调弯的施力点配置有显影标识。

可选的，，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段两者各自的远端分别作为调弯的施力点。

可选的，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，其中所述第一弯曲段配置于所述第一管件，所述第二弯曲段配置于所述第二管件，各管件的远端部位分别配置有至少两处显影标识，同一管件上的显影标识沿轴向间隔布置。

可选的，同一管件上配置两处显影标识，两处显影标识的间距为20-120mm。

可选的，所述第一管件上带有第一显影标识和第二显影标识，其中第二显影标识处在第一显影标识的远端侧；

所述第一显影标识处在所述第一管件调弯的施力点，对应所述第一弯曲段与所述延伸段的衔接部位；所述第二显影标识处在所述第一管件的最远端；

所述第二管件上带有第三显影标识和第四显影标识，其中第四显影标识处在第三显影标识的远端侧；

所述第三显影标识和所述第四显影标识对应所述第二弯曲段的两端，其中所述第四显影标识处在所述第二管件调弯的施力点。

可选的，所述第二弯曲段的远端与所述第二管件的远端的间距为0～20mm。

可选的，所述第二管件在延伸出所述第一管件远端的状态下，所述第一显影标识与所述第四显影标识的间距可调；所述第一显影标识与所述第四显影标识的间距为40～200mm。

本申请还提供一种经导管治疗系统，包括：

本申请所述的导向管组件；

内鞘管，活动穿设于所述导向管组件内；

治疗组件，活动安装在所述内鞘管内，且可延伸暴露出所述内鞘管的远端。

可选的，所述经导管治疗系统还包括：

手柄，所述手柄有多个，分别配置于所述治疗组件、所述内鞘管以及所述导向管组件的近端；

辅助支架，包括导杆以及分别可沿所述导杆移动且可定位于所述导杆的多个夹持件，多个手柄分别安装于对应的夹持件，并通过夹持件的运动调节相对位置。

可选的，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，所述第一管件和所述第二管件的近端分别配置手柄并对应至所述辅助支架上各自的夹持件；

所述第一管件和所述第二管件分别带有显影标识，所述第一管件和所述第二管件上显影标识的相对位置通过所述辅助支架上的夹持件相应调节。

可选的，所述治疗组件为消融组件，所述消融组件包括消融针；或所述治疗组件为可供应水凝胶的注射组件。

可选的，所述水凝胶在所述注射组件中供应时的储能模为2880～4250pa，损耗模量为200～800pa。

可选的，所述治疗组件为注射组件，所述注射组件包括针体、针连接件以及针连接管，针连接件用于连接于针体和针连接管，所述针连接管包括内管和外管；所述内管的内部为第一通道，内管和外管之间具有间隙且作为第二通道，导管和注射组件之间为第三通道；

所述内鞘管的远端设有用于与目标组织区域抵持的套筒，所述套筒包括本体，所述本体沿轴向设有贯穿所述本体的第四通道，且在所述本体的侧壁上设有至少一个第五通道，所述第四通道和所述至少一个第五通道相连通。

可选的，所述本体包括远端部分，所述远端部分设有贴靠面，所述贴靠面用于贴靠心肌组织；所述套筒还包括至少一个滑动件，所述滑动件的至少一部分凸于所述贴靠面，所述滑动件用于选择性的将所述第五通道导通或阻断。

可选的，所述滑动件具有导通所述第五通道的第一位置，以及阻断所述第五通道的第二位置，所述套筒还包括作用于所述滑动件使所述滑动件趋向第二位置的至少一个弹性件。

可选的，所述套筒还包括至少一个第六通道，所述第六通道连通所述第五通道，所述滑 动件和所述弹性件设置在所述第六通道中。

可选的，所述第六通道的远端在所述贴靠面上设有开口，所述第六通道的近端封闭或设置阻挡件，所述滑动件的远端通过所述开口凸出于所述贴靠面，所述滑动件依据自身在第六通道内的位置，选择性的将所述第五通道导通或阻断。

可选的，所述滑动件的近端与所述弹性件连接，所述弹性件的近端抵接所述第六通道的近端。

可选的，所述滑动件上设有通孔，当所述弹性件处于第一状态时，所述滑动件位于第一位置，所述通孔导通所述第五通道；

当所述弹性件处于第二状态时，所述滑动件位于第二位置，所述滑动件阻断所述第五通道。

可选的，在所述本体的外壁带有与所述第六通道的近端侧相连通的平衡开口。

可选的，所述本体包括近端部分，所述近端部分的外径从近端到远端方向逐渐增加，所述第四通道对应所述近端部分处的径向尺寸为恒定值或逐渐减小。

可选的，所述本体还包括从所述近端部分过渡到所述远端部分的中间部分，所述中间部分设有所述第五通道，所述中间部分靠近所述近端部分的径向尺寸大于所述中间部分靠近所述远端部分的径向尺寸。

可选的，所述远端部分的径向尺寸为恒定值，或所述远端部分靠近所述中间部分的径向尺寸大于所述远端部分远离所述中间部分的径向尺寸。

可选的，所述本体的侧壁上设置至少一个电极，或所述本体由金属材质制成。

可选的，所述内鞘管以及所述注射组件的近端连接有操作手柄，所述操作手柄包括壳体及驱动组件；所述驱动组件包括与所述壳体转动连接的驱动旋钮及可活动穿设于所述壳体内并与所述驱动旋钮螺接的驱动杆；

所述内鞘管的近端固定连接所述壳体；

所述注射组件中的近端固定连接所述驱动杆；

所述驱动旋钮相对所述壳体的转动驱动所述驱动杆作轴向运动，以带动所述注射组件运动，使得所述针体穿刺入目标组织区域。

可选的，所述驱动旋钮与所述壳体之间设有阻尼结构。

可选的，所述阻尼结构包括阻尼圈及与所述阻尼圈过盈配合的筋板；所述阻尼圈与所述筋板中的一者设于所述壳体上，另一者设于所述驱动旋钮上。

可选的，所述驱动旋钮的部分伸入所述壳体的内部并开设有周向凹槽，所述阻尼圈至少部分收容于所述周向凹槽内，所述壳体的内壁上向内凸设有所述筋板，所述筋板挤压所述阻尼圈。

可选的，所述操作手柄还包括设于所述壳体外的注射接口座，所述驱动杆的近端固定连接所述注射接口座，所述注射组件的近端与所述注射接口座固定连接。

可选的，所述驱动杆沿轴向设有连接通孔，所述连接通孔内穿设有一延伸出所述连接通孔的第一保护管，所述注射组件穿设于所述第一保护管与所述连接通孔内。

可选的，所述操作手柄还包括固定设于所述壳体内的止血阀组件，所述止血阀组件的远端固定连接所述内鞘管的近端；所述止血阀组件包括密封垫片，所述密封垫片内穿设有第二保护管，所述第二保护管与所述密封垫片密封连接，所述注射组件穿过所述第二保护管。

可选的，所述经导管治疗系统还包括反馈机构，所述反馈机构包括：

中间件，与所述操作手柄的壳体固定连接，所述中间件的外壁上设有第一抵持部；

套管，活动地套设于所述中间件外，所述套管的内壁上设有第二抵持部，在初始状态下，所述套管的近端贴靠所述壳体的远端，且所述第二抵持部处在所述第一抵持部的近端侧；

弹性件，所述弹性件的一端与所述第一抵持部抵持，所述弹性件的另一端与所述第二抵持部抵持；

在所述内鞘管的远端抵持所述目标组织区域的状态下，所述中间件受力挤压所述弹性件，所述中间件相对所述套管向近端运动，使所述套管的近端与所述壳体的远端产生间隙。

可选的，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，其中所述第一弯曲段配置于所述第一管件，所述第二弯曲段配置于所述第二管件；

所述第一管件采用可调弯的导引鞘管，且近端连接有用于操控导引鞘管的导引手柄；

所述第二管件采用可调弯鞘管，且近端连接有用于操控所述可调弯鞘管的调弯手柄；

所述经导管治疗系统还包括调节装置，所述调节装置包括：

连接件，固定连接所述调弯手柄的近端；

导向管，所述导向管穿设于所述连接件内并与所述连接件可转动连接，所述内鞘管活动穿过所述导向管；

中间件，活动地套设于所述导向管外并与所述壳体固定连接；以及

调节件，可活动地设于所述中间件上，用于沿所述中间件的径向直接或间接地锁定或解锁所述导向管，以限制或允许所述中间件相对所述导向管的轴向运动，以限制或允许所述操作手柄相对所述调弯手柄的轴向运动。

本申请还提供一种经导管治疗系统，具有相对的远端和近端，所述经导管治疗系统包括：

导向管组件，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，所述第一管件带有可调弯第一弯曲段，所述第二管件带有可调弯第二弯曲段；

导引手柄，所述第一管件的近端连接至所述导引手柄；

调弯手柄，所述第二管件的近端连接至所述调弯手柄；

内鞘管，活动穿设于所述导向管组件内；

治疗组件，活动安装在所述内鞘管内，且可延伸暴露出所述内鞘管的远端；

操作手柄，所述内鞘管以及所述治疗组件的近端均连接至所述操作手柄；

其中所述导引手柄、所述调弯手柄、以及所述操作手柄三者由远端至近端依次排布且间隔可调。

可选的，所述导引手柄、所述调弯手柄、以及所述操作手柄这三者具有将至少两者彼此锁止后的同步运动状态，以及解除锁止后的独立运动状态。

可选的，所述经导管治疗系统还包括辅助支架，包括导杆以及分别可沿所述导杆移动且可定位于所述导杆的多个夹持件，所述导引手柄、所述调弯手柄、以及所述操作手柄三者中的至少一者安装于对应的夹持件，并通过夹持件的运动调节位置。

可选的，所述经导管治疗系统中还设有锁定机构，用于锁止后保持所述同步运动状态或，以及解除锁止切换至所述独立运动状态；

所述锁定机构作用在各夹持件与所述导杆之间，或作用在所述三者中相邻的两者之间。

可选的，所述经导管治疗系统中，针对所述操作手柄配置驱动转轮，所述驱动转轮通过传动机构带动所述操作手柄改变与所述调弯手柄的间距。

本申请还提供一种经导管的治疗方法，包括：

提供本申请所述的经导管治疗系统；

经由主动脉弓将所述经导管治疗系统的远端部分递送至左心室内；

在左心室的心内膜上确认当前治疗位置并进行相应操作。

本申请的技术方案至少可简化导引操作，降低对人体血管的挤压阻力，提高器械的可靠性。

附图说明

图1为本申请一实施方式提供的介入式注射系统的立体组装示意图；

图2为图1所示的介入式注射系统的介入式注射装置的立体组装示意图；

图3为图2所示的介入式注射装置的另一视角示意图；

图4为图2所示的介入式注射装置的立体分解示意图；

图5为图2所示的介入式注射装置的部分轴向剖面示意图；

图6为介入式注射装置中的驱动杆、第一保护管、注射接口座组装于一起的侧视图；

图7a为驱动杆、第一保护管组装于一起的侧视图；

图7b为驱动杆、第一保护管组装于一起的轴向剖面示意图；

图8为图5所示的介入式注射装置的操作手柄的近端局部区域放大示意图；

图9a为介入式注射装置的操作手柄内的阻尼圈的示意图；

图9b为图9a所示阻尼圈的横截面示意图；

图10a为介入式注射装置中的注射构件与注射接口座组装于一起的侧视图；

图10b为介入式注射装置中的注射构件与注射接口座组装于一起的轴向剖面示意图；

图11为介入式注射装置的操作手柄内止血阀组件的轴向剖面示意图；

图12a为止血阀组件内密封垫片的俯视图；

图12b为密封垫片的剖面示意图；

图13为介入式注射装置的鞘管的远端的结构示意图；

图14a为介入式注射系统中的调节装置的示意图；

图14b为图14a所示的调节装置的轴向剖面示意图；

图15a为调节装置中调节旋钮与调节件的立体分解示意图；

图15b为调节装置中调节旋钮与调节件组装于一起的轴向剖面示意图；

图16-图18为介入式注射系统向心肌组织内注射心肌修复物的过程示意图；

图19为本申请另一实施方式提供的介入式注射系统的轴向剖面示意图；

图20为图19所示介入式注射系统中的鞘管远端的头部未抵持目标组织区域时的调节装置与操作手柄的剖面示意图；

图21为图19所示介入式注射系统中的鞘管远端的头部抵持目标组织区域时的调节装置与操作手柄的剖面示意图；

图22为心脏的示意图；

图23为本发明其中一实施例的套筒的结构示意图；

图24为图23中的套筒的剖面示意图；

图25为本发明另一实施例的套筒的结构示意图；

图26为图25中的套筒的剖面示意图；

图27为图25中的套筒的一种使用状态参考图；

图28为图25中的套筒的另一种使用状态参考图；

图29为本发明其中一实施例中的注射装置中的导管和套筒的结构示意图；

图30为本发明其中一实施例中的注射装置的结构示意图；

图31为图30中的注射组件的分解示意图；

图32为图29中的导管的一种结构示意图；

图33为图32中的导管中的导线的裸露部分的示意图；

图34为图29中的导管的另一实施例示意图；

图35为本发明其中一实施例的注射系统的结构示意图；

图36为图35中的手柄的结构示意图；

图37至图45为本发明中的注射系统用于组心脏组织壁注射的过程示意图；

图46为本发明其中一实施例中的消融装置中的消融组件的结构示意图；

图47为本发明其中一实施例中消融系统的结构示意图；

图48为本发明其中一实施例中自适应导引装置的整体结构示意图；

图49为本发明其中一实施例中柔性导管的局部示意图；

图50为本发明其中一实施例中柔性导管的主视方向局部示意图；

图51为本发明其中一实施例中柔性导管的侧视方向局部示意图；

图52为本发明其中一实施例中柔性导管的仰视方向局部示意图；

图53a～图53b为本发明其中一实施例中导向管组件显影标识的示意图；

图54a为本发明其中一实施例中柔性导管经过心脏的主动脉弓的使用状态示意图；

图54b～图54c为本发明其中一实施例中柔性导管在心脏内部的使用状态示意图；

图55为本发明其中一实施例中柔性导管与牵引组件的安装关系示意图；

图56为图55中C-C面的剖视图；

图57为图56中M部的放大图；

图58为图55中D-D面的剖视图；

图59为本发明其中一实施例中柔性导管的调弯方向示意图；

图60为本发明其中一实施例中柔性导管在心脏内使用时的调弯状态示意图；

图61为本发明其中一实施例中经导管心内膜注射系统的整体结构示意图；

图62为图61中N部的放大图；

图63为本发明其中一实施例中经导管心内膜注射系统的结构分解示意图；

图64为本发明其中另一实施例中经导管心内膜注射系统的结构分解示意图；

图65为本发明其中一实施例中经导管心内膜注射系统的针头扎入游离壁的状态示意图；

图66为本发明其中一实施例中经导管心内膜注射系统的调弯鞘和自适应导引装置中的柔性导管调弯方向示意图；

图67为本发明其中一实施例中经导管心内膜注射系统运用在心脏左心房的状态示意图一；

图68为图66中O部的放大图；

图69为本发明其中一实施例中经导管心内膜注射系统运用在心脏左心房的状态示意图二；

图70为本发明其中一实施例中经导管心内膜注射系统进一步示例性的结构示意图；

图71～图75为本发明其中一实施例中经导管治疗系统的使用过程示意图；

图76为本发明其中一实施例中采用心肌消融装置作为治疗装置运用在经导管治疗系统的示意图。

具体实施方式

为了使本申请的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合附图对本申请作进一步地详细描述。

应当理解的是，可以在本申请中使用的诸如“包括”以及“可以包括”之类的表述表示所公开的功能、操作或构成要素的存在性，并且并不限制一个或多个附加功能、操作和构成要素。在本公开中，诸如“包括”和/或“具有”之类的术语可解释为表示特定特性、数目、操作、构成要素、组件或它们的组合，但是不可解释为将一个或多个其它特性、数目、操作、构成要素、组件或它们的组合的存在性或添加可能性排除在外。

此外，在本申请中，表述“和/或”包括关联列出的词语中的任意和所有组合。例如，表述“A和/或B”可以包括A，可以包括B，或者可以包括A和B这二者。

在本申请中，包含诸如“第一”和“第二”等的序数在内的表述可以修饰各要素。然而，这种要素不被上述表述限制。例如，上述表述并不限制要素的顺序和/或重要性。上述表述仅用于将一个要素与其它要素进行区分。类似地，在不脱离本公开的范围的情况下，第一要素可以被称为第二要素，类似地，第二要素也可以被称为第一要素。

当组件被称作“连接”或“接入”其他组件时，应当理解的是：该组件不仅直接连接到或接入到其他组件，而且在该组件和其它组件之间还可以存在另一组件。另一方面，当组件被称作“直接连接”或“直接接入”其他组件的情况下，应该理解它们之间不存在组件。

在介入医疗器械技术领域，一般将靠近操作者的方位定义为近端，远离操作者的方位定义为远端。轴向是指平行于医疗器械远端中心和近端中心连线的方向，径向是指垂直于轴向的方向，周向是指环绕轴向的方向。

请参阅图1，本申请一实施方式提供介入式注射系统1000A，可适用不同的介入路径向目标组织区域注射第一注射物，以对该目标组织区域进行修复或治疗。

本实施方式中，目标组织区域为心肌组织，介入式注射系统1000A可经导管介入心脏内，将第一注射物注射到心衰患者的心肌组织中，其中，第一注射物优选但不限于由海藻酸钠体系、海藻酸钙体系、以及氯化钠溶液组成的海藻酸盐水凝胶，心肌组织可以但不限于为心房 臂、心室壁、室间隔等，以达到改善/治疗心衰的目的。

可以理解的是，介入式注射系统1000A也适用于对其他部位的目标组织区域进行注射治疗。

介入式注射系统1000A包括介入式注射装置100A、导引装置104、调弯装置106及辅助支架108。导引装置104、调弯装置106、介入式注射装置100A均由辅助支架108支撑。导引装置104包括可调弯的导引鞘管1042及用于操控导引鞘管1042的导引手柄1044。调弯装置106包括可调弯鞘管1062及用于操控可调弯鞘管1062的调弯手柄1064。可调弯鞘管1062可活动穿设于导引手柄1044及导引鞘管1042内。介入式注射装置100A可活动地穿设于调弯装置106内，用于刺入目标组织区域并实施注射。

导引鞘管1042在手术时先进入患者体内，为后续可调弯鞘管1062及介入式注射装置100A建立通道。可调弯鞘管1062具有良好的调弯转向性能，可通过调节可调弯鞘管1062带动穿设于可调弯鞘管1062内的介入式注射装置100A，靠近目标组织区域以及寻找合适的注射位置。

辅助支架108包括底板1082、支撑柱1084、导杆1086及三个夹持件1088。支撑柱1084固定立设于底板1082上。导杆1086固定于支撑柱1084远离底板1082的一端。导杆1086相对底板1082倾斜设置。三个夹持件1088分别可沿导杆1086移动且可定位于导杆1086。导引手柄1044、调弯手柄1064及介入式注射装置100A上均设有供相应夹持件1088夹持固定的夹持位，以保证各装置在导杆1086上的位置稳定性。例如，导引手柄1044与调弯手柄1064通过相应的夹持件1088经调整并固定于导杆1086上之后，导引手柄1044与调弯手柄1064的相对位置即得以确定和保持。本申请对辅助支架108的结构不作限定。

请结合参阅图1～图5，介入式注射装置100A包括操作手柄20、鞘管30及注射构件40。操作手柄20包括壳体22及驱动组件24。驱动组件24包括与壳体22转动连接的驱动旋钮242及可活动穿设于壳体22内并与驱动旋钮242螺接的驱动杆244。鞘管30的近端固定连接壳体22。鞘管30活动穿设于调弯装置106的调弯手柄1064及可调弯鞘管1062内。注射构件40活动穿设于鞘管30内。

注射构件40包括第一通道41(如图10b所示)及密封连接于第一通道41的远端的注射针头42。注射构件40的近端固定连接驱动杆244。驱动杆244被驱动旋钮242相对壳体22的转动驱动着作轴向运动，以带动注射构件40运动，使得注射针头42穿刺入目标组织区域。

当注射针头42需由近端向远端运动进行出针时，例如，注射针头42需刺入目标组织区域时，驱动旋钮242被操作沿第一转向(例如顺时针)转动，驱动杆244被带动由近端向远端作轴向直线运动。

当注射针头42需由远端向近端运动进行退针时，例如，注射针头42需退出目标组织区域时，驱动旋钮242被操作沿与第一转向相反的第二转向(例如逆时针)转动，驱动杆244被带动由远端向近端作轴向直线运动。

传统的介入式注射装置，多采用弹射或推拉方式控制注射针头出针实施刺入，弹射出针方式对管体多层套设结构的同轴度要求极高，不满足同轴度要求时易使注射针头弹出瞬间与鞘管产生碰撞，严重可使注射针头尖端受损钝化，从而影响手术的精准度。推拉出针方式的操控性较差，在出针和退针时较难通过手柄控制前进和后退速度。

本申请提供的介入式注射装置100A中，驱动杆244和驱动旋钮242螺接，将旋转运动转化为使得注射针头42出针或退针的直线运动，操作时可以较为精准有效且稳定地控制出针与退针速度，并且螺纹连接具有一定的自锁性，在驱动杆244驱动远端的注射针头42刺入目标组织区域时，可有效防止注射针头42回退，进一步使得出针更为稳定，提高了手术的精准度及效率。

本实施方式中，壳体22包括可相互对合并固定的第一壳体2200与第一壳体2210。第一壳体2200与第一壳体2210上设有与夹持件1088夹持配合的夹持位2220。

驱动旋钮242旋转连接于壳体22的近端并部分露出壳体22外，即驱动旋钮242只能相对壳体22转动而不能轴向移动。驱动旋钮242设有沿轴向延伸的螺接孔2422，用于穿设驱 动杆244。螺接孔2422的内壁设有内螺纹2424(如图5所示)，用于与驱动杆244螺接。

请一并参阅图5、图6、图7a与图7b，驱动杆244包括杆体2442、限位部2444及指示部2446。杆体2442的外壁上设有外螺纹2447。杆体2442穿设于螺接孔2422内。驱动旋钮242的内螺纹2424与杆体2442的外螺纹2447适配螺接。杆体2442的外螺纹2447的类型可采用矩形螺纹、梯形螺纹、锯齿形螺纹等。本实施方式中，杆体2442的外螺纹2447优选梯形螺纹，梯形螺纹具有牙根强度较高的优点，螺接孔2422的内螺纹2424与杆体2442的外螺纹2447以锥面贴合、对中性好、不易松动，可以更好地满足使用需求。

本实施方式中，沿第一转向转动驱动旋钮242时，与驱动杆244相连的注射构件40向远端运动。在一应用场景时，操作驱动旋钮242之前，注射针头42距离鞘管30的最远端的安全距离约为7.5mm，后续注射针头42刺入目标组织区域内的深度约为4.5mm。梯形螺纹螺距P大致为8毫米(mm)，螺纹为单头螺纹。驱动旋钮242旋转一周能够使得驱动杆244驱动注射针头42移动的距离为L＝P*1＝8mm，那么驱动旋钮242沿第一转向旋转一周半即可使得注射针头42以合适的深度刺入目标组织区域内。

在本申请的其他实施方式中，对于注射针头42距离鞘管30的最远端的安全距离不作限定，对螺纹螺距的范围不作限定，对驱动旋钮242旋转一周能够使得驱动杆244驱动注射针头42移动的距离不作限定。

限位部2444沿径向凸设于杆体2442的外壁上。壳体22的内壁上设有阻挡部2230(如图5所示)。阻挡部2230用于与限位部2444相抵持，以限定驱动杆244的轴向运动行程。在驱动杆244向远端运动至限位部2444被阻挡部2230阻挡时，则意味着，驱动杆244已到达预定的极限位置，无法继续向远端运动，从而将注射针头42的进针深度控制在合理的范围内。

指示部2446(如图5及图7b所示)沿径向凸设于杆体2442的外壁上，壳体22还设有视窗224(如图3所示)以显示出指示部2446。壳体22上还设有用于标识指示部2446位置的刻度225(如图3所示)。视窗224可以为透明区域或镂空区域。驱动杆244相对壳体22运动时，可通过视窗224及刻度225观察指示部2446的位置，从而使操作者获知远端的注射针头42的运动距离。这样一来，可防止注射针头42刺入目标组织区域内的深度过深而导致手术失败，例如，目标组织区域为心室壁时，若注射针头42刺入心肌组织的深度过深则会导致刺穿心室壁。

请参阅图5与图8,操作手柄20还包括位于壳体22与驱动旋钮242之间的阻尼结构26，用于在驱动旋钮242转动过程中与壳体22相配合产生阻尼效果，以提升驱动旋钮242的操控手感，使得驱动旋钮242的旋转速度较为精准，进而提高控制注射针头42的出针或退针速度的均匀性及准确度。阻尼结构26包括阻尼圈262及与阻尼圈262过盈配合的筋板264。本实施方式中，筋板264为设于壳体22上的向壳体内部突出的完整的环形结构，驱动旋钮242上设有周向凹槽2426，周向凹槽2426位于壳体22内。换而言之，驱动旋钮242的部分伸入壳体22的内部并开设有周向凹槽2426。阻尼圈262至少部分收容于周向凹槽2426内，以方便阻尼圈262组装于驱动旋钮242上。

本实施方式中，阻尼圈262优选但不限定为硅胶，以具备良好的拉伸抗撕裂性能。本申请不限定阻尼圈262的材质，例如，阻尼圈262的材质可采用橡胶，阻尼圈262具有提供阻尼效果的作用即可。

阻尼结构26的阻尼效果与阻尼圈262的横截面形状，以及阻尼圈262与筋板264的过盈量大小有关。阻尼圈262的径向横截面形状可以为矩形、圆形、梯形或其他异形。本实施方式中，阻尼圈262为O型圈(如图9a所示)，阻尼圈262的径向横截面为圆形(如图9b所示)，以方便制备。另外，径向横截面为圆形的阻尼圈262在安装时无需考虑方向问题，从而提高了组装的便利性。根据阻尼大小，过盈量可设计为单边0.1mm-0.5mm，本实施方式中优选单边过盈量为0.25mm，以保证驱动旋钮242旋转时，操作者有较为舒适的、合适的阻尼手感，进而可保证出针的速度适中。本申请的其他实施方式中，对过盈量的范围不作限定。

本申请的其他实施方式中，阻尼圈262与筋板264中的一者设于壳体22上，另一者设于 驱动旋钮242上，筋板也可以是非连续设置的若干段弧形。

请参阅图3、图4、图6、图10a及图10b,操作手柄20还包括设于壳体22外的注射接口座27。本实施方式中，注射接口座27大致呈Y型。注射接口座27与驱动杆244的近端固定连接且注射构件40的近端与注射接口座27固定连接。注射接口座27包括座体271、第一阀门273及第二阀门275。在本申请的其他实施方式中，对注射接口座27的形状不作限定。

座体271与杆体2442的近端固定连接。座体271与杆体2442可设计为一体式或者分体式。本实施方式中，座体271与驱动杆244呈分离设置，一方面，可以降低部件的结构复杂程度，利于加工制造，另一方面，注射接口座27与驱动杆244可呈模块化，安装时更方便。注射接口座27与杆体2442的连接可采用卡扣、超声焊接、胶水粘接等方式。本实施方式中，座体271与杆体2442采用医用胶水粘接，以具备更好的密封性能。

注射构件40还包括与第一通道41相隔离的第二通道43。座体271包括相互隔离的第一分支接口2711与第二分支接口2713。第一分支接口2711与第二分支接口2713均与注射构件40连接。第一分支接口2711与第二分支接口2713还可与不同的注射器连接。第一分支接口2711与第一通道41可选择性地连通，用于向注射构件40提供第一注射物。第二分支接口2713与第二通道43可选择性地连通，用于向注射构件40提供第二注射物。本实施方式中，第一注射物可为心肌修复物，第二注射物可为显影剂或者其他药物。在本申请的其他实施方式中，对第一注射物及第二注射物的作用及成分不作限定。

第一阀门273设于座体271上，用于控制第一分支接口2711的导通或关闭。第二阀门275设于座体271上，用于控制第二分支接口2713的导通或关闭。通过操作第一阀门273，可实现第一分支接口2711与其对应的注射器之间的单向导通或闭合。通过操作第二阀门275，可实现第二分支接口2713与其对应的注射器之间的单向导通或闭合。

请再次参阅图6、图7a与图7b，杆体2442沿轴向设有连接通孔2448，操作手柄20还包括穿设于连接通孔2448内的第一保护管28，用于穿设注射构件40。第一保护管28的材质包括但不限定为不锈钢。

请结合参阅图4、图11，操作手柄20还包括固定收容于壳体22内的止血阀组件29，用于防止血液泄露。止血阀组件29的远端固定连接鞘管30的近端。本实施方式中，止血阀组件29及驱动组件24自远至近同轴安装于壳体22内。在本申请的其他实施方式中，止血阀组件29及驱动组件24可以不是同轴安装于壳体22内。

止血阀组件29包括第一接头291、第二接头292、垫片压盖295、密封垫片297及第二保护管298。

第一接头291固定收容于壳体22内。第一接头291沿轴向设有第一安装孔2911，用于固定安装鞘管30的近端。第一接头291可以但不限定为鲁尔接头。

第二接头292固定于壳体22并部分收容于壳体22内。第二接头292与第一接头291的近端固定连接。第二接头292沿轴向设有第二安装孔2921，用于穿设第二保护管298。第二接头292可以但不限定为T型接头。

垫片压盖295固定于第二接头292的近端。密封垫片297收容于垫片压盖295内。垫片压盖295设有第三安装孔2951。密封垫片297被夹紧于第二接头292的近端面与垫片压盖295的内壁之间。请参阅图12a与图12b，密封垫片297设有通孔2971，用于穿设第二保护管298并与第二保护管298密封连接。

第二保护管298穿过第三安装孔2951、通孔2971、及第二安装孔2921。本实施方式中，第二保护管298与密封垫片297过盈配合。第二保护管298的材质包括但不限定为不锈钢材质。由于密封垫片297需直接接触血液，密封垫片297的材质优选硅胶材质。硅胶的硬度范围为20A-40A，本实施方式中优选硅胶硬度为30A。原因在于，该硬度下的密封垫片297具备一定的抗压强度且与第二保护管298贴合较为紧密，可防止血液泄露。密封垫片的通孔2971可采用方形孔、矩形孔、多边形孔、圆锥孔或圆形直孔等。第二保护管298的横截面与通孔2971相适配，以提高密封垫片297与第二保护管298之间的贴合度。例如，第二保护管298的横截面为圆形，则密封垫片297的通孔2971的形状对应为圆形。

由于需介入体内，为能够适应弯曲的人体管腔，除了注射针头42外，注射构件40各部位应具有柔性，硬质的第一保护管28可保护注射构件40的近端，防止注射构件40的近端弯折。注射构件40在硬质的第二保护管298内穿过，防止注射构件40被密封垫片297挤压，避免注射构件40移动时因通过该密封垫片297的阻力太大而被弯折，以及避免实施注射时，该处阻碍注射物向远端顺畅流动。

请结合参阅，图3、图11与图13，鞘管30的近端固定于第一接头291的第一安装孔2911并穿设于壳体22内，鞘管30的远端露出壳体22的远端。请结合参阅图3与图13，鞘管30的远端设有用于与目标组织区域抵持的头部32。头部32上设有喷射孔322。喷射孔322与第二通道43连通，用于喷射第二注射物。第二通道43内的第二注射物可以经由这些喷射孔322进入目标组织区域(例如心腔内)，以实施造影或者药物释放。优选的，喷射孔322的轴向垂直于鞘管30的轴向，喷射孔322的数量为多个，且多个喷射孔322在头部32的周向上间隔排布。

操作手柄20的功能为调节柔性的注射构件40的位置以及头部32贴靠目标组织区域(心室内壁)的位置、提供注射物的连接接口以及完成最终的出针穿刺动作。

在可调弯鞘管1062调整好位置后，向远端推动操作手柄20可使头部32紧贴目标组织区域(例如心内膜)，由操作手柄20的驱动组件24控制注射针头42出针并穿刺目标组织区域，以向目标组织区域内实施注射。

请结合参阅图3、图10a与图10b,注射构件40还包括内管44及套设在内管44外的外管46。内管44的远端密封连接注射针头42。内管44的管腔形成第一通道41。内管44固定穿设于座体271内并与第一分支接口2711连通。

外管46固定穿设于座体271内并与第二分支接口2713连通。外管46套设在内管44之外，外管46的内壁与内管44的外壁围成第二通道43。注射针头42暴露在外管46的远端之外，以不影响注射针头42穿刺。

为了适应存在弯曲的介入路径，内管44及外管46优选柔性管。内管44及外管46均穿过第一保护管28与第二保护管298，第一保护管28与第二保护管298可保护柔性的内管44及外管46，降低内管44及外管46被弯折损坏的可能性。

由于座体271与驱动杆244固定连接成一体，故内管44及外管46与座体271固定连接后，注射构件40即与驱动杆244成为一体。驱动杆244的轴向移动能够同步推动远端的注射针头42穿刺目标组织区域，例如，穿刺心内膜、刺入心室壁的动作。

本申请的其他实施方式中，注射构件40还可以为包括第一通道41与第二通道43的双腔管或多腔管道。

经由第一分支接口2711输入的流体经由内管44内的第一通道41向远端输送；经由第二分支接口2713输入的流体经由外管46与内管44之间围成的第二通道43向远端输送；总体而言均由注射针头42的远端输出，即注射构件40内具有两条流体通道。

另外注射构件40活动的穿设在鞘管30内，鞘管30内壁与外管46的外壁之间也构成第三通道45，第三通道45近端与止血阀组件29连通，远端与头部32的出针口(位于头部32远端端面)以及周壁上的喷射孔322连通。

由此可见在整个鞘管30以及注射构件40形成有三条流体通道(第一通道41、第二通道43、第三通道45)，并可根据需要输送不同的流体，这一点也可结合图17b所示。

请参阅图3、图4、图14a与图14b,介入式注射装置100A还包括连接于壳体22与可调弯手柄1064之间的调节装置50，用于限制或允许操作手柄20相对调弯手柄1064的轴向运动。调节装置50包括连接件51、导向管52、中间件53及调节件54。

连接件51固定连接调弯手柄1064的近端，用于将调节装置50与调弯手柄1064连接于一起。

导向管52穿设于连接件51内。鞘管30可活动穿设于导向管52内。导向管52用于引导鞘管30进入调弯手柄1064。

中间件53活动地套设在导向管52上并与壳体22固定连接。本实施方式中，中间件53 的近端上设有装设孔531。壳体22的内腔的侧壁上设有凸出的安装柱227，安装柱227卡合于装设孔531内，从而将中间件53固定于壳体22上。本申请的其他实施方式中，中间件53与壳体22之间的固定连接方式不作限定，例如也可以通过胶合的方式固定。

调节件54活动地设于中间件53上，用于沿中间件53的径向直接或间接地锁定或解锁导向管52，以限制或允许中间件53相对导向管52的轴向运动，从而限制或允许操作手柄20相对调弯手柄1064的轴向运动，最终调节鞘管30的远端露出可调弯鞘管1062远端的距离。

本实施方式中，当调节件54的底部穿过中间件53、压紧导向管52时，导向管52不能相对中间件53运动，操作手柄20便不能再相对调弯手柄1064移动，以锁定鞘管30的远端的头部32与可调弯鞘管1062远端的相对位置。

本实施方式中，当调节件54解锁导向管52时，调节件54与导向管52间具有空隙，导向管52能相对中间件53运动，操作手柄20能够相对调弯手柄1064作轴向运动，进而能够调节鞘管30的远端的头部32露出调弯手柄1064的远端的长度。调节件54解锁导向管52时，若旋转整个操作手柄20，操作手柄20还可以带动鞘管30及注射构件40同步旋转。

本实施方式中，中间件53沿径向设有调节孔532，调节孔532为螺纹孔，调节件54穿设于调节孔532内并与调节孔532螺纹配合，以能够沿调节孔532运动。

调节装置50还包括刻度管55与定位件56。刻度管55套设于导向管52上。刻度管55位于中间件53与导向管52之间。定位件56与导向管52的近端连接，以将刻度管55轴向限位于连接件51与定位件56之间。本实施方式中，导向管52的近端与定位件56螺纹连接。刻度管55沿轴向设有刻度，以显示操作手柄20的移动距离。

可以理解，在导向管52外增设了刻度管55，调节件54的底部穿过中间件53，压紧或放松刻度管55，是以间接方式压紧或放松导向管52。

请一并参阅图15a与图15b,调节装置50还包括与调节件54止转连接的调节旋钮57，用于驱动调节件54沿中间件53的径向运动。调节旋钮57包括基体571及设于基体571的外壁上的调节提示部573。基体571止转地套设于调节件54上。本实施方式中，基体571与调节件54二者之间具有至少一对相互适配的配合平面，以阻止二者相对旋转。例如，基体571设有八边形轴孔，调节件54的顶部的截面形状呈八边形，调节件54的顶部与八边形轴孔止转配合。

调节提示部573沿基体571的径向延伸出基体571的外周壁，且延伸长度区别于其他部位，本实施方式中，延伸长度较长的为调节提示部573。调节提示部573指向某一方位或者调节提示部573转过一定角度如90°时，即能够提示调节件54已压紧刻度管55。

当调节旋钮57处于松开状态，调节件54的底部与刻度管55之间具有间隙，此时可操作整个操作手柄20及刻度管55沿刻度管55移动，以相对靠近或远离调弯手柄1064，从而控制鞘管30的远端的头部32相对可调弯鞘管1062远端的距离。当拧紧调节旋钮57时，调节件54的底部压紧至刻度管55上，操作手柄20便不能再相对调弯手柄1064移动，以锁定鞘管30的远端的头部32与可调弯鞘管1062远端的相对位置。

以目标组织区域为左心室壁为例，介入式注射系统1000A可选用合适的介入路径向左心室壁心肌组织内注射心肌修复物，优选经股动脉-主动脉弓-主动脉-左心室路径。以上述介入路径为例，手术时先从股动脉处进行穿刺，导引鞘管1042先建立起通往左心室的通道，随后将可调弯鞘管1062沿着导引鞘管1042内腔进入左心室，调节可调弯鞘管1062寻找合适的注射点位，完成注射路径的建立，随后需操作所述操作手柄20，操作步骤简述如下：

步骤一：松开调节旋钮57，缓慢向前推动整个操作手柄20使鞘管30和柔性的注射构件40向前推进，在DSA和超声影像的指引下，通过鞘管30的头部32的位置判断鞘管30是否已抵触到左心室壁206的表面，例如，左心室内的心内膜207(可视为目标组织区域的表面)，如图16所示；

步骤二：确认头部32已贴紧心内膜207后，沿第一转向(例如顺时针)旋转驱动旋钮242，使注射针头42穿刺心内膜207穿刺入左心室壁206内，当驱动杆244被限位时，驱动旋钮242无法继续旋转，注射针头42亦无法进一步前进，以限制注射深度在安全范围内，如 图17a和图17b所示；

步骤三：确认注射针头42刺入目标注射位置后，即可使用注射器通过注射接口座27将所需的第一注射物301通过第一分支接口2711及第一通道41注射入左心室壁206内，注射完成后控制注射针头42退针至脱离左心室壁206，如图18所示；同时，可通过第二分支接口2713、第二通道43及鞘管30的远端的头部32上的喷射孔322向左心室内注射显影剂或者其他药物等的第二注射物。

依照上述步骤继续完成多点位注射，随后将整套器械撤出即完成手术。

目标组织区域还可以为心脏其它部位的心肌组织，如室间隔、右心室的心室壁等，根据不同的修复部位，选择相应的介入路径即可。如目标组织区域为右心室的心室壁，那么介入路径可以是股静脉—下腔静脉—右心房—右心室。

本申请的其他实施方式中，请结合参阅图19、图20及图21，介入式注射系统1000B中，调节装置50B还包括套管58B及弹性件59B，用于在鞘管30B的头部32B抵持目标组织区域时向操作者起反馈作用、即提供了反馈机构，提示鞘管30B的头部32B已抵持目标组织区域，这样一来，帮助操作者在不借助超声影像的情况下即可判断出头部32是否以抵触到目标组织区域，简化了手术步骤并提高了手术效率。

套管58B与辅助支架108B固定连接。套管58B上设有夹持位581B供辅助支架108B上的夹持件固定夹持，实现套管58B与辅助支架108B固定连接。本申请其他实施方式中，套管58B与辅助支架108B之间的连接方式不限定为夹持。套管58B活动地套设于中间件53B外，中间件53B的外壁上还设有第一抵持部533B，套管58B的内壁上设有第二抵持部582B。第一抵持部533B包括但不限定沿径向设于中间件53B上的径向台阶，第二抵持部592B包括但不限定沿径向设于套管58B的内壁上的径向台阶。

弹性件59B套设于中间件53B上并收容于套管58B内。在初始状态下，套管58B的近端贴靠壳体22B的远端。弹性件59B设于中间件53B与套管58B之间，弹性件59B的一端与第一抵持部533B抵持，弹性件59B的另一端与第二抵持部582B抵持。

在鞘管30B的远端头部32B抵持目标组织区域的状态下，若进一步向远端施力推送套管58B，会与中间件53B合力挤压弹性件59B形变，使得头部32B、中间件53B、以及壳体22B相对固定的前提下，仅套管58B向远端运动，即中间件53B相对套管58B向近端运动，使套管58B的近端与壳体22B的远端产生间隙。具体而言，在可调弯鞘管调整好位置后，需松开调节旋钮57B，推动操作手柄20B整体向前移动(该推送过程是利用辅助支架108B直接施力于套管58B)，以使鞘管30B的头部32B伸出可调弯鞘管远端，当鞘管30B运动至头部32B抵触到目标组织区域(例如心室壁)后，头部32B无法继续向前推进，目标组织区域会给予头部32B一个向后的反作用力，该作用力通过鞘管30B传递到操作手柄20B及与操作手柄20B固定连接的中间件53B。若继续向前推动套管58B，来自头部32B的反作用力会使得第一抵持部533B与第二抵持部582B相向运动，即弹性件59B将受力被压缩，中间件53B及操作手柄20B会相对被夹持件固定的套管58B向近端移动，从而使套管58B与操作手柄20B的壳体22B的远端分离、产生间隙L1，从而提示头部32B已经抵持到了目标组织区域，可进行下一步的出针操作。

本申请的介入式注射系统中，远端头部采用多通道结构(还可以结合滑动件辅助指示)，结合操作手柄上的反馈机构可及时准确的获知头部与组织的抵靠进程和效果，根据需要及时切换流体类型，在多点注射的特定使用条件下，利用导引手柄和调弯手柄的整体旋转以及可调弯的特点，能快速切换注射针头的朝向和位置，避免以及减少各个管件轴向的反复调整，大大缩短注射时间，提高手术效率。

在下文一实施例(参见附图73～75)中以多行多列排布的注射位置为例，说明介入式注射系统的操作方法，即连续注射条件下注射针头的位置调节方法。图中注射位置的排布仅作为示例性的说明，实际上可根据病灶面积和位置相应调整。

在对某些心脏疾病的治疗中，例如心肌梗阻，需要将药物注入心内膜内。具体进行治疗时，导引鞘作为介入通道，经股动脉穿刺进入左心室内，通过影像系统对心脏组织进行三维 标测并获取相关图像，操作者可以根据图像来判断出针端是否与目标穿刺点位贴靠并决定是否出针，可以出针时通过注射针穿刺心内膜向心肌组织注射药物。

然而，由于心脏组织为立体结构，影像系统生成的图像可能存在误差，操作者不能从图像中快速地判断出针面是否已经与穿刺点位贴靠，因此操作者在出针前需要花费时间仔细地观察图像后才能决定是否出针，导致手术花费时间长。

请参阅图22，为心脏1000的示意图，主要包括主动脉弓1100、左心房1200、左心室1300、右心房1400和右心室1500。

请参见图23-图24，本发明的其中一实施例公开了一种套筒100，能够配合介入式医疗设备用于在心脏1000的多种疾病的治疗，例如用于治疗心梗阻中注入水凝胶，或者用于治疗肥厚型心肌病中的消融等疾病。在配合三维标测系统使用的前提下，能够通过向本实施例中的套筒100注入流体并通过流体流出情况来判断套筒100是否与组织壁贴靠，并根据该贴靠情况判断是否出针。

请参阅图29～图31，本实施例中的套筒100在使用时，与导管211连接，通过导管211经主动脉弓1100进入左心室1300，在可以出针进行治疗时，通过推动针体221穿设出导管211和套筒100后，穿刺心内膜对心肌组织进行治疗。

结合上文的实施例(例如图13)，本实施例的套筒100也可以相当于头部32的进一步改进，其中与套筒100相连的导管211相当于与头部32相连的鞘管30，第五通道130相当于的喷射孔322。

请参阅图23和图24，为本发明第一实施例提供的套筒100，套筒100包括本体110，本体110沿轴向设有贯穿本体110的第四通道120，且在本体110的侧壁上设有至少一个第五通道130，第四通道120和至少一个第五通道130相连通。

具体地，通过上述设置，往套筒100近端灌注流体后，第四通道120和第五通道130均可以流出流体，当第四通道120远端被封堵时，流体只能从第五通道130流出。因而当本体110的远端面贴靠在心肌组织的组织壁上时，第四通道120远端被封堵，流体只能从第五通道130中流出。由此可知，在套筒100套设在注射组件或消融组件的末端时，通过往套筒100的近端灌注流体并根据第四通道120是否流出流体即可判定本体110的远端面和心肌组织的组织壁是否贴靠或部分贴靠或不贴靠，如果判定贴靠即可出针进行治疗，反之，则需调整套筒100远端面。

其中，本实施例中的套筒100可以采用金属或者非金属材料制备，金属例如可以为304不锈钢、316不锈钢、镍钛合金等，非金属例如聚碳酸酯(PC)等。在本发明的一个具体的实施例中，套筒100优选为316不锈钢进行制备。

请参阅图23和图38，本实施例中的本体110的远端部分设有贴靠面111，贴靠面111用于贴靠心肌组织的组织壁1310。具体地，为了保证贴靠面111能够紧密的贴靠于心肌组织的组织壁1310上，本实施例中的贴靠面111为光滑的平面，光滑的贴靠面111贴靠于组织壁1310上之后，能够在外力调整的作用下紧密的贴靠在心肌组织的组织壁1310上，还可以避免对组织壁的损伤。

请参阅图24，在一些实施例中，本体110包括依次连接的近端部分112、中间部分114和远端部分113，第四通道120在近端部分112、中间部分114和远端部分113中对应具有不同的径向尺寸大小，从而通过设置第四通道120在近端部分112、中间部分114和远端部分113中对应有不同的径向尺寸大小，能够便于流体径向尺寸大的位置向径向尺寸小的位置进行汇流，便于从第四通道120或第五通道130中流出。

请参阅图23、图29，本实施例中的近端部分112用于和导管211连接，在和导管211连接时，可将导管211套设于近端部分112外，此时近端部分112的外壁和导管211的内壁连接；也可以将近端部分112套设在导管211外，此时导管211的外壁和近端部分112的内壁进行连接。

其中，请参阅图24，当以近端部分112套设在导管211外，以导管211的外壁和近端部分112的内壁进行连接时，近端部分112的外径D1从近端到远端方向逐渐增加，第四通道 120对应近端部分112处的径向尺寸d1为恒定值或逐渐减小。从而通过将近端部分112的外径D1从近端到远端方向逐渐增加的方式，由于近端部分112套设在导管211的远端外，外径逐渐减小的套筒100能够使得与导管211之间的过渡台阶的高度减小，两者之间尽量以平滑方式进行过度，避免在手术过程中血流冲击台阶面而形成血栓，减小对人体产生的损害。

在其他实施例中，也可以设置近端部分112的外径D1保持恒定，从而此时整个套筒100的外径保持一致，能够便于生产，不需要额外调整该段的外径大小，降低生产难度，此时于导管211进行连接时，可将导管211套设在近端部分112外。

其中，当第四通道120对应近端部分112处的径向尺寸d1设置为恒定值时，由于近端部分112套设于导管211的远端的外壁上，导管211的远端具有恒定的外径尺寸，从而方便近端部分112和导管211的连接；通过将第四通道120对应近端部分112处的径向尺寸d1设置为逐渐减小时，近端部分112套设于导管211的远端的外壁上进行连接时，能够使得近端部分112和导管211实现过盈配合，增强两者之间连接强度。

具体地，本实施例中以径向尺寸d1设置为恒定值的方式与导管211进行连接。其中，以该种方式与导管211进行连接时，近端部分112对应部分的第四通道120的侧壁和导管211的外壁之间预留有装配间隙t，该装配间隙t用于填充胶水，从而使得近端部分112和导管211的外壁粘结在一起。其中，装配间隙t的范围为0.1mm-0.2mm，径向尺寸d1的范围为2.0mm-3.0mm。

在一些实施例中，装配间隙t＝0.125mm，径向尺寸d1＝2.65mm，以适配导管211的尺寸，便于导管211的安装，且能够填充适量的胶水。

可以理解地，由于第四通道120的侧壁和导管211的外壁之间通过胶水进行粘接，为了方便两者之间的连接，本实施例中在近端部分112上开设注胶孔115，以通过注胶孔115中向套筒100和导管211的间隙中进行注入胶水。其中，在近端部分112上开设注胶孔115的数量可以为一个或者多个，注胶孔115的形状可以为圆孔、方孔或其他多边形的孔。

具体地，本实施例中的近端部分112的侧壁上开设有多个注胶孔115，从而从多个注胶孔115中注入胶水能够加快套筒100和导管211的安装效率，同时使得胶水流动的位置更均匀，保证连接强度。其中，本实施例中设置4个注胶孔115，两两为一对在近端部分112上相对设置，且两对注胶孔115相互交错设置，从而使得胶水能够流动至各个装配间隙t位置，提升套筒100和导管211的连接紧密性。

具体地，本实施例中的注胶孔115的形状选择圆形，从而方便加工。注胶孔115的孔径d2为1.2mm，从而便于注入胶水。近端部分112的长度L1的范围为3.0mm-5.0mm,从而保证和导管211的连接长度，保证连接稳固性。优选的，本实施例中的近端部分112的长度L1＝5.0mm。

其中，从近端部分112过渡到远端部分113为中间部分114，中间部分114设有第五通道130，中间部分114靠近近端部分112的径向尺寸d3大于中间部分114靠近远端部分113的径向尺寸d4，从而，由于近端部分112用于与导管211连接，导管211的内腔中用于供流体流动，流体也在套筒100中流动，当流体从近端部分112的第四通道120部分往远端部分113的第四通道120部分流动时，内径减小的通道能够使得流体产生汇集作用。

具体地，本实施例中的中间部分114对应的第四通道120的位置包括2个部分，分别为靠近近端部分112的第一段1141和靠近远端部分的第二段1142。第一段1141对应的第四通道120的径向尺寸为d3；第二段1142对应的第四通道120的径向尺寸为d4；径向尺寸d3大于径向尺寸d4，从而使得流体从近端部分112往远端部分113流动的过程中能够具有汇集作用。

在一些实施例中，径向尺寸d1＞径向尺寸d3＞径向尺寸d4，从而使得第四通道120在中间部分具有一个从大到小的变化的过程，流体逐渐往径向尺寸较小的第四通道120部分流动，经汇集后从第四通道120或第五通道130中流出。

其中，本实施例中的径向尺寸d3的范围为1.8mm-2.5mm，在与导管211完成装配之后，径向尺寸d3＞导管211的内径。在其他实施例中，在与导管211完成装配之后，径向尺寸d2 也可以小于等于导管211的内径。在本发明的一个具体的实施例中，d3＝2.2mm。

其中，本实施例中的径向尺寸d4的大小往靠近远端部分113的方向逐渐减小，从而第二段1142所对应的第四通道120的侧壁呈锥形，从而使得流体从导管211中流过来之后，对流体产生一个汇聚作用，通过第二段1142汇聚到远端部分113对应的第四通道120中。

其中，本实施例中的第五通道130的横截面的形状可以为圆形、方形或者其他几何形，本实施例中设置第五通道130的横截面的形状为圆形，从而方便加工生产。其中，第五通道130的径向尺寸d5的范围为0.1mm-0.5mm，在本发明的一个实施例中，d5＝0.3mm，从而保证流体能够顺畅的从第五通道130中流出。

其中，本实施例中的远端部分113的径向尺寸d6为恒定值，或远端部分113靠近中间部分114的径向尺寸大于远端部分113远离中间部分114的径向尺寸，从而能够对流体具有一个汇集作用。当远端部分113靠近中间部分114的径向尺寸大于远端部分113远离中间部分114的径向尺寸时，远端部分113的对应的径向尺寸d6可以处于一个渐变的形式，即也可以将远端部分113的对应的第四通道120部分设置为多段，可以理解地，由于针体从远端部分113的对应的第四通道120中推出，远端部分113的对应的第四通道120的径向尺寸d6大小应能够保证针体的自由穿梭。

在一些实施例中，远端部分113对应的径向尺寸d6为一个恒定值，从而便于套筒100的加工生产。其中，本实施例中的远端部分113对应的第四通道120的径向尺寸d6大于针体的外径，径向尺寸d6的范围为0.5mm-1.5mm，更优选地d6＝1.0mm。

其中，远端部分113对应的外径尺寸为D2，外径尺寸D2越大，则能够使得贴靠面111的面积更大，能够与目标组织壁1310具有更大的接触面积，从而贴靠能够更稳定。但是，需要说明的是，随着外径尺寸D2的增大，在手术的过程中可弯曲性降低，不便于手术操作。本实施例中的外径尺寸D2的范围为3.0mm-6.0mm，在本发明的一个具体的实施例中，外径尺寸D2＝5.0mm。

在一些实施例中，中间部分114中的第二段1142对应的第四通道120部分的锥角为θ，远端部分113和第二段1142对应的套筒100的长度之和为L2。其中，锥角θ的大小与长度L2成反比，θ越大，L2越短，θ越小，L2越长。同时长度L2的大小与导管211可弯曲性成反比，L2越长，导管211可弯曲性越低，L2越短，导管211可弯曲性越高。因此综合上述关系，本实施例中的θ的范围为90°-140°、L2为1.5mm-2.0mm。在本发明的一个具体的实施例中，θ＝120°、L2＝1.85mm。

请参阅图25至图28,在一些实施例中提供了另一种套筒100，本实施例中的套筒100和上述实施例中的套筒100相比不同之处在于：

本实施例中的套筒100还包括至少一个滑动件140、至少一个弹性件150、至少一个第六通道160。

其中，第六通道160连通第五通道130，本体110的远端面为贴靠面111；第六通道160的远端在贴靠面111上设有开口161，第六通道160的近端封闭或设置阻挡件；滑动件140和弹性件150设置在第六通道160中；滑动件140的远端通过开口161凸出于贴靠面111，滑动件140的近端与弹性件150连接，弹性件150的近端抵接第六通道160的近端。在套筒100上设有滑动件140、弹性件150以及第六通道160，能够通过滑动件140阻断或者连通第五通道130，在往套筒100近端灌注流体后，当套筒100的贴靠面111与组织壁部分贴靠或不贴靠时，第四通道120导通而第五通道130不导通，流体将只从第四通道120流出；当套筒100的贴靠面111余组织壁贴靠时，第四通道120不导通而第五通道130导通，流体将只从第五通道130流出。

在本体110的外壁带有与第六通道160的近端侧相连通的平衡开口1101，滑动件140运动时，通过平衡开口可将第六通道160内近端侧蓄积的流体压力释放，防止滑动件140运动受阻，保持压力平衡。为便于弹性件150的装配，本体110可采用轴向或径向的分体结构。

具体地，请参阅图28，滑动件140上设有通孔141，当弹性件150处于第一状态时，滑动件140位于第一位置，通孔141连通第五通道130；请参阅图26，当弹性件150处于第二 状态时，滑动件140位于第二位置，滑动件140阻断第五通道130。可以理解地，由于滑动件140的远端通过开口161凸出于贴靠面111，此时的弹性件150对应于第二状态，即在本实施例中处于自然状态，滑动件140阻断第五通道130，此时流体只能从第四通道120中流出，可以判断为此时套筒100的贴靠面111未贴靠于组织壁1310上；当滑动件140压缩弹性件150，使得弹性件150处于第一状态时，滑动件140位于第一位置，通孔141连通第五通道130，此时流体仅从第五通道130和通孔141中流出，可以判断此时套筒100的贴靠面111紧密贴靠于组织壁1310上。

此外，本实施例中的套筒100中还设有滑动件140、弹性件150以及第六通道160的方式和上述套筒100中的使用方式相比，当套筒100的贴靠面111部分贴靠组织壁1310上时，滑动件140上的通孔141能够与第五通道130部分重合，此时第四通道120和第五通道130均导通，如图27所示，由于第五通道130变得狭窄，可以减少单位时间内流体的流出量，因此在多次进行选取点位时可以减少造影剂的使用。

其中，滑动件140可以设置为至少一个，可以理解地，由于套筒100的贴靠面111需贴靠于组织壁1310上，贴靠面111具有一定的面积，为了更加准确地判断贴靠面111是否与组织壁贴靠，本实施例中优选设置4个滑动件140，4个滑动件140均匀设置于套筒100上。

其中，由于需要套筒100需要和标测系统之间电信号传递，本实施例中的本体110的侧壁上可以设置至少一个电极，电极通过电导丝连接标测系统，标测系统通过电导丝分别对位于套筒100上的电极施加不同频率的激励信号，并捕捉电极所产生的电场信号或磁场信号，以达到三维标测的目的，从而观察套筒100的使用情况。

或在另一个实施例中，套筒本体110可以直接由金属材质制成，从而本体110直接连接电导丝，即可通过标测系统对本体110传递电信号。

上述套筒100，在用于心脏1000的治疗手术时，通过导引鞘400经股动脉穿刺进入到达左心室1300中以作为介入通道，导管211推动套筒100经导引鞘400的内腔中进入左心室1300，向导管211中注入流体，流体流至套筒100中，根据流体在第四通道120和/或第五通道130中的流出情况，可以判断套筒100是否贴靠于组织壁1310上，并根据该情况来决定是否出针；当流体只从第五通道130中流出时，可以判断贴靠面111贴靠在了组织壁1310上，第四通道120被阻断，此时可以进行出针治疗，反之，则继续调整。

请参阅图29至图34，在一些实施例中公开了一种注射装置200，包括输送组件210和注射组件220。

其中，请参阅图29和图30，输送组件210包括导管211和上述的套筒100，套筒100的近端与导管211的远端连接；注射组件220可移动地设于导管211内，用于向病灶组织注射药液。

上述注射装置200，由于在导管211的远端还设有套筒100，上述套筒100为上述实施例中的任意一种套筒，向套筒100中灌注流体时，根据流体在套筒100中的第四通道120或者第五通道130中的流出情况，可以判断套筒100是否贴靠于组织壁1310上，以判断注射组件220是否可以出针注入药液对心肌组织进行治疗。只要流体不从第四通道120流出时，可以判断贴靠面111贴靠在了组织壁1310上，第四通道120被组织壁封堵，可以进行出针治疗。

其中，由于在治疗手术需要向套筒100中前后输入不同的流体，例如首先注入造影液进行选点，再通过注射组件220注射药液，为了方便手术的进行，本实施例中的导管211和注射组件220之间形成不同的通道，以注入不同的流体。

具体地，请参阅图30，导管211和注射组件220之间具有间隙，该间隙为第一流道240，注射组件220内部具有第二流道250，通过第一流道240和第二流道250能够各自流入流体，例如通过第一流道240注入造影剂进行选点，再通过第二流道250注入造影剂判断是否满足治疗条件，判断符合治疗条件时再通过第二流道250中注入药液对心肌组织进行治疗。

可以理解地，由于标测系统需要向套筒100施加电信号，套筒100和标测系统之间需要进行电连接，因此两者之间还连接有导线230，导线230的远端与电极或本体110连接，导线230的近端与标测系统连接，从而通过在套筒100和标测系统之间还连接有导线230，能 够通过标测系统接收套筒100的信号。

其中，请参阅图32至图34，本实施例中的导线230埋藏于导管211的管壁中。具体地，导管211从内到外分别为：内膜2111、套设于内膜2111外的金属编织网层2112、套设于金属编织网层2112外的高分子层2113，导线230绕设于金属编织网层2112外，其中，金属编织网层2112的材料采用不锈钢，高分子层2113可采用嵌段聚醚酰胺树脂。

导线230可采用金丝、银丝、铜丝等金属线，其中铜丝具有电阻小的优点，但是强度较差；银丝与金丝具有电阻更小的优点，但是密度大，从而重量大，因此本实施例中优选铜丝作为导线。

具体地，将铜丝设置在导管211内时，铜丝包覆在不锈钢编织网层外表面，为避免铜丝直接与金属编织网层2112接触形成电导通，铜丝表面包覆绝缘材料。

其中，铜丝的远端与套筒100连接，其近端与标测系统连接，为保证导通性，本实施例中导线230远近两端均以铜丝绕制线圈状，且在导管211的远近端部分刮掉部分外绝缘层以及高分子层2113来达到加强导通的目的。

其中，请参阅图33，由于导管211需要具有可弯曲的性能，以便正常进行探测点位进行手术，例如，导管211远端带动套筒100进入心脏内时需要进行弯曲，以控制套筒100的贴靠面111能够贴靠于组织壁1310上。其中，导管211远近两端的可弯曲性与导线230的缠绕线圈数成反比，导线230缠绕圈数越多，其硬度越大，导管211上具有该线圈的部分可弯曲性越低，导线230缠绕圈数越少，其硬度越低，导管211上具有该线圈的部分可弯曲性越高，从而本实施例中导线230在近端裸露部分第一长度L3优选为4.0mm-8.0mm，更优选地为6.0mm，其远端裸露部分第一长度L4优选为1.0mm-2.0mm，更优选地为1.5mm。

其中，本实施例中的导线230数量可以是单根，也可以是双根或多根。为了保证测量准确性，本实施例中导线230的数量设置为2根,请参阅图34。其中，导线230外径优选地为0.05mm-0.2mm，更优选地为0.1m，由于导丝外径尺寸越大导管外径尺寸也越大，导致导管的柔软性、抗折性降低和可弯曲性降低，因此将导线230外径设置为0.05mm-0.2mm之间，能够保证导管211的柔软性。

请参阅图30和图31，注射组件220包括针体221、针连接件222以及针连接管223，针连接件222用于连接于针体221和针连接管223之间，使得针体221和针连接管223能够连接为一体，从而通过针连接管223向针体221中提供药液。例如提供水凝胶。

具体地，请参阅图30，针连接管223包括内管2231和外管2232，内管2231和外管2232之间具有间隙，针连接件222的近端套设于内管2231外，且外管2232套设于针连接件222的远端外，针连接件222的远端套设于针体221外，从而实现了将三者连接为一体。

内管2231的内部可作为流体通道(相当于前文中、例如图10b，图13相应实施例中的第一通道)，内管2231和外管2232之间的间隙可作为流体通道(相当于前文的第二通道43)，可以理解的是注射组件220内部的第二流道250包括第一通道41和第二通道43。

加之导管211和注射组件220之间的第一流道240(相当于前文的第三通道45)，即导管211和注射组件220形成有三条流体通道(分别为第一通道41、第二通道43、和第三通道45)，并可根据需要输送不同的流体。其中第三通道45的远端与第四通道120一体连通，第一通道41和第二通道43两者通过注射针头42交汇后经注射针头42远端出口可连通至第四通道120。

图30和图31中可见，针连接件222的侧壁带有连通孔2235，内管2231和外管2232径向之间的流体在到达远端后经由连通孔2235汇入内管2231的内部，即第一通道41和第二通道43连通于注射组件220的远端部位，并通过针体221尖端输出，。图中可见，针连接件222还的侧壁除连通孔2235外还带有连接孔2236，经由连接孔2236可以采用点胶或点焊的方式加强与内管2231的连接。

其中，为了增强针连接管223和针连接件222的远端的连接稳定性，针连接管223在远端部分的外壁上设有多个间隔的凸起2233，从而将针连接管223与针连接件222热熔在一起时，凸起2233之间的凹槽2234用于热熔后进行填充，增加针连接管223与针连接件222之 间的连接力，增加连接稳定性。

请参阅图35和图36，在一些实施例中公开了一种注射系统300，包括手柄310以及上述注射装置200。

其中，手柄310和导管211的近端连接，手柄310设有至少一个注射部311，注射部311、导管211、注射组件220相连通，从而通过手柄310的注射部311中注入流体，并依次流经导管211以及套筒100，后通过套筒100的第四通道120和/或第五通道130中流出，或通过注射部311流经注射装置200，根据标测系统的监测结果，当满足治疗条件时，通过注射组件220中的针体221向目标组织注入药液。

具体地，请参阅图35和图36，为了向导管211以及套筒100中注入不同的流体，进行不同的手术流程，本实施例中的注射部311包括第一注射部3111和第二注射部3112，第一注射部3111和第二注射部3112在导管211和/或手柄310中的注射通道不同，从而可以通过第一注射部3111和第二注射部3112注射不同的药液以进行手术。

具体地，例如第一注射部3111与第一流道240通道相连通，第二注射部3112设于手柄310的轴向方向上，与第二流道250相连通，在进行心梗阻疾病的治疗中，先往第一注射部3111注入造影剂，并根据造影剂在套筒100中的流出方向决定是否出针，在出针后向第二注射部3112首先注入造影剂以判断套筒100是否贴靠在了正确的组织壁上，当套筒100贴靠的位置正确时，再通过第二注射部3112注入水凝胶或其他药液以将其输送至目标组织中。

图中可见第二注射部3112为三通结构，近端带有两个流体输入口，分别可连通第二流道250中的第一通道和第二通道，可根据需要切换造影剂、水凝胶或其他药液。

请参阅图37至图45，本实施例中的注射系统300用于注射水凝胶的使用流程如下：

S11，如图37所示，执行标准的经股穿刺，将导引鞘400由股动脉穿刺进入体内，经主动脉弓1100到达心脏1000的左心室1300；

S12，如图38所示，将套设有可调弯鞘500的导管211沿导引鞘400进入体内，到达左心室1300；

S13，将导管211与标测系统进行电性连接，待标测系统完成建模后，在导引鞘400和可调弯鞘500的协助下，调整导管211的弯曲和位置移动，观察套筒100传送的其在三维影像上的移动点位，并使套筒100的贴靠面111垂直地指向病灶组织的组织壁1310，如图39所示；

S14：在DSA(Digital subtraction angiography，数字减影血管造影)和超声影像的指引下，使套筒100的贴靠面111贴靠到病灶组织的组织壁1310上，如图40所示；

S15：向手柄310的第一注射部3111注射造影剂,使得造影剂依次流经导管211和套筒100，并从套筒的第四通道120和/或第五通道130中流出。此时通过DSA影像判断贴靠面111是否贴紧组织壁1310，若造影剂由第四通道120和第五通道130同时流出，如图42所示，则说明套筒100的贴靠面111还未贴靠或者只是部分贴靠于病灶组织的组织壁1310，部分贴靠时如图43所示；若造影剂只从套筒100的第五通道130中流出，如图41所示，则说明套筒100的贴靠面111已经紧贴靠于组织壁1310上，可执行下一步操作，否则需重复步步骤S13和S14，直至套筒100的贴靠面111贴紧组织壁1310；

S16：如图44-图45所示，通过手柄310中的驱动部3113驱动针体221刺入组织壁1310，首先向手柄310的第二注射部3112中注射造影剂，在DSA影像下观察，若造影剂散开或随某一方向流走，则说明针体221可能刺进梳状肌的沟槽中或刺进了血管中，此时不满足注射水凝胶的条件，需收回针并重复之前的寻找并对准组织壁1310的操作直至满足：在DSA影像下，造影剂形成团状且随心脏跳动，此时即可向第二注射部3112中注射水凝胶2000，使得水凝胶2000植入病灶组织中，注射完毕后收回针体221。

S17：重复以上操作，寻找第二个注射点位，以此类推，直至打满需求的点位后，一次撤出导引鞘400、导管211和套筒100，完成注射手术。

请参阅图38和图46，在一些实施例中公开了一种消融装置，包括输送组件620和消融组件610。

其中，本实施例中的输送组件620远端连接有上述实施例中任意一种套筒100；消融组件610活动穿设在输送组件210中，消融组件610包括消融针612；输送组件620用于经管道介入心脏1000，消融针612自输送组件620和套筒100中穿出后，通过穿刺心内膜进入心肌组织内，以对心肌组织实施消融。

其中，请参阅图38，输送组件620包括导引鞘400和可调弯鞘500，可调弯鞘500活动穿设在导引鞘400内，套筒100设置在可调弯鞘500的远端；消融针612活动穿设在可调弯鞘500内，从而通过可调弯鞘500带动套筒100对组织壁1310进行定位。

请参阅图46，消融组件610包括绝缘套611、消融针612以及第二手柄613，消融针612的近端和第二手柄613连接，消融针612上至少部分设置有消融段，从而通过设置消融段以在消融能量产生装置提供消融能量对心肌组织实施消融。其中，绝缘套管30活动套设于消融针612外并与第二手柄613可拆卸并旋转连接。消融针612的远端伸出绝缘套611，消融针612伸出绝缘套611的部分执行消融操作。

以下对本实施例中的消融装置600进行消融的过程进行说明：

步骤S21,执行标准的经股穿刺，将导引鞘400由股动脉穿刺进入体内，经主动脉弓1100到达心脏1000的左心室1300，如图37所示；

步骤S22,通过可调弯鞘500推动套筒100沿导引鞘400内腔中进入体内，到达左心室1300，如图38所示；

步骤S23，将导管211与标测系统进行电性连接，待标测系统完成建模后，调整可调弯鞘500的弯曲和位置移动，观察套筒100传送的其在三维影像上的移动点位，在导引鞘400和可调弯鞘500的协助下进行选点，并使套筒100的贴靠面111垂直地指向病灶组织的组织壁1310，如图39所示；

步骤S24，在DSA(Digital subtraction angiography，数字减影血管造影)和超声影像的指引下，使套筒100的贴靠面111贴靠到病灶组织的组织壁1310上，如图40所示；

步骤S25，向导管211中注射造影剂,使得造影剂从套筒100中流出。此时通过DSA影像判断贴靠面111是否贴紧组织壁1310，若造影剂由第四通道120和第五通道130同时流出(如图42所示)，则说明套筒100的贴靠面111还未贴靠或者只是部分贴靠于病灶组织的组织壁1310，部分贴靠时如图43所示；若造影剂只从套筒100的第五通道130中流出(如图41所示)，则说明套筒100的贴靠面111已经紧贴靠于组织壁1310上，可执行下一步操作，否则需重复步骤S13和S14，直至套筒100的贴靠面111贴紧组织壁1310；

步骤S26，如图44-图45所示，通过第二手柄613驱动消融针612刺入组织壁1310，通过消融能量产生装置向消融针612提供消融能量以对病灶组织进行消融。

步骤S27，重复以上操作，寻找下一个消融点位，直至完成需求的点位的消融后，导引鞘400、可调弯鞘500、套筒100以及消融针612，完成消融。

请参阅图47，本发明在第六实施例中还提供消融系统700，包括消融能量产生装置710和上述消融装置600。

其中，消融能量产生装置710与消融装置600连接，为消融装置600提供能量。

可以理解地，由于在消融过程中组织以及血液温度会升高，为了对人体进行保护，消融系统700还包括灌注装置720，灌注装置720用于为消融装置600提供液体，从而通过灌注装置720向组织壁1310周围提供流体，以扩大消融范围并冷却消融范围内的组织和血液。其中，灌注装置720提供的流体可以是冷盐水。

参阅图48～图54c，一些实施例公开了一种自适应导引装置1，包括一定长度的中空的柔性导管101，柔性导管101经过预塑形处理，在自然状态下其沿自身的中轴线朝不同平面弯折至少五次，且其中最靠近远端的一次弯折的两平面之间的夹角大于90°，至少四次连续弯折的平面之间角度小于90°，使得至少部分柔性导管适应于主动脉弓部的形状。

其中，至少四次连续弯折的平面之间角度小于90°，可结合下文各弧段理解，例如第一弧段10121、第二弧段10222、第三弧段10123以及第四弧段10124四者各自可以确定一平面，而相邻弧段所在平面的夹角(偏转幅度)小于90°，图中第一弧段10121所在平面W1，第二 弧段1022所在平面W2，平面W1和平面W2的夹角小于90°，其余弧段同理。由于各弧段并不共面，即实现了朝不同平面弯折。

其中最靠近远端的一次弯折的两平面之间的夹角大于90°。柔性导管101可以是前文各实施例中可调弯的导引鞘管1042、或导引鞘400，下文的相关细节可同理应用。由此，通过将导引装置设置为柔性导管101，且柔性导管101经过预塑形处理具有特定形状，使得柔性导管101的远端自然状态下能够适应人体主动脉弓部的形状，由此简化导引操作，提高器械的可靠性，降低对人体血管的挤压阻力，进而减小对血管造成的损伤，提高器械使用的安全性。

本实施例中，为实现自适应导引装置1在人体血管内有较强的适应性，且具备一定的推送性能以及扭控性能，柔性导管101优选采用预塑形的多层鞘管结构，使得自适应导引装置1为一种自适应的导引鞘。预塑形处理是指，将柔性导管放置于具有特定形状的模具中，加热至一定温度使柔性导管形成特定形状的过程。本实施例中，具体包括以下步骤：将多层鞘管放置在模具内，模具的内腔适应于主动脉弓部的形状；将放置好的多层鞘管和模具共同加热，冷却至室温，拆除模具即可。加热的温度和时间依据不同鞘管的材料和结构选择。

在其他可能的实施方式中，柔性导管101还可以是金属管材切割管、金属丝编织管或者其他高分子材质制成的软管，只需采用前述的预塑形处理，使管体具备特定的形状以适应于主动脉弓部的形状即可。

进一步地，本实施例中，柔性导管101的多层鞘管结构至少包括三层，包括由内至外依次设置的内层(图中未标注)、中间层(图中未标注)以及外层(图中未标注)，其中，内层为高分子内膜，可选PTFE(聚四氟乙烯)材质，中间层为金属编织网，可选不锈钢丝网或者钨丝网，外层为高分子外膜，可选PEBAX(聚醚嵌段聚酰胺)材质。可根据血管的曲率情况，对多层鞘管不同位置的管体的外膜的软硬度进行选型设计，以适应不同血管的弯曲特性，同时也可以提高鞘管的推送性能以及扭控性能，例如，PEBAX常用的硬度规格为25D、35D、55D、72D等，可根据实际需求，选择不同硬度的PEBAX作为管体外膜，分别满足管体不同部位的性能需求。

参阅图48～图54c，进一步地，柔性导管101包括由近及远依次连接并连通的主体段1011、过主动脉弓段1012以及远端段1013，过主动脉弓段1012为仿主动脉弓3形状的曲线结构。其中，主体段1011作为柔性导管101整体结构的起始部分，为整体结构提供支撑，过主动脉弓段1012为仿主动脉弓3的形状，用于穿过人体心脏的主动脉弓3部分，提高对主动脉弓3的适应性，降低柔性导管101对血管的挤压阻力，远端段1013作为导管的输出端，为穿装在柔性导管101中的治疗装置提供最终指引。

为进一步便于后续理解及描述的简化，将靠近主体段1011的一侧指定为柔性导管101的近端，而靠近远端段1013的一侧为柔性导管101的远端，器械由柔性导管101的近端穿入，从远端穿出，即柔性导管101的内腔入口设置在近端，而其出口位于其远端。

主体段1011通常为直线段或近似直线段，主要作用是经过股动脉、降主动脉到达主动脉弓3弯曲起始位置，所以是导引鞘最长的部分，长度范围可选为540mm～840mm。

为了避免在弯曲的血管中柔性导管101出现扭曲或者折弯的情况，同时增加柔性导管101的扭控性能，主体段1011通常硬度较高，在本实施例中，主体段1011优选硬度为72D的PEBAX外膜。过主动脉弓段1012与主体段1011、远端段1013相连，用于通过并适应主动脉弓3的形状。

为了提高对主动脉弓3的顺应性，降低对血管的挤压阻力，过主动脉弓段1012采用模仿主动脉弓3的形状曲率的弯曲圆弧段，且由于主动脉弓3是立体弓形，因此，仿弓形的圆弧段越多，导引装置与主动脉弓3的重合度越高，但是加工难度相应会增加，并且过多的圆弧段会导致管体偏硬，通过性降低，并影响自适应性。

参阅图49，进一步地，在本实施例中，过主动脉弓段1012至少包括依次连接且相切的第一弧段10121、第二弧段10222、第三弧段10123及第四弧段10124，第一弧段10121、第二弧段10222、第三弧段10123以及第四弧段10124分布在不同平面上，其中，第一弧段10121 与主体段1011连接并连通，第四弧段10124与远端段1013连接并连通。

由此，使得柔性导管101的过主动脉弓段1012与主动脉弓3的拟合度或者重合度较高，适应性及通过性较好，更能够减小对血管的挤压阻力，以减小血管损伤。

进一步地，第一弧段10121的角度为a1，第一弧段10121圆弧弯曲的半径为R1；第二弧段10222的角度为a2，第二弧段10222圆弧弯曲的半径为R2；第三弧段10123的角度为a3，第三弧段10123圆弧弯曲的半径为R3；第四弧段10124的角度为a4，第四弧段10124圆弧弯曲的半径为R4；

其中，4.5°≤a1≤30°，90mm≤R1≤450mm；25°≤a2≤80°，10mm≤R2≤60mm；20°≤a3≤70°，25mm≤R3≤50mm；20°≤a4≤110°，20mm≤R4≤50mm。

由此，根据常见的主动脉弓3的结构做仿形参数计算，得出以上设置结果，按照以上的参数设置，能够较好地适应绝大多数的人体的心脏中主动脉弓3段的形状，明显能够减小对血管的挤压阻力，以减小血管损伤，提高器械使用的安全性。

另外，为保持过主动脉弓段1012在塑形后有一定的硬度，避免管体在受到血管壁挤压时弯折、或输送器械时将过主动脉弓段1012撑开，在本实施例中，过主动脉弓段1012的PEBAX外膜的硬度优选55D。

参阅图49～图52，进一步地，远端段1013至少包括过渡段10131以及直段10132，其中，过渡段10131为圆弧状，其两端分别与直段10132、过主动脉弓段1012相切，由此，可避免管体的曲率变化过大，减小器械通过导引装置的阻力和困难。

前文中所谓的预塑形处理获得的至少五次弯折，可以理解为其中四次为第一弧段10121、第二弧段10222、第三弧段10123以及第四弧段10124，而第五次则对应被预塑形为圆弧状的过渡段10131。

进一步地，如图50，过渡段10131角度为a5，过渡段10131圆弧弯曲的半径为R5(在第一平面10的投影)，其中，15°≤a5≤70°，25mm≤R5≤45mm。

参考图54c，因过渡段10131的角度a5以及其圆弧弯曲的半径R5的取值最终影响直段10132的指向，同时过渡段10131的弯曲半径也会影响调弯力的大小，尽管弯曲半径越大，过渡段10131的刚性越小，调弯时需要的调弯力就越小，但是也应避免过大的弯曲半径影响管体的通过性。由此，本实施例中通过上述的设置，使得远端段1013在初始状态时能指向前乳头肌5、后乳头肌6的中间位置，确保穿过柔性导管101进入心脏内部的器械，能够拥有更大的操作调节空间和更利于调节的初始位置，即使得输送的器械可操作以及覆盖的范围更广，同时避免影响管体的通过性和调弯力。

参阅图50～52，进一步地，直段10132在第一平面10、第二平面11、第三平面12上投影的中心轴线分别与主体段1011中心轴线所成的夹角分别为α、β、γ，第一平面10为竖直平面，第二平面11为与竖直平面垂直的垂直面，第三平面12为与竖直平面、垂直面均垂直的水平面，其中，35°≤α≤85°，25°≤β≤80°，20°≤γ≤75°。

图中可见，第一平面10和第三平面12垂直相交，为了便于理解，垂直相交位置大致为主体段1011中心轴线，第一弧段10121大致上平置于第三平面12。第一～第四弧段的角度a1～a4可理解为投影至第三平面12后，各段对应的圆心角。

如图所述，以第一弧段10121的角度为例，其投影至第三平面后，按照其半径R1以及可以确定角度a1。

参考图54c，由此，角度α、β、γ共同影响柔性导管101远端的直段10132段的指示方向，α值决定了柔性导管101远端与心脏内部结构中的前乳头肌5、后乳头肌6的贴靠位置，其中，α值越小，柔性导管101的直段10132越贴靠后乳头肌6；α值越大，柔性导管101的直段10132越贴靠前乳头肌5；而β、γ决定了柔性导管101的直段10132与心脏内部结构中的室间隔、游离壁9的贴靠位置，β与γ的值越小，则柔性导管101的直段10132越贴靠游离壁9；β与γ的值越大，柔性导管101的直段10132越贴靠室间隔；本实施例中，采用以上α、β和γ的取值范围设置，将影响柔性导管101的直段10132末端的指向，使其能够准确地指向在乳头肌之前区域的中间位置，避免直段10132末端进入心脏后的初始位置出现在除前 乳头肌5和后乳头肌6中间位置的其他区域，使得柔性导管101的直段10132进入心脏内部后的位置适中，从而柔性导管101的直段10132更易于指向目标区域7，进而快捷锁定目标区域7。

参阅图50、图54c，进一步地，直段10132的长度为l，其中，0＜l＜80mm。本实施例中，直段10132的长度可优选40mm。在可选的范围内，直段10132段的长度越长，则通过直段10132段穿出的器械指向越精准，本实施例中采用以上区间，能够使得穿过直段10132的器械精准到达目标区域7。

为保持过主动脉弓段1012在塑形后有一定的硬度，避免管体在受到血管壁挤压时弯折、在输送器械时将过主动脉弓段1012撑开，在本实施例中，远端段1013中过渡段10131和直段10132的PEBAX外膜的硬度优选25D。

进一步地，过渡段10131在第一平面10上投影的中心轴线与主体段1011中心轴线所成的夹角为δ，其中，第一平面10为竖直平面，0＜δ≤45°。

δ的大小影响了远端段1013的过渡段10131的初始位置，因此，通过上述设置，可以确保完成塑形后，当使用自适应导引装置1进入左心室4时，柔性导管101的过主动脉弓段1012将会处于主动脉弓3的中间位置，这可以为柔性导管101在调整过程发生横向位移时保留足够空间，同时也大大降低了对心脏内部结构的血管、主动脉瓣8的挤压阻力。

参阅图48，进一步地，自适应导引装置1还包括操作手柄102，操作手柄102与主体段1011连接，用于驱使柔性导管101做轴向运动和周向运动。

具体地，操作手柄102便于操作者握持和操作，使得柔性导管101做轴向运动和周向运动，进而使柔性导管101的远端段1013能够精准地指向目标区域7，为后续的治疗器械做精确导引。操作手柄102可采用常见的手柄。

因此，采用本实施例的方案，通过对柔性导管101进行预塑形处理，使得柔性导管101在自然状态下沿中轴线向不同平面弯曲至少五次，从而提高导引装置对血管形态的自适应性，能更好地适应人体主动脉弓3的复杂解剖形态，由此简化导引操作，降低对人体血管的挤压阻力，提高器械的可靠性；同时简化了导引装置结构，提高器械使用的安全性；还避免导引装置在使用时需要较大避让空间，确保导引装置拥有更大的操作调节空间和更利于调节的初始位置，以及避免组织填塞进入避让区域的情况，，进而减小对血管造成的损伤，从而以提高器械使用的安全性。

参阅图55，在一些实施例中，自适应导引装置1还包括牵引组件103，用于精确调节柔性导管101的远端段1013的横向位移，进一步提高对血管形态的适应性。

参阅图55～图58，其中，牵引组件103包括牵引丝1031、牵引通道1032以及锚定环1033，牵引通道1032设置于柔性导管101的管壁中，即牵引通道1032设置在柔性导管101的外层与内层之间，具体地还可以为内层与中层之间，或中层与外层之间；牵引通道1032供牵引丝1031穿入，锚定环1033与远端段1013的过渡段10131固定连接，牵引丝1031与锚定环1033、操作手柄102分别固定连接。

牵引丝1031为具有一定长度、韧性的柔性细丝，可选用不锈钢编织绳、非金属编织绳(如普通缝线)、钢丝、镍钛丝等，在本实施例中，优选不锈钢编织丝，因其具有良好的韧性、抗折性以及柔软性。

牵引通道1032设于柔性导管的管壁中，用于穿设并保护牵引丝1031，牵引通道1032可以是PI(聚酰亚胺)管、PEEK(聚醚醚酮)管、不锈钢切割软管等，但是，若牵引丝1031通道使用的材质硬度过大，则会增加柔性导管101在调弯、做横向位移时的阻力，在本实施例中，牵引导管优选使用PI管。

具体地，操作手柄102通过操作牵引组件103的牵引丝1031拉动锚定环1033，从而牵拉柔性导管101的远端段1013，进而实现控制柔性导管101的远端段1013横向位移的移动幅度及方向，确保柔性导管101的远端段1013处于主动脉弓3的流出道位置，保证其可以拥有较大的可调弯空间，便于进行进一步的临床操作。

参阅图55，进一步地，锚定环1033固定在远端段1013的过渡段10131。

由此，将过渡段10131作为调弯部分，通过操作手柄102牵拉牵引丝1031，可使得过渡段10131随之弯曲，进而带动直段10132发生横向位移，从而实现控制柔性导管101远端段1013的横向位移的移动幅度以及方向，且将过渡段10131作为调弯段，由于末端与直段10132连接，从而只需对过渡段10131进行微小调弯时，则可使直段10132的端部产生较大的位置变化，也即只需较小的调弯力作用下，柔性导管101的远端段1013即可产生较大的位置变化，减少柔性导管101自身所需的活动空间，同时实现对柔性导管101的远端段1013输出端更精确可靠的调节。

参阅图55，进一步地，锚定环1033固定连接在过渡段10131靠近直段10132的一端。

由此，以主体段1011为转动基础，能够最大限度地增大牵引力矩，减小直段10132调节时所需提供的牵引力。

进一步地，锚定环1033可选不锈钢材质，当锚定环1033选用不锈钢材质时，其与牵引丝1031可通过焊接的方式固定连接，在一些实施例中，可在牵引通道1032中设置单根牵引丝1031，并采用焊接的方式使其一端与锚定环1033固定，另一端与操作手柄102固定。

锚定环1033还可选择其他材质的材料，此时，牵引丝1031可通过回路的方式与锚定环1033连接。

在一些实施例中，牵引丝1031设置至少两根，即至少包括第一牵引丝和第二牵引丝，第一牵引丝的一端、第二牵引丝形成一闭合回路的牵引丝组，且牵引丝组的一端与锚定环1033连接，另一端与操作手柄102连接。

由此，通过操作手柄102牵拉牵引丝组，也能实现牵引柔性导管101的远端段1013朝不同的方向偏移的目的。

进一步地，对应每一牵引丝1031设置一牵引通道1032。由此，能避免将多条牵引丝1031设置在同一牵引通道1032而造成堵塞或彼此干涉的现象，保持调节的可靠性，且还有利于缩小单条牵引通道1032的直径同时减小柔性导管101的整体尺寸。

在本实施例中，牵引丝1031与锚定环1033优先使用焊接的方式相连，这样可降低牵引丝1031与锚定环1033的整体外径尺寸，继而减少横向调弯时的阻力，同时也可以降低柔性导管101的外径尺寸；而锚定环1033的材质优先使用钽，相较于不锈钢，钽在超声下的显影效果更好。

参阅图55，进一步地，在柔性导管101预塑形处理前，由远端段1013向主体段1011的方向，牵引通道1032沿垂直于柔性导管101中轴线的投影绕该中轴线逐步旋转偏移。

由此，相比于柔性导管101预塑形处理前，牵引通道1032设置成一条与柔性导管101中轴线平行设置的直线，本实施例中，在柔性导管101预塑形处理后，在远端段1013向主体段1011部分，牵引通道1032能够发生绕中轴线的偏移，穿设在牵引通道1032内的牵引丝1031随之发生偏移，由此，在通过操作手柄102拉动牵引丝1031时，远端段1013更好地以主体段1011为偏转基础，相对于主体段1011发生偏移，减小主体段1011在远端段1013调节时发生的跟随同向的偏移，减低对血管的挤压阻力。

参阅图55～图58，进一步地，牵引通道1032在远端段1013的旋转起点为A，点A绕柔性导管101的周向旋转90°后的点为B，点A和点B之间形成牵引过渡段10321，牵引过渡段10321包括过主动脉弓段1012的一部分或全部，或者包括主体段1011的一部分或全部。

由此，可将牵引通道1032偏转的终点设置在过主动脉弓段1012或者主体段1011，根据实际设计和使用的效果进行设定调节。

参阅图55及图59，牵引过渡段10321的长度L影响柔性导管101在横向调弯时扭转偏移的大小：当牵引过渡段10321的长度过短，进行横向调弯时，则需要的调弯力较大；当牵引过渡段10321的长度L过长，甚至整根牵引丝1031沿着牵引丝1031位置A旋转延伸至操作手柄102，在对柔性导管101的远端段1013调节时，容易导致柔性导管101整体往牵引丝1031位置方向偏移，继而增大柔性导管101的偏移幅度，增加对血管的挤压，容易造成血管损伤。本申请中，牵引过渡段10321的长度L的范围为：0mm＜L≤250mm。

进一步地，由于主体段1011的PEBAX外膜的硬度较高，牵引丝1031对主体段1011的 影响较小，因此，牵引过渡段10321的长度主要影响过主动脉弓段1012在调弯时拉力的大小和偏移幅度，本实施例中，牵引过渡段10321的长度优选为40mm，这时调弯拉力以及过主动脉弓段1012的偏移幅度都能保持在理想状态。

由于将远端段1013中的过渡段10131设置为实现横向位移的调弯段，其PEBAX外膜的硬度值与牵引丝1031的调弯力值成正比，PEBAX外膜的硬度值越低，则柔性导管远端发生位移时，牵引丝1031的调弯力值越小。

因此，将过渡段10131的PEBAX外膜优选为25D，既保证了在满足较小的调弯力要求，同时，也能保持一定的强度，避免管体受到血管壁的挤压而弯折。

此外，由于本实施例的柔性导管101在使用过程中需要发生横向位移，则需要为柔性导管101在主动脉弓3处提供一个支点，使得柔性导管101在支点的前段部分保持不动，在支点后段，通过调弯使柔性导管101远端段1013发生横向位移，从而实现在指定段能往指定方向发生位移。

具体地，如图59、图60所示，设置过主动脉弓段1012中的第四弧段10124作为支点，与主动脉弓3外侧进行贴靠，从而实现在柔性导管101发生横向位移时，给柔性导管101提供合适的支撑力，而第一弧段10121、第二弧段10222、第三弧段10123不与主动脉弓3内侧贴靠，从而降低对血管的挤压阻力。

请参阅图61，在一些实施例中公开了一种经导管治疗系统，其包括上述实施例中任一种自适应导引装置1，还包括活动地穿装于柔性导管101中的治疗装置2，自适应导引装置1用于建立体外经主动脉介入体内的通路，治疗装置2经由柔性导管101穿过主动脉弓。自适应导引装置1的柔性导管101作为整个经导管治疗系统的最外层的鞘管(简称：外鞘管)，通常和导丝相配合，共同建立从体外到体内的通道。

由此，将改进后的上述自适应导引装置1运用在经导管治疗系统中，以提高导引的效率，降低使用的安全风险。

进一步地，治疗装置选自心肌注射装置、心肌消融装置、瓣膜修复装置或瓣膜置换装置中的至少一种。即自适应导引装置1可运用在经导管心内膜注射系统、经导管射频消融系统或者心脏瓣膜修复系统中，以达到提高导引效率，降低器械使用的安全风险的目的。

参阅图61-图63，进一步地，治疗装置2包括调弯鞘201、内鞘管202和治疗组件。其中，调弯鞘201活动穿设于柔性导管101内，并能够单向调弯；内鞘管202活动穿设于调弯鞘201内，治疗组件穿设于内鞘管202中。治疗组件选自注射组件、消融组件、人工心脏瓣膜、瓣膜成形环、瓣膜夹持装置、缝线、组织锚定件或组织穿刺件中的至少一种，例如选择为注射组件203。

调弯鞘201可活动地穿装在自适应导引装置1的柔性导管101的内腔中，并具有单向调弯功能，用于与自适应导引装置1配合输送治疗组件到达预定的治疗位点。内鞘管202可活动地穿装在调弯鞘201内腔中，用于防止治疗组件划破调弯鞘201的内壁，保护和确保治疗组件的运动。

参阅图61、图62、图65、图68，可选地，内鞘管202的远端固定连接有限位件，限位件可为一金属套筒2021，金属套筒2021端面是有一定面积的平面，以避免其与左心室4的游离壁9贴靠时损伤或者扎破游离壁9。金属套筒2021的结构可采用前文各实施例的套筒100或头部32。

以下以治疗组件为注射组件203为例，对本申请的经导管治疗系统进行说明。

参阅图61、图63～图65，图67～图70，示出了一种经导管心内膜注射系统，用于采用经导管的途径，向病变的缺血性心肌组织注射水凝胶、细胞等治疗剂，以改善心脏功能，可以用于心衰治疗。经导管心内膜注射系统包括自适应导引装置1及治疗装置2，其中，自适应导引装置1作为外鞘管，治疗装置2穿设在自适应导引装置1中。治疗装置2包括注射组件203。注射组件203包括注射通道2031和连接并连通在注射通道2031远端的针头2032，针头2032用于扎进心肌游离壁9、并注射造影剂、药物或水凝胶等治疗剂。其中，注射通道2031远端的金属套筒2021的端部平面上设置有供针头2032穿出的通孔；注射通道2031包括药物 注射的内通道(图中未示出)以及造影剂注射的外通道，从而通过造影剂在游离壁9的扩散情况判断金属套筒2021与游离壁9的实际贴靠情况。

具体地，治疗装置2包括穿设在柔性导管101内的调弯鞘201、穿设在调弯鞘201内的内鞘管202，以及穿设在内鞘管202中的注射组件203。通过外鞘管的主要引导，调弯鞘201作为中间支撑以及辅助调节基础，注射组件203能够在从内鞘管202中穿出，进而可向目标区域7(心肌组织)注射治疗药物或其他药剂。图70为经导管心内膜注射系统进一步示例性的结构示意图。

参阅图61、图63、图67-图70，为便于对调弯鞘201、内鞘管202的调节，分别对应调弯鞘201、内鞘管202设置有第一调节手柄204和第二调节手柄205，第一调节手柄204、第二调节手柄205均可采用常规的手柄。

参阅图66，进一步地，调弯鞘201调弯的方向与自适应导引装置1的柔性导管101的远端段1013的调弯方向不同。通过将调弯鞘201的调弯方向与对远端段1013调弯的方向设置为不同，从而可以提高从调弯鞘201中穿出的内鞘管202的指向的调节范围，也即调节最终从内鞘管202穿出的器械的指向，使得经导管治疗系统整体输出端调节的灵活性提高，有利于将穿设在内鞘管202中的器械更精确地引导至目标区域7，实现精确指引。

参阅图66，进一步地，调弯鞘201调弯的方向与自适应导引装置1的柔性导管101的远端段1013的调弯方向大致垂直。

由此，作为一种优选的实施方案，将调弯鞘201沿垂直于远端段1013的调弯方向设置，以提高经导管治疗系统整体输出端调节的灵活性，有利于将穿设在内鞘管202中的器械更精确地引导至目标区域7，实现精确指引。

例如，当使用本申请的心内膜注射系统时，外鞘即自适应导引装置1的柔性导管101的远端段1013发生的是横向位移，穿装在外鞘内腔中的中鞘即调弯鞘201的调弯方向为与横向位移垂直的竖直方向，通过两者不同的调弯方向相互配合，进一步确保将注射组件输送到所需的预期位置实现药物注射，以便实现好的治疗效果。

参阅图54b，本申请一实施例提供用于经导管治疗系统的导向管组件，导向管组件可适应复杂的体内环境，建立介入路径，供内鞘管以及治疗组件等器械递送至体内。导向管组件具有相对的远端和近端，导向管组件的远端部分具有弯曲的延伸路径，且分别包括：

第一弯曲段1051，采用预塑形和/或可调弯的方式获得弯曲角度；

第二弯曲段1052，处在第一弯曲段1051的远端，第二弯曲段1052采用可调弯的方式获得弯曲角度；

第一弯曲段1051和第二弯曲段1052这两者处在不同平面，两者配置于同一管件或分别配置于两根管件，且这两根管件相互活动套设。

以经主动脉介入至左心室为例，第一弯曲段1051可适应性的通过并置于主动脉弓，并支撑在主动脉弓转弯部位的外侧，第一弯曲段1051若采用预塑形方式，则可以在自然状态下获得类似于主动脉弓的造型，而可调弯的方式则允许自然状态下可以是其他造型，在体内根据需要进行调弯并获得相应的形状，当然预塑形和可调弯可以结合使用，尤其在第一弯曲段1051远端，若可主动调弯则更便于获得预期的指向，便于远端的其余部分跨过主动脉瓣。

考虑到治疗(例如注射、消融等)需求，尤其是多点位治疗，第二弯曲端优选采用主动可调弯的方式便于一次介入完成多点治疗。

第一弯曲段1051与第二弯曲段1052可通过同一管件实现，例如调弯鞘201可以在对应位置预塑形获得第一弯曲段1051，并在远端设置为可调弯，以获得第二弯曲段1052，还可是调弯鞘201具有两处或更多的可调弯点，例如在预定的施力点分别配置锚定环，并利用牵引丝调弯。

第一弯曲段1051与第二弯曲段1052还可以采用两个管件分别实现，例如柔性导管101采用预塑形结合调弯的方式形成第一弯曲段1051，第一弯曲段1051可对应柔性导管101的第一～第四弧段以及过渡段。具体参数可以参见其他实施例中有关R1～R5，以及a1～a5等。例如第一弧段的角度为a1，第一弧段圆弧弯曲的半径为R1；第二弧段的角度为a2，第二弧段 圆弧弯曲的半径为R2；第三弧段的角度为a3，第三弧段圆弧弯曲的半径为R3；第四弧段的角度为a4，第四弧段圆弧弯曲的半径为R4；其中，4.5°≤a1≤30°，90mm≤R1≤450mm；25°≤a2≤80°，10mm≤R2≤60mm；20°≤a3≤70°，25mm≤R3≤50mm；20°≤a4≤110°，20mm≤R4≤50mm。过渡段的角度为a5，过渡段圆弧弯曲的半径为R5，其中，15°≤a5≤70°，25mm≤R5≤45mm。

活动穿设在柔性导管101内部的调弯鞘201中的可调弯部分作为第二弯曲段1052，由于两者活动配合，因此在第一弯曲段与第二弯曲段1052划分时可参照具体实施治疗时的形态，此时调弯鞘201远端的至少一部分延伸出柔性导管101，调弯鞘201的远端部分为了对准或切换注射部位采用可调弯方式即提供了第二弯曲段1052。当然调弯鞘201处在柔性导管101内的一部分尽管从划分上属于第一弯曲段，但并不需要做预塑形以及调弯处理，仅仅是被动的、适应性的穿设于柔性导管101内，因此在分析第一弯曲段的形成时并不做讨论。

为了准确跨瓣，第一弯曲段与第二弯曲段之间可通过以延伸段相互衔接，延伸段的构型大致为直线延伸，通过该延伸段通过主动脉瓣，第一弯曲段与第二弯曲段之间的延伸段可以是柔性导管101提供，即柔性导管101最远端带有一直段，或者由调弯鞘201提供，即调弯鞘201在可调弯部位的近端侧带有可延伸出柔性导管101的直段。

第一弯曲段的近端侧可参见前文的主体段1011作为柔性导管101整体结构的起始部分，为整体结构提供支撑。主体段1011并不强调预塑形或调弯，为便于作为空间参照，可近似为自然状态下大致沿直线延伸(可记为参照轴线，可对应主体段1011中心轴线)，为了适应预期的构型，第一弯曲段的远端位置处在主动脉瓣的流出侧并指向主动脉瓣中心部位。

第一弯曲段的近端与第一弯曲段的远端在三维空间上距离例如图49中第一弯曲段的近端X1与第一弯曲段的远端X2在三维空间上距离。

在垂直参照轴线的平面中，第一弯曲段上与参照轴线距离最远的部位与参照轴线之间的距离，体现了第一弯曲段的整体跨度。整体跨度范围例如图51中参照轴线所在位置X3与距离最远部位X4的距离。

第一弯曲段若在被塑形之前(或捋直)，第一弯曲段的远端和第一弯曲段的近端的指向夹角为180，随着第一弯曲段的延伸，即远端指向的逐渐变化，使得远端和近端的指向夹角逐渐缩小，又由于第一弯曲段是非共面的三维姿态，使得最终第一弯曲段的远端和第一弯曲段的近端在三维空间上的指向不共面。

第二弯曲段由于采用主动调弯，因此其空间指向更加灵活，以适应在左心室内不同的指向。为了便于手术过程的监控，导向管组件的远端部位可配置移除或多处显影标识，例如可以直接利用调弯施力点处的锚定环，或额外配置。

为便于配合调弯，可以在第一弯曲段与第二弯曲段各自的远端(一般也是调弯施力点)配置显影标识，不仅如此，还可以在第二弯曲段的近端，以及第一弯曲段与第二弯曲段之间的直段上配置显影标识，例如在直段的远端和近端均配置显影标识，若各段彼此衔接，也可以免除在衔接位置的重复配置。

为了适应不同的治疗部位，导向管组件远端部分的长度可以变化，尤其是第一弯曲段和第二弯曲段这两者之间的距离，例如在一实施例中用于经导管治疗系统的导向管组件，导向管组件具有相对的远端和近端，导向管组件的远端部分包括由近端至远端依次布置的：

第一弯曲段，配置为可调弯方式以获得弯曲角度；

延伸段，所述延伸段的长度可调；

第二弯曲段，配置为可调弯方式以获得弯曲角度。

第一弯曲段和第二弯曲段两者各自的至少一部分可调弯，就调弯本身而言，可利用现有技术实施，例如在调弯的施力点埋入锚定环，通过与锚定环相连的牵引丝进行施力调弯。

本实施例中，第一弯曲段和第二弯曲段这两者分别配置于不同的管件，其中第一弯曲段配置于第一管件；第二弯曲段配置于滑动穿设在第一管件内的第二管件；延伸段包括第一管件中处在最远端部分的直段，以及第二管件可延伸出第一管件部分中、与直段相邻且具有直线延伸趋势的部分。

延伸段的延伸趋势为直线延伸，由于处在第一弯曲段和第二弯曲段之间，因此可由第一管件和第二管件独立或共同提供，在调弯时，或结合在体内的实际构型特点，第一弯曲段和第二弯曲段这两者处在不同平面，而第一弯曲段自身不在同一平面。第一弯曲段自身不仅可以调弯，还可以结合预塑形方式，其预塑形特征可结合前文中关于柔性导管101的各实施例。

延伸段的长度为0～120mm，例如20～120mm，又例如20～80mm，又例如40～80mm。第一管件中，处在最远端部分为直段，该直段也作为延伸段的至少一部分甚至全部，直段长度为0～80mm。例如40～80mm。

第二管件可延伸出第一管件部分中、与直段相邻且具有直线延伸趋势的部分也可以视为延伸段的至少一部分，且该部分长度为0～80mm。例如40～80mm。

通过第一管件和第二管件滑动配合，可灵活且大幅改变第一弯曲段和第二弯曲段的间距，适应复杂的介入路径或多处治疗的切换。

为了获得灵活的远端指向，第一管件与第二管件具有不同的调弯方向。就单一管件而言，其调弯方向一般决定于自身结构，尤其是调弯施力点的周向位置以及管件自身局部强度的变化。例如第一管件与第二管件两者分别具有供调弯牵拉的施力点，且两者的施力点在周向上错位布置，以获得不同的调弯方向。

第一管件与第二管件两者之间不仅沿轴向滑动配合，还可以转动配合，且至少可转动至两者具有不同的调弯方向。例如第一管件与第二管件具有相垂直的调弯方向。

以经主动脉接入为例，第一管件的远端部分需要经过主动脉弓，相应的第一弯曲段的长度为160～300mm，例如200～260mm。经延伸段进入左心室后，第二管件延伸出第一管件的部分主要用于调弯改变空间指向，以适应不同的治疗位置，相应的第二弯曲段的长度为20-80mm，例如40～80mm。

就各弯曲段的而言，第一弯曲段与第二弯曲段分别采用整体调弯或局部调弯的方式，例如第一弯曲段与第二弯曲段的调弯部位邻近各自的远端部位。如前文第一弯曲段中采用预塑形的方式，且在邻近自身的远端部位带有可调弯的过渡段。

为了实时指导手术，准确获知各管件在体内位置或相对姿态，导向管组件中针对调弯的施力点配置有显影标识。例如锚定环自身的材料可以显示于影像设备，第一弯曲段和第二弯曲段两者各自的远端分别作为调弯的施力点并配置有显影标识。

为了进一步获知相对位置和姿态，第一管件和第二管件的远端部位分别间隔配置有两处显影标识，两处显影标识的间距为20-120mm，例如40-80mm，又例如大致为40mm。

结合图53a～图53b，第一管件和第二管件分别以上文的柔性导管101和调弯鞘201为例，柔性导管101上设置显影标识F1、F2，且F2处在F1远端侧，

F1处在第一管件调弯的施力点，对应第一弯曲段与延伸段的衔接部位(过渡段与直段的衔接部位)；F2处在第一管件的最远端。

调弯鞘201上设置显影标识F3、F4，且F4处在F3远端侧，F3和F4对应第二弯曲段的两端，其中F4处在第二管件调弯的施力点。

第二弯曲段的远端可以邻近或作为第二管件的远端，基于第二弯曲段的远端即F4与第二管件的远端间距为0～20mm。延伸段长度可调，从显影标识的布置来看，第二管件在延伸出第一管件远端的状态下，意味着F1与F4的间距可调，F1与F4间距为40～200mm，例如60～120mm，又例如80mm。

关于延伸段的长度变化也可以结合图53a～图53b进一步理解，延伸段包括第一管件中处在最远端部分的直段即F1、F2之间，这部分的长度是固定的。

当F3逐渐暴露于F2远端时，F2与F3之间的长度也视为延伸段的一部分，即第二管件可延伸出第一管件部分中、与直段相邻且具有直线延伸趋势的部分，随着F3进一步向远端运动，F2与F3之间的长度也在变化，可灵活适应不同需求，实现了延伸段的长度变化。

柔性导管101中的显影标识，一方面可获知第一弯曲端远端位置，还可以获知柔性导管101最远端的位置；调弯鞘201的显影标识，一方面可获知第二弯曲端远端位置，还可以配合柔性导管101最远端的显影标识获知第二弯曲段是否完全伸出柔性导管101最远端，至少 第二弯曲段的大部分区域延伸出柔性导管101才便于调弯，否则会受到柔性导管101的干涉，影响调弯效果。结合上文的导向管组件，本申请一实施例还提供一种经导管治疗系统，包括：

导向管组件；

内鞘管，活动穿设于所述导向管组件内；

治疗组件，活动安装在内鞘管内，且可延伸暴露出内鞘管的远端。

为了便于操作，还可以包括：

手柄，手柄有多个，分别配置于治疗组件、内鞘管以及导向管组件的近端；

辅助支架包括导杆以及分别可沿导杆移动且可定位于导杆的多个夹持件，多个手柄分别安装于对应的夹持件，并通过夹持件的运动调节相对位置。

导向管组件中的第一管件和所述第二管件的近端分别配置手柄并对应至辅助支架上各自的夹持件；第一管件和第二管件远端部位显影标识的相对位置通过辅助支架上的夹持件相应调节并可与夹持件的位置相互校验。

关于手柄的具体配置可以结合图1相关实施例所示，例如导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在第一管件内的第二管件，第一管件带有可调弯第一弯曲段，第二管件带有可调弯第二弯曲段；

第一管件的近端连接至导引手柄1044；第二管件的近端连接至调弯手柄1064；内鞘管以及治疗组件的近端均连接至操作手柄20；其中导引手柄、调弯手柄、以及操作手柄三者由远端至近端依次排布且间隔可调。

当第一管件和第二管件结合前文实施例时，例如：

图1，图2中可调弯相连的导引鞘管1042相连的导引手柄1044；可调弯鞘管1062相连的调弯手柄1064；鞘管30相连的操作手柄20；

图46中消融组件610中的第二手柄613，图35中导管211相连的手柄310；

图64中柔性导管101相连的操作手柄102，调弯鞘201相连的第一调节手柄204，内鞘管202相连的第二调节手柄205。

各三个夹持件沿导杆移动通过相应的手柄相应传递至远端。以柔性导管101和调弯鞘201为例，夹持件的运动可反映在远端的位置变化。

为了便于实施操作，各手柄的任意两者具有彼此锁止后的同步运动状态，以及解除锁止后的独立运动状态，处在最近端的两个手柄以调弯手柄以及操作手柄为例，同步运动是可相对于第一管件整体运动，便于长距离快速就位等操作，而需要精细调解时一般独立控制。

为了便于操作，可针对操作手柄配置驱动转轮，驱动转轮通过传动机构带动操作手柄改变与调弯手柄的间距，以实现精细调节，驱动转轮可以配置于辅助支架以带动夹持件，或配置于调弯手柄而驱动操作手柄。

同步运动状态以及独立运动状态的切换可通过锁定机构实现，锁定机构可通过传动机构的联动或解除联动来实现，也可以额外配置。

锁定机构可以作用在夹持件与导杆之间，通过限制夹持件能动与否，即限定了各手柄的联动状态，对于调弯手柄以及操作手柄，锁定机构还可以作用在两者之间。其中治疗组件可以是包括消融针的消融组件，或为注射组件，采用注射组件时经导管治疗系统还包括经由注射组件输送的植入材料，植入材料为水凝胶。

水凝胶体系可选择海藻酸钠-海藻酸钙体系；或海藻酸钠-碱土金属盐体系(碱土金属盐为含有镁、钙、锶、钡的碱土金属盐，所述碱土金属盐的形式为硫酸盐、柠檬酸盐、葡萄糖酸盐、乳酸盐、碳酸盐、磷酸盐、海藻酸盐中的至少一种，具体可选用可溶性钙盐，即为海藻酸钠-可溶性钙盐体系。

本申请经导管治疗系统使用时具有较长的介入路径，例如由股动脉介入经主动脉弓进入心脏，介入路径一般超过1米，加之体外部分延伸的器械，植入材料需要在较小直径的管腔内输送1～2米的距离，例如导向管组件中的第一管件以及第二管件均为1米以上，例如1～2米。因此对凝胶体系的选择对手术效果存在影响。现有技术中凝胶中储能模量不均匀时，其储能模量较大的部分会堵塞针头，使短时间内推送压力迅速增长，不利于水凝胶的远距离导 管注射和(或)植入。水凝胶非现场制备过程可能涉及交叉污染的问题，但水凝胶在现场制备时，所需时间长，容易耽搁手术或实验时间。针对特定的治疗部位，心肌注射凝胶组合物性质要求苛刻，难以平衡物理、化学、生物特性各个性质均适应实际临床需求。

本申请不仅选择合适体系的水凝胶，而且也提供了改进的工艺参数，本申请水凝胶使用时可采用现场配制，通过调整物料比例，使得水凝胶的凝胶时间范围≤1h；例如≤5min；又例如≤1min。

而注射时机控制在凝胶弹性(储能模量G`，一般为2880～4250pa)为注入生物体并交联反应完全后的最大储能模量(一般为4400～5000pa)的60％-85％。另外结合导管介入的输送方式特点，为了获得良好的可注射性能，本申请选择了适宜的凝胶粘性范围，即损耗模量G``为：500±300pa，且储能模量G`＞G``。

心肌修复原理是根据Laplace’s law(拉普拉斯)定律，为达到心脏重构，单点植入凝胶量与单次植入凝胶量的范围选择难以确认。本申请提供了改进的方案，例如针对单个注射位置，即单点的注射凝胶量为300μl，当一次介入治疗针对多个注射位置时，单次注射凝胶量为2～3ml。结合经股动脉-主动脉弓3-左心室4的输送路径特点，以及有关附图50～52的相关内容，本申请一实施例还提供一种经导管治疗系统，包括：

自适应导引装置，包括中空的柔性导管，柔性导管包括由近及远依次连接并连通的主体段、过主动脉弓段以及远端段，其中过主动脉弓段被预塑形处理为分布在不同平面的多个弧段，远端段至少包括过渡段以及直段，过渡段为圆弧状且两端分别与直段、过主动脉弓段相切，过渡段配置为可调弯，直段在第一平面、第二平面、第三平面上投影的中心轴线分别与主体段中心轴线所成的夹角分别为α、β、γ，其中，第一平面为竖直平面，第二平面为与竖直平面垂直的垂直面，第三平面为与竖直平面、垂直面均垂直的水平面，35°≤α≤85°，25°≤β≤80°，20°≤γ≤75°；

调弯鞘，调弯鞘活动穿设于柔性导管内，并能够单向调弯且与远端段的调弯方向不同；

治疗组件，设置在调弯鞘中。

此外还可以进一步包括活动穿设于调弯鞘中的内鞘管，治疗组件活动设置在内鞘管中。

通过柔性导管预塑形与可调弯的结合，使柔性导管远端在与主动脉瓣对中(位置配准)时更加方便快捷，尤其在柔性导管远端不跨瓣操作时，其指向精确性对后续过程中针头的指向调整带来很大影响。

为了提高操作效率，柔性导管的调弯受力位置为过渡段，即锚定环的所在位置，例如邻近与直段10132的衔接部位，其与直段10132远端指向的相关性更强，不仅如此，由于注射部位一般是要避开两处乳头肌，因此调弯鞘201的调弯方向与柔性导管101的预塑形姿态以及调节方向具有内在的协同关联。

经导管治疗系统进行注射时可结合前文中的介入式注射系统1000A，其中治疗组件、内鞘管以及配置的手柄可采用前文中的介入式注射装置100A，分别对应至注射构件40、鞘管30以及操作手柄20，其具体结构特点不再赘述，经导管治疗系统中导向管组件可对应可调弯的导引鞘管1042以及可调弯鞘管1062。

经导管治疗系统进行注射时还可结合前文中的注射装置200，其中治疗组件、内鞘管以及配置的手柄可采用前文中的注射组件220、导管211和手柄310，其具体结构特点不再赘述，经导管治疗系统中导向管组件可对应导引鞘400和可调弯鞘500。

经导管治疗系统进行消融时，治疗组件还可结合前文中的消融组件610。

治疗组件为注射组件时，以下以经股动脉-主动脉弓3-左心室4的输送路径为例，说明本实施例的经导管治疗系统的使用过程，也基于该过程提供了一种经导管的治疗方法，包括：提供上文各实施例的经导管治疗系统；经由主动脉弓将经导管治疗系统的远端部分递送至左心室内；在左心室的心内膜上确认当前治疗位置并进行相应操作。具体步骤包括：

步骤S1：如图67所示，股动脉穿刺后，自适应导引装置1与常规的导丝配合，经股动脉通过主动脉弓3到达左心室4，此时，自适应导引装置1的柔性导管101处于初始状态，其管体的远端居中，处于主动脉瓣8下一定距离的位置；之后将治疗装置2沿着自适应导引 装置1的柔性导管101输送进左心室4，直至内鞘管202远端的金属套筒2021的端部露出；

柔性导管101先到达至预定位置后，再穿送治疗装置2，有利于发挥柔性导管101预塑形的优势，避免与治疗装置2同步输送时对预塑形的影响，柔性导管101的远端也可以采用不跨瓣的方式，即停留于主动脉瓣8上方，并不伸入左心室。

步骤S2：如图67、图69所示，调整柔性导管101的远端输出端指向前后乳头肌6之间，此时往前推送治疗装置2的调弯鞘201，使调弯鞘201的远端与柔性导管101远端输出端保持一定距离，然后对调弯鞘201远端进行调弯，使内鞘管202远端的金属套筒2021朝向目标区域7并尽量与目标区域7垂直；然后，进一步向前推送内鞘管202，直至金属套筒2021抵靠在目标区域7的游离壁9上；

步骤S3：如图65所示，使注射通道2031远端的针头2032扎进游离壁9内，此时，可以向注射通道2031的外通道中注入造影剂并观察造影剂的扩散情况，如造影剂从金属套筒2021周向分布的通孔中扩散出来，说明此时针头2032已牢固刺入治疗位点，此时可向内通道注射水凝胶等治疗剂，使药物填充在游离壁9内，实现药物注射；

关于金属套筒2021远端的就位，也可以采用例如图24中第五通道130的方式，在针头2032扎进游离壁9之前，就可以通过造影剂的流动方向判断金属套筒2021远端面和心肌组织的组织壁是否贴靠或部分贴靠或不贴靠，当然图68中也可见金属套筒2021侧壁带有相当于第五通道的喷射孔322。

步骤S4：如需进行多个治疗位点的注射，后撤针头2032，使针头2032收进金属套筒2021；后撤内鞘管202，使金属套筒2021抵靠在调弯鞘201的远端；保持柔性导管101的调弯行程不变，旋转调弯鞘201，再重复步骤S1～步骤S3，实现对在同一水平上的其他位点进行水凝胶注射；或者增加或降低柔性导管101的行程，配合旋转调弯鞘201，在第一个位点的基础上，实现对乳头肌高位或者低位的位点的选择，再重复步骤S1～步骤S3，实现水凝胶注射；

步骤S5：完成全部治疗位点的药物注射后，后撤针头2032，回撤注射通道2031、释放调弯鞘201、释放柔性导管101；最后再撤出治疗装置2及柔性导管101即可。

针对多点注射的需求，在一实施例中提供了一种经导管心内膜注射系统的控制方法，其中经导管心内膜注射系统包括由外而内依次滑动布置的柔性导管101、调弯鞘201和针头2032，其中柔性导管101的近端受控于操作手柄102，调弯鞘201的近端受控于第一调节手柄204，针头2032的近端受控于第二调节手柄205，且柔性导管101、调弯鞘201可在相应手柄的带动下旋转和调弯。

第二调节手柄205还可以连接内鞘管202，内鞘管202处在针头2032外部且内鞘管202远端连接有金属套筒2021。本实施例经导管心内膜注射系统可采用上文实施例的相关部件。

参阅图71和图72，目标区域7处于左心室LV，柔性导管101既可以自身调弯(如柔性导管101调弯至图72中的柔性导管101’)，又可以在操作手柄102的带动下绕自身纵轴旋转，同理调弯鞘201既可以自身调弯(如调弯鞘201调弯至图72中的调弯鞘201’)，又可以在第一调节手柄204的带动下绕自身纵轴旋转，当然，为了简化调整逻辑，柔性导管101调整就位后可以不再变化，而仅调整调弯鞘201的指向以及远近位置，在多点注射的特定使用条件下，能快速切换注射针头的朝向和位置，提高手术效率。

参阅附图73～图75，在下文一实施例中以多行多列排布的注射位置为例说明经导管治疗系统的操作方法，即连续注射条件下针头的位置调节方法。图中注射位置的排布仅作为示例性的说明，各个注射位置作为目标区域7，处于左心室壁206。实际上可根据病灶面积和位置相应调整。图73～图75中均省略内鞘管202和金属套筒2021，并省略在不同注射位置转移的过程中，针头2032在注射位置改变前收回的过程、以及针头2032在改变注射位置后伸出的过程。

实施注射时，本实施例经导管心内膜注射系统的控制方法包括：

针对当前注射位置进行注射；

获取下一注射位置与当前注射位置的空间偏移；

实施注射。

针对空间偏移采用以下方式的至少一种调节针头位置直至与下一注射位置对应；例如调节针头位置的方式选自调节柔性导管10和/或调节调弯鞘201，调节手段选自旋转、调弯、向远端或近端整体运动。各种方式可组合使用，调节幅度可根据预先建模以及配合实时影像设备等方式实现。针对不同情况下注射位置的变换，可参见以下各例，其他情况可同理操作。

参阅图73，柔性导管保持不变仅调弯鞘201绕自身纵轴旋转即可以使针头2032从注射位置X1转移至注射位置X2。

参阅图74，柔性导管101保持不变、调弯鞘201沿自身纵轴旋转，针头2032从注射位置B1转移至注射位置B2。调弯鞘201调弯使针头2032从注射位置B2转移至注射位置B4。

参阅图75，柔性导管101保持不变、调弯鞘201绕自身纵轴旋转可使针头2032从注射位置C1转移至注射位置C2、注射位置C3。调弯鞘201保持弯曲程度、沿介入路径回撤，针头2032从注射位置C3转移至注射位置C4。调弯鞘201绕自身纵轴旋转，针头2032从注射位置C5转移至注射位置C6。

在有多个注射位置时，优先利用调弯鞘201旋转和调弯，减少沿介入路径轴向移动，即减少相应的潜在手术风险。

可以理解的是，本申请的自适应导引装置1还可应用于例如经导管射频消融系统、心脏瓣膜修复系统等不同领域，根据需要建立体外至体内通道的介入器械，示例实施例不作为对本申请的限定。

例如，参考图76，当自适应导引装置1应用于例如经导管射频消融系统中时，采用消融组件作为治疗组件，消融组件包括消融针13、与消融针13连接并提供消融能量的消融能量产生装置14以及用于提供电解质溶液的灌注装置15，经导管射频消融系统的其他结构可参考以上采用治疗组件选用注射组件的实施情形，即，消融组件还包括调弯鞘、内鞘管和消融针；消融组件活动穿设在自适应导引装置1内，消融针自内鞘管穿出后，通过穿刺心内膜进入心肌组织内，然后能量发生装置为消融针提供能量以对室间隔的心肌组织实施消融，从而通过微创介入的方式治疗肥厚型心肌病(HCM)。

还可以理解的是，当自适应导引装置1应用于例如经导管瓣膜修复系统中时，采用锚钉作为治疗组件时，可以将锚钉通过经导管的方式植入在心室壁，且锚钉连接有e-PTFE缝线，然后将缝线的一端连接至瓣叶，以缝线作为人工腱索，实现瓣膜的腱索修复，或者将多个通过缝线彼此相连的锚钉依次植入在心室壁上，再收紧以实现心室减容或瓣膜成型术，从而通过微创介入的方式治疗瓣膜反流疾病。

综上所述，本发明所提供的自适应导引装置1以及包括该自适应导引装置1的经导管治疗系统，能更好地适应主动脉弓3的复杂解剖形态，并且简化了导引装置结构，提高器械使用的安全性。避免导引装置在使用时需要较大避让空间，确保导引装置拥有更大的操作调节空间和更利于调节的初始位置，以及避免组织填塞进入避让区域，进而减小对血管造成的损伤，提高器械使用的安全性。

本发明方案所公开的技术手段不仅限于上述实施方式所公开的技术手段，还包括由以上技术特征任意组合所组成的技术方案。应当指出，以上仅是本申请的较佳实施方式而已，并非对本申请作任何形式上的限制。虽然本申请已以较佳实施方式揭露如上，然而并非用以限定本申请。任何熟悉本领域的技术人员，在不脱离本申请技术方案范围情况下，都可利用上述揭示的方法和技术内容对本申请技术方案做出许多可能的变动和修饰，或修改为等同变化的等效实施方式。因此，凡是未脱离本申请技术方案的内容，依据本申请的技术实质对以上实施方式所做的任何简单修改、等同变化及修饰，均仍属于本申请技术方案保护的范围内。

Claims (68)

1. 用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述导向管组件具有相对的远端和近端，所述导向管组件的远端部分具有弯曲的延伸路径，且分别包括：

   第一弯曲段，采用预塑形和/或可调弯的方式获得弯曲角度；

   第二弯曲段，处在所述第一弯曲段的远端，所述第二弯曲段采用可调弯的方式获得弯曲角度；

   所述第一弯曲段和所述第二弯曲段这两者处在不同平面，两者配置于同一管件或分别配置于两根管件，且这两根管件相互活动套设。
2. 如权利要求1所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段配置于中空的柔性导管，第二弯曲段配置于调弯鞘；

   所述柔性导管由近及远依次连接并连通的主体段、过主动脉弓段以及远端段，所述远端段至少包括过渡段以及直段；其中过主动脉弓段以及过渡段构成所述第一弯曲段；

   所述调弯鞘单向调弯且与所述柔性导管中的远端段的调弯方向不同，所述调弯鞘的可调弯部分构成所述第二弯曲段。
3. 如权利要求2所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述过主动脉弓段被预塑形处理为分布在不同平面的多个弧段，所述远端段中的所述过渡段为圆弧状且两端分别与所述直段和所述过主动脉弓段相切。
4. 如权利要求3所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述直段在第一平面、第二平面、第三平面上投影的中心轴线分别与所述主体段中心轴线所成的夹角分别为α、β、γ，其中，第一平面为竖直平面，第二平面为与竖直平面垂直的垂直面，第三平面为与竖直平面、垂直面均垂直的水平面，35°≤α≤85°，25°≤β≤80°，20°≤γ≤75°。
5. 如权利要求4所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述过主动脉弓段为仿主动脉弓形的曲线结构，具体包括依次连接且相切的第一弧段、第二弧段、第三弧段及第四弧段，所述第一弧段、所述第二弧段、所述第三弧段及所述第四弧段分布在不同平面上，其中，所述第一弧段与所述主体段连接并连通，所述第四弧段与所述远端段连接并连通。
6. 如权利要求5所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弧段的角度为a1，所述第一弧段圆弧弯曲的半径为R1；所述第二弧段的角度为a2，所述第二弧段圆弧弯曲的半径为R2；所述第三弧段的角度为a3，所述第三弧段圆弧弯曲的半径为R3；所述第四弧段的角度为a4，所述第四弧段圆弧弯曲的半径为R4；

   其中，4.5°≤a1≤30°，90mm≤R1≤450mm；25°≤a2≤80°，10mm≤R2≤60mm；20°≤a3≤70°，25mm≤R3≤50mm；20°≤a4≤110°，20mm≤R4≤50mm。
7. 如权利要求3所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述过渡段的角度为a5，所述过渡段圆弧弯曲的半径为R5，其中，15°≤a5≤70°，25mm≤R5≤45mm。
8. 如权利要求4所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述过渡段在第一平面上投影的中心轴线与所述主体段中心轴线所成的夹角为δ，其中，第一平面为竖直平面，0＜δ≤45°。
9. 如权利要求2所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述直段的长度为l，其中，0＜l＜80mm。
10. 如权利要求2所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述过渡段通过牵引组件配置为可调弯的方式，所述牵引组件包括牵引丝、牵引通道以及锚定环，所述牵引通道设置于所述柔性导管的管壁中，供所述牵引丝穿入，所述锚定环与所述远端段的过渡段固定连接，所述牵引丝与所述锚定环连接。
11. 如权利要求10所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述锚定环邻近所述过渡段与所述直段的衔接部位；

    所述锚定环兼做显影标识，且所述直段的远端还配置有显影标识。
12. 如权利要求10所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述牵引通 道在所述远端段的旋转起点为A，点A绕所述柔性导管的周向旋转90°后的点为B，点A和点B之间形成牵引过渡段，所述牵引过渡段包括所述过主动脉弓段的一部分或全部，或者包括所述主体段的一部分或全部。
13. 如权利要求12所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述牵引过渡段的长度为L，其中，0mm＜L≤250mm。
14. 用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述导向管组件具有相对的远端和近端，所述导向管组件的远端部分包括由近端至远端依次布置的：

    第一弯曲段，配置为可调弯方式以获得弯曲角度；

    延伸段，所述延伸段的长度可调；

    第二弯曲段，配置为可调弯方式以获得弯曲角度。
15. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述延伸段的延伸趋势为直线延伸。
16. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段这两者处在不同平面。
17. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段自身不在同一平面。
18. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述延伸段的长度为0～120mm。
19. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段这两者分别配置于不同的管件，其中：

    所述第一弯曲段配置于第一管件；

    所述第二弯曲段配置于滑动穿设在所述第一管件内的第二管件；

    所述延伸段包括所述第一管件中处在最远端部分的直段，以及第二管件可延伸出所述第一管件部分中、与所述直段相邻且具有直线延伸趋势的部分。
20. 如权利要求19所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一管件中，处在最远端部分的直段长度为0～80mm。
21. 如权利要求19所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第二管件可延伸出所述第一管件部分中、与所述直段相邻且具有直线延伸趋势的部分长度为0～80mm。
22. 如权利要求19所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一管件与所述第二管件具有不同的调弯方向。
23. 如权利要求22所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一管件与所述第二管件两者之间还转动配合，且至少可转动至具有不同的调弯方向。
24. 如权利要求23所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一管件与所述第二管件具有相垂直的调弯方向。
25. 如权利要求23所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一管件与所述第二管件两者分别具有供调弯牵拉的施力点，且两者的施力点在周向上错位布置，以获得不同的调弯方向。
26. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第二弯曲段的长度为20-80mm；所述第一弯曲段的长度为160～300mm。
27. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段与所述第二弯曲段分别采用整体调弯或局部调弯的方式。
28. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段与所述第二弯曲段的调弯部位邻近各自所在管件的远端部位。
29. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段中采用预塑形的方式，且在邻近自身的远端部位带有可调弯的过渡段。
30. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述导向管 组件中针对调弯的施力点配置有显影标识。
31. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一弯曲段和所述第二弯曲段两者各自的远端分别作为调弯的施力点。
32. 如权利要求14所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，其中所述第一弯曲段配置于所述第一管件，所述第二弯曲段配置于所述第二管件，各管件的远端部位分别配置有至少两处显影标识，同一管件上的显影标识沿轴向间隔布置。
33. 如权利要求32所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，同一管件上配置两处显影标识，两处显影标识的间距为20-120mm。
34. 如权利要求32所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第一管件上带有第一显影标识和第二显影标识，其中第二显影标识处在第一显影标识的远端侧；

    所述第一显影标识处在所述第一管件调弯的施力点，对应所述第一弯曲段与所述延伸段的衔接部位；所述第二显影标识处在所述第一管件的最远端；

    所述第二管件上带有第三显影标识和第四显影标识，其中第四显影标识处在第三显影标识的远端侧；

    所述第三显影标识和所述第四显影标识对应所述第二弯曲段的两端，其中所述第四显影标识处在所述第二管件调弯的施力点。
35. 如权利要求32所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第二弯曲段的远端与所述第二管件的远端的间距为0～20mm。
36. 如权利要求34所述的用于经导管治疗系统的导向管组件，其特征在于，所述第二管件在延伸出所述第一管件远端的状态下，所述第一显影标识与所述第四显影标识的间距可调；所述第一显影标识与所述第四显影标识的间距为40～200mm。
37. 一种经导管治疗系统，其特征在于，包括：

    权利要求1～36任一项所述导向管组件；

    内鞘管，活动穿设于所述导向管组件内；

    治疗组件，活动安装在所述内鞘管内，且可延伸暴露出所述内鞘管的远端。
38. 如权利要求37所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述经导管治疗系统还包括：

    手柄，所述手柄有多个，分别配置于所述治疗组件、所述内鞘管以及所述导向管组件的近端；

    辅助支架，包括导杆以及分别可沿所述导杆移动且可定位于所述导杆的多个夹持件，多个手柄分别安装于对应的夹持件，并通过夹持件的运动调节相对位置。
39. 如权利要求38所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，所述第一管件和所述第二管件的近端分别配置手柄并对应至所述辅助支架上各自的夹持件；

    所述第一管件和所述第二管件分别带有显影标识，所述第一管件和所述第二管件上显影标识的相对位置通过所述辅助支架上的夹持件相应调节。
40. 如权利要求37所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述治疗组件为消融组件，所述消融组件包括消融针；或所述治疗组件为可供应水凝胶的注射组件。
41. 如权利要求40所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述水凝胶在所述注射组件中供应时的储能模为2880～4250pa，损耗模量为200～800pa。
42. 如权利要求37所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述治疗组件为注射组件，所述注射组件包括针体、针连接件以及针连接管，针连接件用于连接于针体和针连接管，所述针连接管包括内管和外管；所述内管的内部为第一通道，内管和外管之间具有间隙且作为第二通道，导管和注射组件之间为第三通道；

    所述内鞘管的远端设有用于与目标组织区域抵持的套筒，所述套筒包括本体，所述本体沿轴向设有贯穿所述本体的第四通道，且在所述本体的侧壁上设有至少一个第五通道，所述第四通道和所述至少一个第五通道相连通。
43. 如权利要求42所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述本体包括远端部分，所述远端部分设有贴靠面，所述贴靠面用于贴靠心肌组织；所述套筒还包括至少一个滑动件，所述滑动件的至少一部分凸于所述贴靠面，所述滑动件用于选择性的将所述第五通道导通或阻断。
44. 如权利要求43所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述滑动件具有导通所述第五通道的第一位置，以及阻断所述第五通道的第二位置，所述套筒还包括作用于所述滑动件使所述滑动件趋向第二位置的至少一个弹性件。
45. 如权利要求44所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述套筒还包括至少一个第六通道，所述第六通道连通所述第五通道，所述滑动件和所述弹性件设置在所述第六通道中。
46. 如权利要求45所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述第六通道的远端在所述贴靠面上设有开口，所述第六通道的近端封闭或设置阻挡件，所述滑动件的远端通过所述开口凸出于所述贴靠面，所述滑动件依据自身在第六通道内的位置，选择性的将所述第五通道导通或阻断。
47. 如权利要求45所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述滑动件的近端与所述弹性件连接，所述弹性件的近端抵接所述第六通道的近端。
48. 如权利要求45所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述滑动件上设有通孔，当所述弹性件处于第一状态时，所述滑动件位于第一位置，所述通孔导通所述第五通道；

    当所述弹性件处于第二状态时，所述滑动件位于第二位置，所述滑动件阻断所述第五通道。
49. 如权利要求45所述的经导管治疗系统，其特征在于，在所述本体的外壁带有与所述第六通道的近端侧相连通的平衡开口。
50. 如权利要求42所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述本体包括近端部分，所述近端部分的外径从近端到远端方向逐渐增加，所述第四通道对应所述近端部分处的径向尺寸为恒定值或逐渐减小。
51. 如权利要求50所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述本体还包括从所述近端部分过渡到所述远端部分的中间部分，所述中间部分设有所述第五通道，所述中间部分靠近所述近端部分的径向尺寸大于所述中间部分靠近所述远端部分的径向尺寸。
52. 如权利要求51所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述远端部分的径向尺寸为恒定值，或所述远端部分靠近所述中间部分的径向尺寸大于所述远端部分远离所述中间部分的径向尺寸。
53. 如权利要求42所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述本体的侧壁上设置至少一个电极，或所述本体由金属材质制成。
54. 如权利要求42所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述内鞘管以及所述注射组件的近端连接有操作手柄，所述操作手柄包括壳体及驱动组件；所述驱动组件包括与所述壳体转动连接的驱动旋钮及可活动穿设于所述壳体内并与所述驱动旋钮螺接的驱动杆；

    所述内鞘管的近端固定连接所述壳体；

    所述注射组件中的近端固定连接所述驱动杆；

    所述驱动旋钮相对所述壳体的转动驱动所述驱动杆作轴向运动，以带动所述注射组件运动，使得所述针体穿刺入目标组织区域。
55. 如权利要求54所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述驱动旋钮与所述壳体之间设有阻尼结构。
56. 如权利要求55所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述阻尼结构包括阻尼圈及与所述阻尼圈过盈配合的筋板；所述阻尼圈与所述筋板中的一者设于所述壳体上，另一者设于所述驱动旋钮上。
57. 如权利要求56所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述驱动旋钮的部分伸入所述壳体的内部并开设有周向凹槽，所述阻尼圈至少部分收容于所述周向凹槽内，所述壳体的内壁上向内凸设有所述筋板，所述筋板挤压所述阻尼圈。
58. 如权利要求54所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述操作手柄还包括设于所述壳体外的注射接口座，所述驱动杆的近端固定连接所述注射接口座，所述注射组件的近端与所述注射接口座固定连接。
59. 如权利要求54所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述驱动杆沿轴向设有连接通孔，所述连接通孔内穿设有一延伸出所述连接通孔的第一保护管，所述注射组件穿设于所述第一保护管与所述连接通孔内。
60. 如权利要求54所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述操作手柄还包括固定设于所述壳体内的止血阀组件，所述止血阀组件的远端固定连接所述内鞘管的近端；所述止血阀组件包括密封垫片，所述密封垫片内穿设有第二保护管，所述第二保护管与所述密封垫片密封连接，所述注射组件穿过所述第二保护管。
61. 如权利要求54所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述经导管治疗系统还包括反馈机构，所述反馈机构包括：

    中间件，与所述操作手柄的壳体固定连接，所述中间件的外壁上设有第一抵持部；

    套管，活动地套设于所述中间件外，所述套管的内壁上设有第二抵持部，在初始状态下，所述套管的近端贴靠所述壳体的远端，且所述第二抵持部处在所述第一抵持部的近端侧；

    弹性件，所述弹性件的一端与所述第一抵持部抵持，所述弹性件的另一端与所述第二抵持部抵持；

    在所述内鞘管的远端抵持所述目标组织区域的状态下，所述中间件受力挤压所述弹性件，所述中间件相对所述套管向近端运动，使所述套管的近端与所述壳体的远端产生间隙。
62. 如权利要求54所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，其中所述第一弯曲段配置于所述第一管件，所述第二弯曲段配置于所述第二管件；

    所述第一管件采用可调弯的导引鞘管，且近端连接有用于操控导引鞘管的导引手柄；

    所述第二管件采用可调弯鞘管，且近端连接有用于操控所述可调弯鞘管的调弯手柄；

    所述经导管治疗系统还包括调节装置，所述调节装置包括：

    连接件，固定连接所述调弯手柄的近端；

    导向管，所述导向管穿设于所述连接件内并与所述连接件可转动连接，所述内鞘管活动穿过所述导向管；

    中间件，活动地套设于所述导向管外并与所述壳体固定连接；以及

    调节件，可活动地设于所述中间件上，用于沿所述中间件的径向直接或间接地锁定或解锁所述导向管，以限制或允许所述中间件相对所述导向管的轴向运动，以限制或允许所述操作手柄相对所述调弯手柄的轴向运动。
63. 一种经导管治疗系统，具有相对的远端和近端，其特征在于，所述经导管治疗系统包括：

    导向管组件，所述导向管组件包括第一管件以及滑动穿设在所述第一管件内的第二管件，所述第一管件带有可调弯第一弯曲段，所述第二管件带有可调弯第二弯曲段；

    导引手柄，所述第一管件的近端连接至所述导引手柄；

    调弯手柄，所述第二管件的近端连接至所述调弯手柄；

    内鞘管，活动穿设于所述导向管组件内；

    治疗组件，活动安装在所述内鞘管内，且可延伸暴露出所述内鞘管的远端；

    操作手柄，所述内鞘管以及所述治疗组件的近端均连接至所述操作手柄；

    其中所述导引手柄、所述调弯手柄、以及所述操作手柄这三者由远端至近端依次排布且间隔可调。
64. 如权利要求63所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述导引手柄、所述调弯手柄、以及所述操作手柄这三者具有将至少两者彼此锁止后的同步运动状态，以及解除锁止后的独立运动状态。
65. 如权利要求64所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述经导管治疗系统还包括辅 助支架，包括导杆以及分别可沿所述导杆移动且可定位于所述导杆的多个夹持件，所述导引手柄、所述调弯手柄、以及所述操作手柄三者中的至少一者安装于对应的夹持件，并通过夹持件的运动调节位置。
66. 如权利要求65所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述经导管治疗系统中还设有锁定机构，用于锁止后保持所述同步运动状态或，以及解除锁止切换至所述独立运动状态；

    所述锁定机构作用在各夹持件与所述导杆之间，或作用在所述三者中相邻的两者之间。
67. 如权利要求65所述的经导管治疗系统，其特征在于，所述经导管治疗系统中，针对所述操作手柄配置驱动转轮，所述驱动转轮通过传动机构带动所述操作手柄改变与所述调弯手柄的间距。
68. 一种经导管的治疗方法，其特征在于，包括：

    提供权利要求37～67任一项所述的经导管治疗系统；

    经由主动脉弓将所述经导管治疗系统的远端部分递送至左心室内；

    在左心室的心内膜上确认当前治疗位置并进行相应操作。