专利名称：用于液压控制可调节束胃带的压电驱动式波纹管注入器的制作方法
技术领域：
本发明总的涉及医疗可植入的可逆式泵，尤其涉及那些适合长期使用而无流体损失的泵，例如用于液压控制人造括约肌的泵。
背景技术：
自从20世纪80年代初以来，可调节束胃带已经为用于病态肥胖症的胃旁路术和其它不可逆的外科体重减轻治疗提供了有效的备选方案。将束胃带缠绕在患者胃的上部，从而形成限制食物通过胃的上部到达胃下部的人造口。当该人造口具有合适的尺寸时，存留在胃上部的食物会产生阻止过度饮食的饱胀感觉。然而，开始时的失调或随着时间的推移胃中的变化可能导致人造口的尺寸变得不合适，从而有必要调节束胃带。否则，当人造口太小以至于不能妥善地通过食物时，患者会发生呕吐和感到不适。在另一极端情况下，人造口可能太大，由此不能使食物减缓通过胃的上部，从而完全违背了束胃带的目的。
除了用锁定位置来设定束胃带的外直径之外，通常用类似于血压计缚带的向内指向的可膨胀气囊来实现束胃带的可调节性，将诸如盐水这样的流体通过流体注入端口注入所述可膨胀气囊以获得理想的直径。由于可调节束胃带可以长期保持在患者体内，因此将流体注入端口典型地安置于皮下以避免感染，例如安装在胸骨前面或在覆盖其中一个斜肌的筋膜上方。通过将休伯(Huber)尖端针经由皮肤插入到注入端口的硅隔膜中来实现对可调节束胃带中的流体量的调整。一旦拔出该针，该隔膜就依靠由其产生的压缩负荷相对孔密封。柔性导管在注入端口和可调节胃带之间连通。
尽管注入端口已经被成功地用于调整束胃带，但会希望无创地进行调整。休伯尖端注射器的插入典型地由外科医生来进行，这对于病人来说可能是不方便的、疼痛的或昂贵的。另外，可能在注射器的插入部位发生皮肤感染。因此，理想的是遥控可调节束胃带。
已将注入器植入患者体内，用于液体药物的可控制的给药，例如在美国专利No.4,581,018中所描述的。圆柱形金属波纹管具有一活动端，该活动端由导杆拉向其非活动端，所述导杆经过波纹管进入外壳的螺纹孔中。因此，该金属波纹管蓄能器的体积受到导杆的转动数量的严格控制，从而避免了在分配液体药物中不慎超剂量。
然而，注入器泵用来仅沿一个方向被驱动，而调整束胃带的收缩常常要求将流体从弹性气囊中排出以减少收缩以及反向运动以增加收缩。
另外，由于磁共振成像(MRI)的使用变得更加普遍，因此要求植入的装置通常是可操作的并且不受强磁场的影响就日益变得越来越重要。MRI设备产生强磁场，其通量密度可高达3.0特斯拉，该强磁场将会对任何铁磁材料产生强大的磁力。诸如电动机这样的装置可能会被该磁场损坏，或者病人会感到不适。而且，铁磁材料可能会通过干扰磁场而在MRI设备检测和处理的射频(RF)返回中产生伪影。
在诸如美国专利No.6,102,678所述的可植入的蠕动泵中，使用压电驱动系统来提供一种轻质、小型的旋转装置，该旋转装置具有很小的轴向体积并且具有几乎不受外部磁影响的特别理想的特征。尽管蠕动泵与双向金属波纹管蓄能器/泵显著不同，但是理想的是将MRI相容性的类似特征结合到双向注入器泵中。
因此，非常需要适合于医疗植入的可逆式泵来遥控地调整束胃带。
发明内容
本发明通过提供一种不具有铁磁材料的可逆式泵而解决了现有技术中的这些和其它问题，该可逆式泵能为诸如封闭束胃带这样的第二植入装置提供可精确控制的体积。具体而言，通过利用几乎不受外部磁场影响的压电驱动系统，可以使波纹管蓄能器直接塌缩或扩展以正向地排出积聚于其中的流体，由此起到可逆式泵和容器的作用。
在本发明的一个方面中，波纹管蓄能器可以作为部分可植入的装置在更大和更小体积之间有选择性地塌缩或扩展，从而提供另一个可植入构件的双向流体控制。压电驱动实现了波纹管蓄能器的这个选择性运动，所述波纹管蓄能器基本上不受电磁干扰的影响，这意味着该装置即使邻近MRI设备也可以是安全的和可操作的。
从附图和其描述中将明显看出本发明的这些和其它目的以及优点。
尽管该说明书以具体地指出并清楚地要求了本发明权利的权利要求结束，但是相信通过结合附图地参考下面的说明将更好地理解本发明，其中图1是根据本发明的泵系统的示意图；
图2是沿图1的线A-A截取的泵系统的可植入泵的横截面图；图3是沿图1的线B-B截取的可植入泵的横截面图；图4是表示本发明的可植入泵的第一实施例的内部构件的前侧分解等轴测视图；图5是示出了图4的可植入泵的第一实施例的内部部件的后侧、分解等轴测视图；图6是呈框图形式的泵装置的动力、遥测和控制系统的示意图；图7是示出了植入到患者皮下的泵和人造括约肌以及正被从外部调节的该括约肌体积的示意图；图8是示出了用于经由植入的泵调整人造括约肌的本发明方法的流程图；图9是本发明第二实施例的横截面图，其中由多层压电致动器使波纹管盖平移；以及图10是用于经由植入的泵调整人造括约肌的第二种方法的流程图。
具体实施例方式
现在详细地参考附图，其中在所有视图中相同的标号表示相同的元件，图1提供了根据本发明一个实施例的可植入的泵系统20的示意图。如下面将要更详细地描述的，泵系统20可以被植入到患者皮下并且由有源遥测系统控制，以将流体流引入和引出治疗性植入物。尽管在此特别地参考带有诸如可调节束胃带这样的人造括约肌21的可植入泵的使用来描述本发明，但是这种描述实际上是示例性的，不应当被解释成限制意义。本发明的可植入泵也可以被用于许多不同的装置或系统中，在这些装置或系统中需要在两个互连的皮下部件之间提供双向的流体流。
如图1所示，泵系统20包括可植入的泵装置22，该可植入的泵装置22具有围绕该泵装置22的侧面和底部延伸的通常为圆柱形的外壳24和横越顶部延伸的环形盖26。环形盖26可以具有可变的厚度，其最厚部分位于盖26的中心30处(在图2中示出)。外壳24和盖26可以由钛或其它类型的合适的非磁性材料形成，暴露于身体组织和体液中的泵装置22的其它部分也是如此。钛或类似材料的使用防止了泵装置22与可将该泵装置22植入其中的体液和组织起反应。
图2和3是表示泵装置22的第一实施例的内部构件的横截面图，而且图3是图2旋转90°后得到的视图。另外，图4和图5提供了泵装置22从前和后方向的分解等轴测图，其示出了泵装置22内的构件的相对位置。如图2-5所示，盖26的加厚的中心部分30被模制或机加工成包括管道32。导管端口34从在中心部分30中的管道32横向地延伸以与外部流体输送装置，例如图1中所示的导管36连接。管道32将导管端口34与在泵装置22内部中的流体容器38连接在一起。管道22、导管端口34和导管36组合以在流体容器38和第二植入物之间提供双向的流体流。如图1和2所示，盖26包括端口40，皮下注射针头(未示出)可以通过患者皮肤，或者在装置22的植入之前插入该端口中，以便增加或减少容器38中的流体体积。隔膜42被设置在端口40中以允许皮下注射针头注入，同时防止其它流体通过端口40输送。在盖26的周边附近，环形的唇缘28向下延伸并与外壳24重叠接触。外壳24和盖26沿唇边28被焊接在一起以形成气密的密封。
流体容器38包括可塌缩的波纹管44，该波纹管44在顶部周向边缘46处牢固地连接到盖26上。波纹管44由诸如钛的合适的材料构成，所述材料能够在波纹管的折叠处重复弯曲，但是也足够坚硬，以便不受容器38内的压力变化的影响。波纹管44的下部周向边缘被固定到环形的波纹管盖48上，该波纹管盖48在泵装置22内垂直地平移。盖26、波纹管44和波纹管盖48的组合限定了流体容器38的体积。容器38中的体积可以通过使波纹管盖48沿着与盖26相反的向下方向移动而扩大，由此拉伸波纹管44的折叠，并且产生真空以将流体引入容器。同样，容器38中的体积可以通过使波纹管盖48沿着向上的方向朝盖26移动而减小，由此压缩波纹管44的折叠并且迫使流体从容器进入管道32并通过导管端口34排出。
如图2和3所示，波纹管盖48包括一体形成的导杆部分50，该导杆部分50从盖48的中心向下延伸。导杆部分50包括如标号51所示的螺纹，该螺纹与在圆柱形螺母52上的配合螺纹可操作地啮合。当使螺母52围绕导杆部分50的纵向轴线旋转时，导杆部分50和圆柱形螺母52上的配合螺纹51能够使导杆部分50相对于圆柱形螺母52垂直地平移。螺母52的外圆周牢固地连接到旋转驱动板54的轴向孔上。圆柱形驱动环56又安装在旋转驱动板54的外部环形边缘上以在与螺母52相反的一侧上从该板54向下延伸。螺母52、驱动板54和驱动环56通过任何合适的方式全部牢固地连接在一起，形成了一个作为一个单元围绕由导杆部分50形成的纵向轴线旋转的组件。
套筒框架58被设置于泵装置22中并且沿着顶部边缘牢固地连接到环形的唇缘28上。套筒框架58包括在波纹管盖48下方延伸的底部60，以及围绕波纹管44的周边隔开的圆柱形侧壁部分62。圆柱形的绕线管64在套筒框架和波纹管44之间围绕该套筒框架58的内圆周延伸。一个或多个线圈绕组可以围绕绕线管64的圆周缠绕，以用于在外部电力和通信源与泵装置22之间提供经皮信号传递。在图2-5所示的实施例中，在绕线管64上的第一线圈绕组66形成闭环天线(“次级TET线圈”)，该闭环天线电感耦合到外部接口中的初级经皮能量传递(TET)线圈上。当外部接口中的初级TET线圈被激励时，将RF功率信号传输到次级TET线圈66，以提供用于驱动泵装置22的电力供应。在绕线管64上的第二线圈绕组68用于在泵装置22和外部可编程控制接口之间的控制信号传递。线圈绕组68形成一天线(“次级遥测天线”)，该天线电感耦合到在外部装置中的初级遥测天线上，以用于以固定的频率在外部接口和泵22之间传送RF控制信号。套筒72被压配合到套筒框架58中，以在套筒框架58和驱动板54之间延伸。套筒72包括用于螺母52和导杆50的轴向开口。套筒72将套筒框架58和驱动板54分开，以允许驱动板和螺母52相对于导杆50旋转，而且在套筒框架58和驱动板54之间没有干涉。另外，套筒72防止螺母52朝盖26径向或轴向移动。
如上所述，圆柱形螺母52、驱动板54和驱动环56形成组件，当环56被旋转地驱动时，该组件平移波纹管盖48的导杆50。在本发明的第一实施例中，驱动环56被一个或多个压电谐波电动机可旋转地驱动，所述压电谐波电动机利用了一系列谐波振动以在该环中产生旋转。在图2-5所示的实施例中，将一对谐波电动机74，76安置成与驱动环56的内圆周摩擦接触，从而与环接触的电动机的谐波运动产生环56的旋转。在驱动板54下方，电动机74，76可以围绕环56的内圆周隔开180°。电动机74，76安装到支撑板78上，且每个电动机的尖端部分80与驱动环56的内圆周表面摩擦接触。当使电动机74，76通电时，尖端80相对驱动环56振动，以沿环56的内圆周产生“步行”运动，由此旋转环56。
每个电动机74，76内的弹簧(未示出)将电动机尖端部分80偏压成使其与环56连续的摩擦接触，从而能够精确定位驱动环56，并且在电动机致动之间在环56上产生保持力矩，以防止环56的位置偏移。为了提供与电动机尖端部分80的所需的摩擦并且同时也限制尖端部分80上的磨损，可以由陶瓷或其它类似的材料制造驱动环56。
受益于本公开内容的本技术领域的普通技术人员应当理解，可以将压电谐波电动机或者不具有内在磁场或外部磁场敏感性的其它类型的谐波电动机用于本发明中，从而能够使带有该植入物的患者安全地经历磁共振成像(MRI)过程，或者依赖于磁场的使用的其它类型的诊断过程。在本发明中压电谐波电动机而不是电磁伺服电动机的使用允许该装置提供伺服电动机的相同的高分辨率、动态性能，此外MRI还是安全的。用于本发明的合适的压电谐波电动机的一个例子是由以色列Yokneam的Nanomotion有限公司生产的STM系列压电电动机。该电动机在《STM机械组件》和《Nanomotion产品/选择指南》中详细地进行了描述，上述两个资料都由Nanomotion有限公司出版。在不超出本发明范围的情况下也可以将其它类型的谐波电动机用于本发明。这些其它的电动机的例子包括但不限于由德国多特蒙德的Elliptec AB公司生产的Elliptec电动机，其在《Elliptec共振致动器技术手册1.2版》中进行了描述；由瑞士的Creaholic公司生产的Miniswys电动机；由美国犹他州盐湖城的EDO Electro-Ceramic Products生产的PDM 130电动机，其在技术手册《PDA 130型高速压电微定位电动机》中进行了描述；以及由瑞典乌普萨拉的PiezoMotor Uppsala AB生产的Piezo LEGS电动机，其在名为《PiezoMotor Uppsala AB生产的线性压电电动机》的小册子中进行了描述。另外，可以利用压电尺蠖式电动机驱动陶瓷环或板，该陶瓷环或板的运动随后被转换为波纹管的运动。合适的压电尺蠖电动机的例子包括由美国得克萨斯州理查森市的Burleigh EXPO America生产的IW-800系列INCHWORM电动机，以及由纽约Victor的Burleigh Instruments有限公司生产的TSE-820电动机。另外，也可以使用其它类型的旋转摩擦电动机和依靠压电效应来驱动构件的其它类型的电动机，而不超出本发明的范围。
如上所述，使用多个螺钉或其它类型的固定连接机构将第一实施例中的每个电动机74，76安装到板78上。尽管在图中示出了两个电动机，但只要每个电动机的驱动构件与驱动环摩擦接触，就可以使用额外的电动机。除了支撑电动机74，76外，板78还可以包括用于根据从外部装置传来的信号提供动力和操作电动机的控制电路。可选择地，可以在泵装置22中包含单独的电路板，所述泵装置22可包括用于控制电动机74，76的电路。将板78上的控制电路电连接到线圈绕组66，68上，以用于接收动力来驱动电动机74，76，以及用于接收和传输用于泵22的控制信号。板78被连接到导线组件护套81上，该导线组件护套81又通过销83连接到套筒框架58上。板78和框架58之间的连接形成了机械接地，以防止当使电动机通电时板和已连接的电动机74，76在泵装置22内产生扭转。如图3-5所示，板78还可以包括用于保持板支撑件84的一个或多个开口82。支撑件84在电动机74，76之间从板78延伸到驱动板54，以支撑驱动板54并限制板54沿轴向离开波纹管44。
图6提供了本发明的TET动力、遥测和控制系统的示意图。如上所述，泵装置22由有源遥测系统驱动，在该有源遥测系统中使用RF信号将驱动泵所需要的动力从患者体外传输到泵装置22。因此，泵装置22可以不需要电池或其它类型的内部电源，由此不需要更换电源并减小了植入的装置的尺寸。如图6所示，泵装置22由外部装置86控制，该外部装置86包括初级功率和指令控制器88。控制器88产生功率信号，该功率信号驱动初级TET线圈90，以产生RF功率信号92。控制器88还将数据信号传递给通信天线94，所述通信天线94产生用泵装置22的运行数据进行编码的RF遥测信号96。电力和通信信号92，96以不同的固定频率带宽被传输到泵装置22。当外部装置86的天线线圈90，94被放置在或靠近在植入的泵装置22附近的患者皮肤上时，来自TET线圈90的功率信号92在泵内部次级TET线圈66中感生电压。将来自线圈66的功率信号传递到在板78上的内部控制电路100。将该功率信号调节并升高为更高的电压。然后用该信号带动电动机驱动器101。同样，遥测信号96在次级遥测天线68中产生电压信号。在次级遥测天线68中产生的信号被控制电路100解码，并且将来自信号96的控制信息施加于运动控制器98。运动控制器98解释控制数据，以有选择性地将来自电动机驱动器101的动力施加于电动机74，76，从而驱动电动机74，76并移动波纹管44。
运动控制器98通过经由一对电控制线为每个电动机74，76提供合适的电信号而驱动电动机74，76。在示例性的压电谐波电动机实施例中，根据使电动机中的哪一条控制线被激活，驱动环56沿顺时针或逆时针方向旋转。运动控制器98包括用于引导在不同的控制线中的电压信号的开关。当通过第一对控制线施加电压信号时，压电元件以第一模式振动，致使驱动环56沿第一方向旋转。当将电压信号施加到第二对控制线上时，压电元件以第二模式振动，致使驱动环56沿相反的方向旋转。驱动环56沿第一方向的旋转升高了波纹管盖48，由此减小了流体容器38中的体积并迫使流体从泵进入到导管36中。同样，驱动环56沿第二方向，即相反方向的旋转降低了波纹管盖48，由此增加了容器38中的体积并导致流体通过导管36被吸入到容器中。通过使用谐波电动机74，76来旋转驱动环56以及使用导杆部分50充当传动装置以将旋转运动转换为波纹管44的线性运动，泵22提供了进入或离开泵装置22的双向流体流，而不需要额外的电动机或齿轮系统来改变流体流的方向。
初级和次级TET线圈的有效功率耦合在2004年＿＿申请的五个待审结且被共同拥有的专利申请中进行了描述，所有这些申请的全文在此都被引用为参考，这些申请是(1)“带有高长宽比(HIGHASPECT)铁氧体磁芯的经皮能量传递初级线圈”，发明人为J.Giordano、Daniel F.Dlugos，Jr和William L.Hassler，Jr.，序列号No.＿＿；(2)“具有闭环经皮能量传递(TET)动力传递调节电路的医疗植入物”，发明人为William L.Hassler，Jr.、Ed Bloom，序列号No.＿＿；(3)“用于优化经皮能量传递(TET)动力传递特性的空间解耦双次级线圈”，发明人为Reshai Desai、William L.Hassler，Jr.，序列号No.＿＿；(4)“植入的医疗装置的低频经皮遥测”，发明人为William L.Hassler，Jr.，序列号No.＿＿；以及(5)“植入的医疗装置的低频经皮能量传递”，发明人为William L.Hassler，Jr.、DanielF.Dlugos，Jr.，序列号No.＿＿。
图7示出了本发明的泵系统20的一种应用，其中泵装置22控制流体流动到诸如人造括约肌102这样的治疗装置。诸如由标号102表示的人造括约肌能够在希望改变孔口或器官的尺寸的患者体内有许多应用。根据该应用，人造括约肌102可以采取柔软的、基本上不可伸缩的带的形式，所述带包含能够保留流体的可膨胀部分。根据包含于其中的流体的体积，该可膨胀部分能够膨胀或收缩。在图7的示例性实施例中，将带104的可膨胀部分连接到导管36上，以允许流体在带104和泵装置22之间流动。包括柔性材料的带104能够使带104以环绕的方式围绕患者体内的孔口或中空器官缠绕并且使该带的两端彼此连接。当带104环绕孔口或器官时，可以通过导管36使可膨胀部分全部或部分地充满流体以减小由该带形成的直径，并收缩由该带环绕的孔口或器官的尺寸。在图7中，人造括约肌102是一种可调节束胃带装置，将该束胃带装置围绕患者胃肠(GI)系统的一部分放置，以便限制食物摄入到该系统中。适合用于本发明中的束胃带装置的说明在下述一个或多个美国专利中提供于1986年6月3日授权给Kuzmak等人的美国专利No.4,592,339；于1993年7月13日授权给Kuzmak的美国专利No.5,226,429；于2000年8月15日授权给Jakobsson等人的美国专利No.6,102,922；以及于1995年9月12日授权给Kuzmak的美国专利No.5,449,368。上面列出的每个专利都转让给了本发明的受让人并且都包含于此以作参考。如图7所示，将带104缠绕，以便围绕患者GI道的上部并形成通过该胃肠道的受限制的开口。当带104环绕GI道时，可以将流体泵入或泵出该带的可膨胀部分，从而改变GI道中限制的直径。图7还示出了用于控制带104中的流体体积的外部动力和控制源86。如该图所示，装置86的外部天线90，94被定位在邻近植入的泵22的部位的患者皮肤上。在该位置处，外部天线90，94传输动力和控制信号，以操作泵并驱动流体进入或离开带104。
图8提供了显示出泵系统20在调整诸如人造括约肌102这样的治疗装置的直径时的操作的流程图。如图8所示，在初始步骤中(方框110)，通过将外部控制器86定位在邻近植入的泵22的患者皮肤上而开始括约肌调整。在装置86处于适当位置后，医护人员操纵该装置以将RF功率信号92传递到初级TET线圈90(方框112)。RF功率信号92由闭环天线66接收并被传送给内部控制电路100，从而在泵22上提供电力。同样，在方框112的过程中，控制信号96由初级遥测天线94传递给天线线圈68。信号96包括用于指导运动控制器98从泵22配给(或注入)所需的流体体积的数据。在方框114中，将接收的动力和控制信号施加于电动机驱动器101和运动控制器98上。运动控制器98根据控制信号96中的数据确定将要施加给电动机74，76的电压以及施加电压所用的控制线。
在方框116中，运动控制器98将电压信号施加给电动机74，76，以激励每个电动机中的压电元件并且使电动机尖端相对驱动环56振动且旋转该环。在驱动环56已经旋转了指示的转数之后，运动控制器98中断电压信号。当驱动环56正在旋转时，在方框118中，通过波纹管盖48的螺母52和导杆50传递旋转运动，从而使螺纹管盖垂直地平移一段相应的距离，以增加或减小波纹管44的尺寸。在方框120中，当使波纹管盖48平移时，将流体引入或排出波纹管44。如果使波纹管盖48沿向上方向平移，则使波纹管44的体积减小，由此迫使流体从波纹管44进入到导管36中。如果使波纹管盖48沿向下方向平移，则该运动在波纹管44内产生真空，该真空将流体从导管36吸入到在波纹管中形成的流体容器中。当运动控制器98中断穿过电动机74，76的电压信号时，驱动环56的旋转停止，并且波纹管44、导管36和括约肌102中的流体体积稳定并保持固定，直到再次指示运动控制器98去激励电动机。
图9提供了本发明第二实施例的横截面图，其中波纹管盖48由压电致动器驱动而不是由压电电动机驱动。在该实施例中，机械杠杆130代替了由驱动环56和驱动板54以及通过螺母52和导杆50传递的力形成的旋转驱动组件。杠杆130包括在波纹管盖48下方水平地延伸的梁140。延长臂136从梁140的第一端部132垂直地延伸，以将梁140连接到波纹管盖48的下侧。支点138与梁140的第二端部134间隔开并且将梁140连接到控制板78上。延长臂136和支点138具有变窄的沙漏形状并且由一种能够使臂136和支点138根据梁140上的作用力而机械地弯曲的材料构成。
压电致动器142从板78延伸成与在第二梁端部134和支点138之间的梁140直接接触。使致动器142与板78上的控制电路电连接。板78上的运动控制器与致动器142相连，该致动器142用于施加激励电压来驱动致动器142。当致动器142被激励时，它对梁140施加垂直力，根据致动器142由于激励是增大还是减小尺寸而向下拉动梁140或向上推动梁140。由于支点138和臂136的挠性，梁140绕支点138枢转以响应致动器运动。梁140的枢转放大了致动器运动，以在臂136中产生升高或降低波纹管盖48的线性力。根据移动波纹管盖48所需的力和由致动器142产生的梁位移，梁140的长度可以变化。在此第二实施例中，致动器142可以是任何类型的压电致动器，例如多层压电叠层致动器、压电双压电片致动器、或者薄层复合单压电片铁电驱动器(AKA预应力压电复合体(PPC)或Thunder致动器)。另外，能够移动杠杆130的其它类型的压电致动器也可以被采用，而不超出本发明的范围。
图10提供了用于本发明的第二实施例的流程图，其中已改动泵操作以利用用于驱动波纹管盖48的压电致动器142和机械杠杆130。第二实施例的操作对于该过程的初始的三个步骤是相同的。即，将外部控制器86邻近植入物22放置(方框110)，使用动力和遥测天线90，94开始向植入物的传递信号(方框112)以及将接收的信号92，96作用于运动控制器98(方框114)。在方框150处，运动控制器98而不是驱动电动机74，76对致动器142施加电压，该致动器142根据致动器的运动沿向上或向下的方向移动经固定的梁140。梁140的第二端部134的运动导致该梁绕支点138枢转。由于在支点138和梁140的第一端部132之间的距离大于在该支点和梁140的第二端部134之间的距离，所以在梁140绕支点138枢转时，该梁放大了致动器142的运动。在方框152处，将该放大的力通过臂136线性地传递以施加一个力来移动波纹管盖48。在方框154处，波纹管盖48的向上或向下移动或者通过产生真空而将流体吸入波纹管44中，或者以与第一实施例相同的方式通过减小容器体积而迫使流体流出波纹管44。
除了上述的通过机械式放大器传输将电动机或致动器连接到波纹管上的实施例之外，波纹管盖48也可以通过谐波电动机或谐波致动器被直接驱动。在该实施例中，谐波电动机或致动器能够产生足够的致动力和运动范围，以从压电元件的振动或运动直接驱动波纹管盖而无需额外的放大结构。将该致动器与波纹管盖直接摩擦接触地放置并且用足够的电压来激发，以根据振动的方向来向上或向下移动波纹管盖。
在上述的每个实施例中，可植入泵提供了双向流体流以用于调整可植入的医疗装置的尺寸。该泵由压电谐波电动机或压电致动器驱动，所述压电致动器通过遥测从外部供电和控制，由此不需要为了驱动泵电动机而通常是必需的电池或任何类型的铁磁材料。因此，该可植入的泵能够安全地用于MRI过程，或者用于利用磁场的相似类型的过程，而不会使泵扭转或加热该泵。
尽管已经在此处显示和描述了本发明的优选实施例，但对于本领域的普通技术人员来说显而易见的是，这些实施例仅仅作为示例而提供。现在本领域的普通技术人员可进行许多变化、改变和替代而不超出本发明的范围。另外，应当理解的是，上述的每种结构具有一种功能并且这样的结构可以被视为用于实现该功能的手段。
例如，对于本领域的普通技术人员来说显而易见，上述的发明对于其它类型的可植入带具有等同的应用性。例如，将这些带用于治疗大便失禁。这样的一种带在美国专利6,461,292中进行了描述，该专利在此引用为参考。这些带还可用于治疗尿失禁。这样的一种带在美国专利申请2003/0105385中进行了描述，该专利申请在此引用为参考。这些带还可用于治疗胃灼热和/或胃酸回流。这样的一种带在美国专利6,470,892中进行了描述，该专利在此引用为参考。这些带还可以用于治疗阳痿。这样的一种带在美国专利申请公开NO.2003/0114729中进行了描述，该专利在此引用为参考。
作为另一个例子，尽管金属波纹管蓄能器的长期流体完整性在可调节人造括约肌系统中具有很多优点，但是应当理解在一些应用中波纹管蓄能器可以包括其它材料。而且，可以使用活塞状蓄能器，其带有置于活塞和筒体之间的动态密封，而不是依赖于手风琴状侧壁。
因此，本发明希望仅仅由后附的权利要求书的精神和范围来限制。
权利要求
1.一种可植入的装置，其包括蓄能器，其在操作上被构造成在第一体积和第二体积之间选择性地移动；压电驱动器，其与所述蓄能器连接并且在操作上被构造成有选择性地致动在所述第一体积和第二体积之间的所述蓄能器；以及在操作上被构造成控制压电致动器的控制器。
2.根据权利要求1所述的可植入的装置，进一步包括外壳，其中，所述蓄能器包括一被连接到该外壳上的固定部分和一活动部分，所述压电驱动器被连接在所述外壳和所述蓄能器的所述活动部分之间。
3.根据权利要求2所述的可植入的装置，进一步包括传动装置，该传动装置形成与所述外壳接合的导杆，所述压电驱动器包括谐波电动机，该谐波电动机在操作上被构造成围绕导杆接合旋转该传动装置以由此致动所述蓄能器。
4.根据权利要求2所述的可植入的装置，其特征在于，所述活动部分包括连接到所述外壳上的杠杆连接器，所述压电驱动器包括被连接在所述杠杆和所述外壳之间的压电致动器，该压电致动器在操作上被构造成将运动传递给所述杠杆连接器。
5.根据权利要求4所述的可植入的装置，其特征在于，所述压电致动器包括从由多层压电叠层致动器、压电双压电片致动器和预应力压电复合体构成的组中选择的一个压电致动器。
6.根据权利要求4所述的可植入的装置，其特征在于，所述杠杆连接器包括具有与所述蓄能器的所述活动部分连接的第一端部和包括连接到所述外壳上的支点的第二端部的梁，其中将压电致动器连接到邻近该支点连接和外壳的所述梁的第二端部上。
7.根据权利要求1所述的可植入的装置，进一步包括包围所述蓄能器的外壳；以及其在所述外壳上外露并且与所述蓄能器流体连通的隔膜。
8.根据权利要求1所述的可植入的装置，进一步包括与所述压电驱动器和控制器电连通的经皮能量传输(TET)电路。
全文摘要
一种遥控的束胃带系统，其几乎不受诸如来自磁共振成像(MRI)设备的外部磁场的影响，并包含双向泵和流体容器以调节束胃带中的流体体积。压电驱动器(例如旋转致动器、线性致动器)有选择性地压缩和膨胀气密地在诸如钛的生物相容的且非铁磁的外壳内密封的金属波纹管。
文档编号A61B17/12GK1714757SQ20051007303
公开日2006年1月4日 申请日期2005年5月27日 优先权日2004年5月28日
发明者小威廉·L·哈斯勒 申请人:伊西康内外科公司