带有机电阀致动器的可编程分流系统的制作方法

专利名称：带有机电阀致动器的可编程分流系统的制作方法
技术领域：
本发明涉及用于调节和导引体液从患者一个部位到另一个部位的方法和
设备。
背景技术：
脑积水是由脑腔劍茵室内脑Wli液(CSF)的异常积聚所引起的神经系统 疾病。脑积水可感染婴儿、儿童以及成年人，其发生在当脑内CSF的正常引流 以某种方式被阻塞时。这种阻塞可由多种因素引发，所述因素包括例如遗传倾 向性、脑室g5^页内出血、诸如S亩膜炎等感染、或头部外伤。因此，卩膽CSF的 流动引起由脑室系统产生CSF的速率和被吸入血流的CSF的速率之间的不平 衡。这种不平衡增加了施加于脑上的压力，并且导致脑室扩大。如果不治疗的 话，脑积水将导致严重的临床病症，包括硬膜下血肿、脑组织受压、以及血流 受损。
脑积水最为常见的^il过外科手术插入分流系统从而将CSF的流动/AI亩 室转至ij身体的另一个区域来治疗，身体的另一个区域诸如右心房、腹膜或体内 作为循环系统的一部分吸收CSF的其它位置。已经开发出用于脑积水治疗的各 种分流系统。通常，分流系统包括脑室导管、分流阀以及引流导管。在该分流 系统的一端，该脑室导管具有经由患者颅骨中洞插入的第一端，这样第一端存 在于患者脑室内，且脑室导管的第二端通常被连接到分流阀的入口。该脑室导 管的第一端包含多个洞或小孔以允许CSF iSA分流系统。在该分流系统的另一 端，引流导管具有连接到分流阀出口的第一端，且第二端被设计为允许CSF流
出分流系统用于再吸收m血流中。
通常，分流阀具有多种结构，该分流阀对于调节经由分流系统的流体的流 速是有效的。在某些分流阀机构中，流体的流速与阀机构上的压力差成比例。 这些分流阀机构仅在流体压力已达到确定的阈值水平之后才允许流体流动。因 此，当流体压力稍微高于阈值压力水平时，流体的流动速度相对较低，但当压 力增加时，流体的流速同时增加。通常，受到该设备任何滞后的影响，直到颅内压力已经减小别氐于弓硫阀的阈值压力的水平时，弓硫阀允许流体正常流动。 某些常规的分流阀允许处于流体流动将开始时的阈值压力水平的外部调 节以避免有创手术过程。在某些分流系统中，该分流阀包含控制阀压力阈值的 磁化转子。然后，医生可使用外部调节机构来调节分流阀的压力阈值，外部调 节机构诸如磁性程序器。然而，这些磁化转子在外部强磁场存在时被无意识地
调节，例如在MRI过程中。压力阈值的无意识调节会引起CSF引流过渡或引流 不足中的一种，其可导致危险情形，例如硬膜下血肿。
已尝试提供锁合机构来防止无意识的阀调节，即4吏在外部强磁场存在时， 同时允许压力阈值的有意调节。这样的一种方法已在美国专利No.5,643,194中 详细论述，其中Negre描述了一种具有设置在转子上的两相对的微型磁体的锁 合机构。在双向磁场存在时，这些微型磁体在转子中线性移动，基本上在径向 内，以激活锁合工具。然而，Negre锁合工具没有消除在外部强磁场存在时非故 意的阀调节的风险。
另一种方法已在美国专利No.5，637,083中描述，其中Bertrand等描述了一
种包括用于在所需位置锁合转子组件的工具的阀。这个锁合工具使用具有第一 端适于啮合转子组件的外围表面中的一组棘爪的栓，从而防止该转子组件转动。 该锁合工具M51栓-致动工具(pin-actuating means)释放，该栓-致动工具具有两 杠杆将栓从第一延伸位置移动到第二縮回位置，第一延伸位置即在外围表面中 的棘爪内。第一杠杆是具有适于啮合栓的第二端的轴的枢轴杠杆，而第二杠杆 是被偏置的推进栓进入第一延伸位置的手动致动杠杆。然而，这个手动致动杠 杆被定位于阀室内部，该阀室用于抽吸或涌出来自于分流阀的流体。因此，通 过泵增压室内它的位置的优势，从而手动致动杠杆以及栓-致动工具能M^或抑 制泵增压室的功能。
因此，有对用于调节脑wii液流动的设备和方法进行改进的必要。

发明内容
公开了用于调节和导引体液从患者的一个部位到另一个部位的方法和设 备。通常，提供了一种包括可植入的分流系统和系统控制器的装置。当对于可 植入的分流系统提供可利用的各种结构时，在一个示例性的实施例中，该系统 具有用于调节流体流动的可调节的阀、用于测量患者生理特征的传感器元件、 以及适于调节阀阻力的机电阀致动器。该可植入分流系统可与系统控制器电连接。该系统控制器通常适于接收患者的生理特征，并操作机电阀致动器以调节 阀的阻力。在一个示例性的实施例中，该传感器元件是用于检测脑WIS液压力 的压力传感器。在另一个实施例中，该分流系统包括用于测量另外生理特征的 第二传感器元件。该装置可以是电池供电(即，由包含在其内的电池)或由外 部部件供电。
在一个示例性的实施例中，该阀表现为球形阀的形式，该球形阀与机电阀 致动器可操作地相连。当对于机电阀致动器提供多种可利用的结构时，通常， 该致动器包括弹簧和压力设置机构。各种弹簧可被用于阀致动器，例如该阀致 动器包括板弹簧和螺旋弹簧。该压力设置机构还可具有各种结构。例如，在一 个实施例中，该压力设置机构包括适于在转子的致动器之上调节阀阻力的电机 驱动的转子组件。在另一个示例性的实施例中，该压力设置机构包括适用于给 弹簧施加一个力来调节阀阻力的电机驱动止动部件。
通常，该系统控制器适于接收患者的生理特征，并操作机电阀致动器来调 节阀的阻力。在一个示例性的实施例中，该系统控制器包括用于将测量值与预 定的目标值进行比较的微处理器。例如，当该传感器元件为压力传感器时，微 处理器适于将由该传感器元件检测的观糧压力与预定目标值进行比较。为了有 利于比较，该系统控制器还被设计为接收表示目标值的输入信号。除了比较值 以外，该微处理器被编程用于计算对于阀达到目标压力的所需阻力。对于该系 统控制器提供的各种可利用的结构，包括例如其中包含在可植入分流系统内的 控制器的结构，以及其中被设置在与分流系统分离的植入物上的控制器的结构。
用于调节流体流动的，进一步包括与系统控制器通信的外部编程器件。 通常，该编程器件包括用户输入元件，允许操作者输入一个或多个被传送到系 统控制器的指令。例如，该外部编程器件适于将信号传输到系统控制器，该系
统控制器是对于患者CSF压力的预定目标值的表示。该外部编程器件具有各种 结构，在一个示例性的实施例中包括用于将生理特征传送给用户的显示元件。 除了将指令传送给系统控制器以外，该编程器件ra用于为可植入的分流系统 提供动力。
在一个示例性实施例中，该可植入的分流系统、系统控制器和外部编程器 件被设计成经由射频(RF)传输进纟fM信。在示例性的实施例中，该分流系统、 系统控制器和编程器件包括被设计用来在彼此发送和/或接收信号的信号发送器
/接收器或天线。这种通信可提供机电阀致动器的无创控制(non-invasive contrd)。该天线可具有各种结构，也可被设置在该系统中的各个位置。例如，
在一个示例性的实施例中，系统控制器和与itk^接的天线都可被设置在可植入
的分流系统上。在另一个实施例中，该控制器可被包含在可植入的分流系统内， 但天线可被设置在分离的植入物上。然而在另一个示例性的实施例中，该系统 控制器和与lt傻接的天线都被设置在从分流系统分离的植入物上。
此外，还提供了调节脑Wli液流动的方法。通常，包括将目标值与由同可 植入分流系统结合的传感器检测的值进行比较，如果检测的值不等于目标值， 则激活可植入分流系统的机电阀致动器来调节该分流系统的阀的阻力。该方法 还包括将一个或多个目标值输入到外部编程器件，并将这些值传送到可植入分 流系统的系统控制器。在一个示例性的实施例中，可重复进行上述任何步骤直 至检测至啲值等于目标值。


结合附图并且通过以下详细说明，将能够更加充分地理解本发明，其中 图1是本发明的系统的示意图1A是用于调节流体流动的装置的一个实施例的横截面透视图2是机电阀致动器的一个实施例的示意亂
图3是机电阀致动器的另一个实施例的示意亂
图4是用于调节流体流动的分流阀组件的一个实施例的示意图5是用于调节流体流动的分流阀组件的另一个实施例的示意图；以及
图6是用于调节流体流动的分流阀组件的另一个实施例的示意图。
M实施方式
下面描述的几个示例性的实施例将给出此处公开的方法和设备的结构、功 能、制造和使用的原理的整个理解。在附图中图示了这些实施例中的一个或多 个实例。对于本领域的技术人员而言，将根据此处具体描述的以及在附图中图 示的设备和方法来理解，但这种理解不限于示例性的实施例以及仅由权利要求 书定义的本发明的范围。 一个示例性的实施例中相关的图示的或描述的特征可 与其它实施例的特征组合。这种修改和变型是被确定为包括在本发明的范围之 内。
公开了用于调节和导弓l体液从患者的一个部位到另一个部位的设备和方
法。通常，所提供的錢10 (在图1中所示)包括可t!A分流系统12和系统控 制器18。当可利用各种结构时，在一个示例性的实施例中，该装置10具有用于 调节流体流动的可调节阀14、用于观懂患者生理特征的传感器元件20、以及适 于调节阀的阻力的机电阀致动器16。在此使用时，"机电致动器 (electromechanical actuator)"包括被电致动或电控制的机械系统(或机构)，诸 如但不限于，电动机、电磁阀以及线性致动器。该可植入的分流系统可与系统 控制器18电连接，该系统控制器可以，也可不被装配在分流系统的外壳内。该 系统控制器18通常适于接收来自于传感器20的患者的生理特征，并操作该机 电阀致动器16来调节阀14的阻力。该系统控制器18还可/A^卜部编程器件22 接收指令。该装置可以是电池供电(即，由包含在其内的电池)或由外部部件 供电。尽管显示的和描述的设备是用于调节脑Wli液(CSF)的流动，但对于本 领域的技术人员而言应理解为该设备能被用于调节任何 的流动。
图1A图示了用于调节流体流动的装置100的一个示例性的实施例。如上 所示，该装置通常包括可植入的分流系统102和系统控制器104。该分流系统 102适于引流来自于患者身体一个区域的过量流体，荆各该流体导弓倒体内的另 一个位置。对于该分流系统102可提供各种可利用的结构。在此4柳时，分流 涉及转移流体流动的任意设备。本领域的技术人员将意识到用于分流设备的各 种结构是可能的。在如图1A中所示的一个示例性的实施例中，分流系统102 包括定义入口 110的外壳106、出口 112以及在该入口 110和出口 112之间定向 的腔108。该入口和出口 110， 112被分别连接到插入和排出或引流管450 (图4 一6)。例如，在一个实施例中，该装置可被用于治疗脑积水，纟射菌入管插入患 者脑室内，并将引流管插入患者身体的另一个区域内，诸如腹膜。在操作中， 该分流系统102力AI茵室开始，将CSF从插入管经由该腔传送到弓i流管。
该可植入的分流系统102还包括用于调节流体流动的可调节阀114。可在 外壳106内调节阀114的阻力以设定压力阈值，处于TO:CSF该压力阈值时开 始从脑室经阀114流动到患者身体的另一个区域。然而阀114可具有多个结构， 在图1A所示的一个示例性的实施例中，阀114表现为球形阀的形式。如图中所 示，球116被设置在外壳106的腔108中，并位于圆孔118内。尽管阀114以 球形阀显示及描述，但本领域的技术人员应理解为对于可植入分流系统102的 使用可利用多个阀结构。球116可作为止动部件，并调节经过分流系统102的
流体流动。例如，当球116完全位于圆孔118内时，止动流体从分流系统流过。 可选择地，当脑室中的压力超过施加于球116使其位于圆孔118中的力时，允 许流体从分流系统102流过。因此，改变施加于球116的力能有效改变阀114 的阻力(即，处于压力阈值时流体开始从阀114流动)。
多种技术可被用于调节阀114的阻力。例如，在一个示例性的实施例中， 机电阀致动器120与阀114的可操作地相连，并适于调节阀114的阻力。机电 阀致动器120被设计为调节及保持流体开始从阀114流动的压力阈值，从而降 低来自于脑室的CSF过引流或欠引流的任一风险。机电阀致动器120通常包括 弹簧122和压力设置机构124。例如当分流系统受到环境磁力时，该机电阀致动 器120能有效地防止阀114的移动。在某些情况下，例如，分流系统102穀iJ 外部强磁场的影响，诸如当含有被植入的分流系统102的患者处于磁共振成像 (MRI)过程中时。该磁场在分流系统102上产生一个力，引起压力设置机构124 的移动，并导致压力设置机构124调整阀114的位置。然而，当受至臓场影响 时，机电阀致动器120能在适当位置锁定阀114以保持分流系统102内的设定 压力阈值。图1 一3图示了用于JlM分流系统102使用的机电阀致动器120的各 种示例性的实施例。本领域的技术人员应理解为各种弹簧和压力设置机构的结 构可形成机电阀致动器，且该致动器不应被限于下面所述的特征和结构。
如图中所示，机电阀致动器120包括与压力设置机构124结合的板弹簧 122，该压力设置机构具有悬臂126以及转子组件128。如上所示，球形阀的球 116能调节经过分流系统的流体流动。球116被活动地连接到悬臂弹簧122的第 一端122a，该弹簧122的第二端122b可啮合转子组件128的阶梯阵列130。在 这个实施例中，转子组件128包括以盘梯形式的阶梯-步级阵列130来提供以离 散步长的压力设置。该转子组件128还包括致动机构132，该致动机构被设计为 转动与悬臂弹簧122相关的阶梯阵列130。通常，该机构132包括电动机134， 该电动机的操作与阶梯阵列130有关。例如，在如图1A所示的一个示例性的实 施例中，该机构132包括经由提供的每一个齿轮齿(未示出)与阶梯阵列130 连接的货1M-电动机134。各种电动机可被用于转动阶梯阵列130，包括但不限于 货翅-电动机、步进-电机以及压电-电机。
在4顿中，机电阀致动器120的致动机构132可转动与悬臂弹簧122相关 的盘梯阵列130，同时弹簧122的第二端122b可向上或向下移动阵列130的每个阶梯。向上或向下移动弹簧122的第二端122b能有效改变弹簧122的偏移角 度(例如，相对于悬臂126)。弹簧122的偏移角度的改变依次改变由弹簧122 在球116上产生的力。如上所示，改变施加于球116的力可导致确定压力阈值 的相应增加或降低，处于该压力阈值时流体从分流系统102开始流过。
还提供了天线430以允许对于机电阀致动器120的无创控制。如下详细论 述的， 一个或多个天线430具有各种结构，也可被设置在贯穿该系统的各个位 置。通常参照图1，分流系统12、系统控制器18和编程器件22包括信号发送 器/接收器或天线430，其被设计为从彼此发送和/或接收信号以允许装置10的独 立部件彼ifct间育g通信，也有利于装置10的无创控制。
图2图示了用于可植入的分流系统102使用的机电阀致动器200的另一个 示例性的实施例。如图中所示，机电阀致动器200包括板弹簧202，该板弹簧的 操作与采取齿轮组件206的形式的压力设置机构204有关。与图1A所示的实施 例，板弹簧202的第一端202a的操作与球形阀的球116有关，且弹簧202的第 二端202b能啮合于齿轮组件206。该齿轮组件206包括第一齿轮和第二齿轮 206a， 206b。该第一齿轮206a具有在其上形成的一组螺线梯级(未示出)，且 适于啮合弹簧202 。该第二齿轮206b能啮合第一齿轮206a，其也与齿轮组件206 的致动机构208的可操作地相连。该致动机构208被设计为驱动齿轮206a， 206b， 同时转动与弹簧202有关的螺线梯级。图2中所示的机构208包括经由圆柱形 的电动机轴212耦合于第二齿轮206b的微型-电动机210。如上所示，各种电动 机可被用于转动阶梯阵列，包括但不限于微型-电动机、步进-电机、以及压电-电动机。在使用中，致动机构208能驱动齿轮组件206以转动与弹簧202有关 的螺线梯级，且向上或向下逐步移动弹簧202的第二端202b。如上所述，3^种 移动对于弹簧202偏移角度中的改变是有效的，从而改变球116上产生的力， 并增加或斷氐流体开始从该分流系统流动的确定压力阈值。
在图3中显示了机电阀致动器300的另一个示例性的实施例。如所示的， 机电阀致动器300包括螺旋弹簧302，该螺旋弹簧耦合于具有止动元件306和电 机组件308的压力设置机构304。螺旋弹簧302的第一端302a能接合于球形阀 的球116，且弹簧302的第二端302b邻接于止动元件306的远端面对的表面307 。 该止动元件306具有可能的任意结构，例如图3中所示的，止动元件306通常 是圆柱形的盖，该盖具有闭合的远端306b和在其中形成孔309的敞开的近端
306a。该孔309可以是螺纹的，并适于接收和接合电机组件308的螺纹轴308a。 如上所述的一个电机308b能驱动螺纹轴308a在近端和/或远端的方向上移动止 动元件306。该止动元件306的闭合远端306b被设计为给弹簧302施加一个力， 这样止动元件306远端的移动能有效压縮弹簧302，并改变由弹簧302在球116 上产生的力。如上所示，施加到球116的力的改变导致确定的压力阈值的相应 增加或降低，处于该压力阈值时流体从该分流系统开始流出。
该可植入的分流系统进一步包括用于观懂患者的生理特征的传感器元件。 该传皿元件可被耦合到阀，或其可与阀分离。例如，在如图4—6中所示，该 传,元件402与分流系统401电连接，并ffiil线402a将该传感器元件402耦 合到该系统。此外，虽然所示的传感器元件402被设置在分流系统401的CSF 流动路径406内，然而在另一个示例性的实施例中，该传感器元件402可被定 位在CSF流动路径406的外面，虽然该传自元件仍处于患者脑室腔内。该传 感器元件402被设计为测量患者的各种生理特征，包括但不限于CSF压力。尽 管所示的分流系统401具有单一的传 元件402，但对于本领域的技术人员而 言应理解为该系统可包括具有各种不同结构的多个传感器元件。例如，在一个 实施例中，该系统401包括多个压力传感器以测量脑室腔内位于多个点的CSF 压力。在另一个示例性的实施例中，该系统401包括多个传感器元件，每一个 被设计为测量患者的不同生理特征。
如上所述，用于调节流術荒动的装置400还包括系统控制器408。通常， 该控制器408与可植入的分流系统401电 ，并适于接收由传 元件402 湖懂的生理特征，且操作机电阀致动器410以调节阀114的阻力。例如，该系 统控制器408被设计为接收由传感器元件402产生的输入信号，其是生理特征 的测量值(如，CSF压力)的表示。该系统控制器408还被设计为产生并向机 电阀致动器410传输的输出控制信号，i效俞出控制信号控制致动器410调节阀 114的阻力。对于系统控制器408可采用各种结构。例如，如图4和5所示的， 在一个示例性的实施例中，该控制器408被包含在可植入分流系统401内。根 据机电阀致动器410的尺寸和结构，可不需要被包含在分流系统401之内。因 此，在另一个示例性的实施例中，该控制器408可被设置在植入物412之上， 该植入物412与可植入的分流系统401分离(图6)。
该系统控制器408还包括处理单元诸如例如微处理器，其使得控制器408将由传感器元件402检测的观懂生理特征(例如，观糧的CSF压力)与对于生
理特征的预定目标值进行比较。可通过患者的临床评价来确定预定目标值，从 而对于每个特定的患者定制该预定目标值。然后，这个目标值可被预先设定或
编制到系统控制器408中。{顿中，系统控制器408基于判定由传感器元件402 测量的值是否高于、低于或在目标值的可接受范围内的算法工作。基于这种评 价，接着该算法能判定阀114的阻力是否应被增加、降低或保持，以达到对于 患者的目标CSF压力。例如，在测量的生理特征为CSF压力时，如果测量的压 力高于目标压力，贝鹏的阻力被斷氏。相反地，当测量的压力低于目标压力时， 阀114的阻力应被增加。接着，该微处理器能产生输出控制信号给机电阀致动 器410，该机电阀致动器控制致动器410以将其当前阻力调整到所需阻力。如果 测量值基本上与目标值的可接受范围相同，或在目标值可接受范围内，那么保 持当前阻力，不做任何改变。
用于调节流体流动的 400进一步包括与系统控制器408通信的外部编 程器件420。通常，该编程器件420包括用户输入元件，其允许操作者输入被传 送至係统控制器408的一个或多个指令。例如，夕卜部编程器件420适于将信号 传输到系统控制器408，其是对于患者CSF压力的预定目标值的表示。该外部 编程器件420具有各种结构，且在一个示例性的实施例中采取手持的远程控制 的形式。该编程器件420包括用于将输入和/或输出值(例如，对于测量的生理 特征的预定目标值和/或生理特征的观糧值)传输给用户的显示器。除了将指令 传输给系统控制器408以外，该编程器件420腿于为可植入分流系统401提 供动力。
如上所述，所提供的一个或多个天线430允许装置400的独立部件彼ltbl 信，也有利于该装置400的无创控制。该可植入的分流系统401、系统控制器 408和外部编程器件420配备有电路，该电路类似于那些用于在植入物和接收单 元之间传输生理数据(例如，体t显、压力等)的医学遥测系统。例如，系统控 制器408被设计为产生模拟数据信号，接着将该模拟 信号电转换为数字脉 冲，该数字脉冲接下来由射频(RF)传输到外部编程器件420。如图4-6中所示， 分流系统401 、系统控制器408和编程器件420包括设计为从彼此发送和/或接 收信号的信号发送器/接收器或天线430。这种通信可提供机电阀致动器410的 无创控制。该天线430具有各种结构，也可被设置在该系统中的各个位置。例
如，在图4所示的一个示例性的实施例中，彼ltbi接的系统控制器408和天线 430都被设置在可植入的分流系统401 ;tJ:。在另一个实施例中，如图5中所示， 该控制器408被包含在可植入分流系统401内，但天线430被设置在分离的植 入物430a之上。这种结构允许将更大的、功率更高的天线设置在更便利的位置 (例如，患者的臂而非他们的头部)。然而，在如图6所示的另一个示例性的实 施例中，彼 接的系统控制器408和天线430都被设置在与可植入分流系统 401分离的植入物412上。与图5所示的实施例类似，这个实施例提供的对系统 控制器408和天线430的尺寸上的限制较少，此时这些部件不是分流系统401 的一部分。本领域的技术人员应意识到这些只是适于在此处公开的流体调节装 置400中使用的远程通信形式的实例，利用其它的各种无创通信并没背离本发 明的范围。
还提供了调节脑Wli液流动的方法。通常，该方^^括将目标值与由与可 植入的分流系统401连接的传離402检测的值进行比较，如果检测值不等于 目标值时，则致动可植入分流系统401的机电阀致动器410以调节分流系统401 的阀114的阻力。
在一个示例性的实施例中，该方法包括用外部的编程器件420为装置400 通电，并检测脑室腔(例如，CSF压力)的生理特征。然后，将测量的值与对 于那个生理特征的预定目标值进行比较。在系统控制器408中预设该预定的目 标值，或者经由外部编程器件420在该控制器内编制预定的目标值。如果系统 控制器408判定观糧值不等于目标值，贝ij为了达至树于那个生理特征的预定目 标值，控制器408判定对于阀114的阻力应被增加或降低。接着，系统控制器 408产生并传输致动信号以致动机电阀致动器410，并调节阀114的阻力。如果 测量值基本上与目标值可接受的范围相同，或在目标值可接受的范围内，贝, 114的阻力不做改变。
在外部编程器件420工作中(即，当该设备420被应用于患者，且该装置 401通电时)，在该设备420和系统控制器408之间传输数据。例如，用户向编 程器件420输入目标值，且该设备将4诔目标值的数据传输到系统控制器408。 数据也可在可植入的分流系统401和系统控制器408之间传输。传自元件402 ^^表生理特征的测量值的数据传输到系统控制器408，且该控制器408将命令 传输到机电阀致动器410以调节阀114的阻力。更具体地，该系统控制器408Mil传感器元件402检测生理特征值，该传繊元件402 M5i接收来自于包含 关于生理特征测量值的数据的传mi元件402产生的输入信号来检测。类似地， 系统控制器408通过产生和传输输出控制信号给机电阀致动器410来调节阔114 的阻力，该机电阀致动離制该致动器410以调节阀114的阻力。
在J^方法的应用中，如果患者感觉不舒服和/或疼痛，则为装置401通 电，且 ^^卜部编程器件420被传输给系统控制器408。该装置401由患者自 己或他的主治医生开通电源。如果测量值与目标值的可接收范围相同，或在目 标值的可接收范围内，接着系统控制器408被编制为不改变阻力。然而，如果 系统控制器408检测出测量值高于或低于预设目标值，则系统控制器408将命 令发送给机电阀致动器410以调节阀114的阻力。接着，在过去一段时间(例 如， 一天、两天、 一周等)之后允许患者的生理机能对阀114的新的阻力设置 作出反应，当患者仍感觉不舒服、或疼痛、或确定特定生理特征的当前值的简 单需要时，可再次给该装置401通电以测量当前值。如果系统控制器408没有 检测到来自于之前读数的观糧值的改变，该控制器408将另一伯令发送给机 电阀致动器410从而调节阻力。
预期的是重复上述步骤直到获得合适的阻力，同时系统控制器408检测到 测量值接近或已达到对于那个患者的目标值。例如，当患者任何时亥岍始感觉 疼痛或不舒服时，重复上述步骤。然而，为了防止在短暂的时间窗口内反复或 过度的阀114调节，其可^)^患者产生有害健康的结果，系统控制器408可包 括定时关闭机构，该定时关闭机构将限制用户在给定时间段内调节阀的能力。 例如，系统控制器408的阀调节特征可被设计为在每次使用之后失效，直到经 过预设的时间数量(如， 一天、两天、 一周等)由此阀调节特征自动恢复。这 种保护确保在调节之间经过足够的时间数量，这样患者的生理机能不会在短时 间数量内，快速CSF流动变化。当然，预期的是即使该设备的阀调节特征没 有被激舌，系统控制器408仍然具有检测患者脑室腔的生理特征的能力。因此， 采用装置401，即使在调节阀114期间，患者仍能继续监测他的脑室腔生理特征。
基于上述实施例的进一步特征和优势对于本领域的技术人员而言是显而 易见的。因此，除了如附加权利要求书表示的以外，本发明不限于上述特定显 示和描述的内容。这里弓l用的所有出版物和参考在此特意弓l入其全文作为参考。
权利要求
1.一种用于调节流体流动的装置，包括可植入的分流系统，所述可植入的分流系统具有用于调节流体流动的可调节阀，用于测量患者的生理特征的传感器元件，以及适于调节该阀的阻力的机电阀致动器；以及与所述可植入的分流系统电连通的系统控制器，且该系统控制器适于接收患者的生理特征，并操作该机电阀致动器从而调节阀的阻力。
2. 根据权利要求1所述的装置，进一步包括与该系统控制器通信的外部编 程器件。
3. 根据权利要求2所述的装置，其中该外部编程器件包括用于将患者的生 理特征传送给用户的显示器。
4. 根据权利要求3所述的装置，其中该外部编程器件包括用户输入元件， 该外部编程器件被设计为基于用户输入将一个或多个指令传送给系统控制器。
5. 根据权利要求1所述的装置，其中该阀是球形阀。
6. 根据权禾腰求l所述的装置，其中该机电阀致动器包括与压力设置机构 可操作地相连的弹簧。
7. 根据权利要求6所述的装置，其中该弹簧是板弹簧。
8. 根据权利要求6所述的装置，其中该弹簧是螺旋弹簧。
9. 根据权利要求6所述的装置，其中该压力设置机构包括电机驱动的转子 组件，该转子组件适于在该电机的驱动下调节阀的阻力。
10. 根据权利要求6所述的装置，其中该压力设置机构包括电机驱动的止 动元件，该止动元件适于给该弹簧施加一个力以调节阀的阻力。
11. 根据权利要求2所述的装置，其中该传感器元件是用于检测脑脊髓液 压力的压力传感器。
12. 根据权利要求ll所述的装置，其中该系统控制器包括用于将由该传感 器检观啲观懂压力与目标压力进行比较的微处理器。
13. 根据权利要求12所述的装置，其中该系统控制器被设计为接收由外部编程器件产生的输入信号，该信号表示目标压力。
14. 根据权利要求12所述的装置，其中对该微处理器进行编程以计算对于阀达到该目标压力的所需阻力。
15. 根据权利要求1所述的装置，其中该控制器皮包含在该可植入的分流系统内。
16. 根据权利要求2所述的装置，进一步包括与该系统控制器电连接用以与外部编程器件进纟fffi信的天线。
17. 根据权禾腰求16所述的装置，其中该天线被设计为经由射频传输与外部编程器件进行通信。
18. 根据权利要求16所述的装置，其中控制器和天线被设置在与可植入分流系统分离的植入物上。
19. 根据权利要求1所述的装置，其中该可植入的分流系统进一步包括用 于测量其它生理特征的第二传感器单元，该第二传感器单元被设计为将表示其它生理特征的测量值的娜传输给系统控制器。
20. 根据权利要求1所述的装置，其中该可植入的分流系统进一步包括用于为该系统供电的电池。
21. 根据权利要求2所述的装置，其中该外部编程器件适于为该可植入的分流系统提供动力。
22. —种用于调节流体流动的系统，包括具有入口和出口的外壳，该外壳被设计为在该入口和出口之间传送流体；连接到该外壳上的阀，该阀与该入口和出口流体连接，该阀具有适于打开和关闭阀的机电阀致动器；与该机电阀致动器电连接并且适于操作该机电阀致动器的内部系统控制器；与该系统控制器进行通信并且适于测量患者的生理特征的传感器元件；以及适于与内部系统控制器通信并且修改其工作参数的外部系统控制器。
23. 根据权利要求22所述的系统，其中该阀为球形阀。
24. 根据权利要求23所述的系统，其中该机电阀致动器包括与压力设置机 构可操作地相连的弹簧。
25. 根据权利要求24所述的系统，其中该弹簧为板弹簧。
26. 根据权利要求24所述的系统，其中该弹簧为螺旋弹簧。
27. 根据权利要求22所述的系统，其中该传麟元件是用于检测脑室腔内的压力变化的压力传感器。
28. 根据权利要求22所述的系统，进一步包括与内部系统控制器电连接用 于与外部系统控制器进tfM信的天线。
29. —种用于在脑积水患者中调节脑 液流动的方法，包括以下步骤 将目标值与由和可植入分流系统连接的传感器检测到的值进行比较；以及 如果检测到的值不等于目标值，致动可植入分流系统的机电阀致动器以调节该分流系统的阀的阻力。
30. 根据权利要求29所述的方法，进一步包括检测脑室腔的生理特征值。
31. 根据权利要求30所述的方法，其中检观性理特征值包括将表示从传感 器元件检观啲生理特征值的数据传输给可植入分流系统的控制器。
32. 根据权利要求31所述的方法，进一步包括经该控制器产生致动信号以 致动机电阀致动器。
33. 根据权利要求32所述的方法，其中产生致动信号以致动机电阀致动器， 且调节阀的阻力包括确定所需阻力以达到目标值。
34. 根据权利要求29所述的方法，进一步包括将目标值传输给可植入分流 系统的控制器。
35. 根据权利要求34所述的方法，其中目标值经由外部编程器件进行传输。
36. 根据权利要求35所述的方法，进一步包括将一个或多个目标值输入到 外部编程器件。
37. 根据权利要求35所述的方法，进一步包括用外部编程器件为可植入的 分流系统供电。
38. 根据权利要求29所述的方法，其中致动机电阀致动器以调节阀的阻力 被重复进行直到检测至啲值等于该目标值。
全文摘要
公开了用于调节和导引体液从患者的一个部位到另一个部位的方法和设备。通常，所提供的装置包括可植入的分流系统和系统控制器。该可植入的分流系统具有用于调节流体流动的可调节阀、用于测量患者生理特征的传感器元件、以及适于调节阀的阻力的机电阀致动器。该可植入的分流系统与该系统控制器之间电连接。该系统控制器通常适于接收患者的生理特征，并操作机电阀致动器以调节阀的阻力。该装置还可包括与系统控制器进行通信的外部编程器件。
文档编号A61M27/00GK101342402SQ20081021033
公开日2009年1月14日 申请日期2008年6月27日 优先权日2007年6月29日
发明者C·莫热, L·吕丹 申请人:科德曼及舒特莱夫公司