包括人造收缩性结构的医疗装置制造方法

包括人造收缩性结构的医疗装置制造方法
【专利摘要】本发明设计一种包括人造收缩性结构的医疗装置，该人造收缩性结构有利地用于辅助中空器官的功能。所述医疗装置包括人造收缩性结构，该人造收缩性结构包括：被适于收缩器官的至少一个收缩性元件(100)，以此方式所述收缩性元件(100)处于闲置或被激活位置中；被设计成激活所述收缩性结构的至少一个致动器；以及为所述致动器供能的至少一个能量源。“将该收缩性元件维持在其被激活位置及其闲置位置中所需要的电流与改变该收缩性元件的位置所需要的电流”之比是小于1/500，优选地小于1/800，并且更优选地小于1/1000。所述医疗装置进一步包括用于降低该医疗装置的腐蚀的手段。
【专利说明】包括人造收缩性结构的医疗装置

【技术领域】
[0001] 本发明涉及一种包括由致动器激活的人造收缩性结构的医疗装置，该人造收缩性 结构有利地用于辅助器官如括约肌或心脏的功能。更一般地，它可以用于以减小其直径的 方式来移动或约束身体的中空或管状部位。

【背景技术】
[0002] 使用人造结构来辅助肌收缩是已知的。此类结构被适于辅助心房或心室收缩、或 者辅助或替代天然括约肌。此类人造括约肌的使用在近年来已经增加，这是因为大小便失 禁现在影响了 10%以上的超过60岁的人群并且在超过80岁的患者中大大增加。已经开发 了若干药物或手术的解决方案来治疗大小便失禁。一般而言，治疗大小便失禁的手术的效 果被认为较低。对卫生保健费用和患者的总体生活品质的影响是巨大的。
[0003] 美国医疗系统公司（American Medical Systems)推出了用于尿失禁的AMS800 人造括约肌并且它是由套囊、泵和调压气囊这三个部件构成的。套囊被植入在男性的球状 尿道处并且是借助于流体可充气的。泵被植入在阴囊中并且该调压气囊被植入在腹部中。 使用AMS800时的主要问题是在尿道周围由于恒压造成的组织糜烂、在可充气套囊位置处 的组织的萎缩和刺激、以及如果该装置在机械故障情况下留在封闭位置中时的紧急修复手 术。无论是用于尿失禁还是大便失禁，所有其他商业的人造括约肌都带有类似的缺点。
[0004] Uromedica公司推出了用于尿失禁的ProAct?装置并且它是由两个小的可植入气 囊构成的。在较短的门诊流程期间，将这些气囊如外科手术般地放置在对患者的前列腺进 行了手术治疗的区域中的皮肤下面。这些气囊有助于通过增大排尿所需的压力的量来预防 意外漏尿。当患者需要排尿时，仍需要正常的工作量来将尿推出。然而，来自气囊的压力将 帮助预防无意的尿漏失，例如在打喷嚏或咳嗽的过程中。使用ProACT?的主要问题与使用 上述AMS800人造括约肌的问题相同。
[0005] 由斯特林有限公司（Sterilin Ltd)制造的、类似于AMS800的另一种娃酮液压尿 道括约肌FlowSecure?具有额外的压力传输气囊，将增大的腹内压直接传递至套囊。这个 装置的植入是技术上可行的、但仍是困难的且被报道称在对由多种病因导致的男性尿动力 学应激性尿失禁的短期治疗中是安全且有效的。然而，使用FlowSecure?的主要问题与使 用上述描述的AMS800人造括约肌的问题相同。
[0006] -些公开文献描述了包括形状记忆合金元件人造括约肌的使用，它们适合打开和 关闭活体内的器官的一部分。
[0007] JP 07-051304披露了约束器，该约束器包括具有不同形状记忆的两种形状记忆合 金元件并且被多种覆盖材料覆盖。第一覆盖材料被形成为接近白天的尿道的形状，并且第 二覆盖材料被形成为一半接近晚上尿道的形状。这种括约肌允许改变对尿道的压力，以便 防止白天生活活动中的失禁、并且通过在晚上释放对尿道的压力来避免组织的坏死。
[0008] 然而，此类人造括约肌的缺点是，由于白天对尿道的高的恒定压力而存在组织糜 烂并因而坏死的风险，并且在晚上存在失禁的风险。如果该形状记忆合金不再有效或者被 损坏，则整个括约肌应移动并且更换。另一个风险是由于该形状记忆合金的高温导致的组 织糜烂。
[0009] 此外，JP 07-051304披露了一种人造括约肌，其中这些形状记忆合金元件是彼此 分离的。这个实施例不允许进行最优的压力控制。
[0010] 此外，这种形状记忆合金元件使用了大量能量。这意味着需要非常频繁地更换电 池或者替代地必须使用非常大的电池。
[0011] EP 1 598 030披露了一种尿失禁治疗设备，包括：用于接合尿道以在尿道中形成 受限尿通路的限制装置，该限制装置可操作来改变对该尿通路的限制；能量源；以及控制 装置，该控制装置是从患者身体外部可操作的以便控制该能量源与该限制装置的操作相联 系地来释放供使用的能量，可植入患者内的马达或泵，其中该能量源被适于为该马达或泵 供能并且该控制装置被适于控制该马达或泵来操作该限制装置。该能量源可以是具有至少 10年寿命的内部电池。然而，如EP 1 598 030中所披露的，内部电池对于具有通过无线能 量的直接供应所不能满足的相对高能耗的设备的实施例是有利的解决方案。因此，即使内 部电池的寿命为10年，所述内部电池的工作时间是较短的，因为能耗非常高。因此所述内 部电池应非常频繁地更换。
[0012] W0 2009/048399披露了用于控制输卵管中的精液流动的一种设备，该设备包括有 待应用在输卵管的至少一部分上的可植入流动影响装置。能量源是可植入原电池或蓄电 池。优选地能量源是外部的，并且控制装置控制该外部能量源以从患者身体外部传送无线 能量到内部。该能量将被直接用于该装置的操作，例如为该限制/刺激单元供能。这个内 部源可以储存能量。该限制/刺激装置需要高能量来被激活、并且维持在激活位置。因此， 优选的能量供应是无线能量传输。无线传输的缺点是其效率。在使用蓄电池储存能量的情 况下，该蓄电池必须被频繁地再充电，这减小了蓄电池的寿命。
[0013] W0 2009/004092披露了一种人造结构，该人造结构包括被适于借助收缩性纤维收 缩器官的若干收缩性元件。这样的纤维需要高能量来被激活、并且维持在激活位置。如W0 2009/004092中披露的，使用在本发明范围内的电池体积需要在一天中对植入的可再充电 电池再充电至少一次。存在具有更大容量的更大可再充电电池，但它们将不能植入。
[0014] W0 2004/066879披露了一种男性阳痿治疗设备，该设备包括围绕阴茎组织延伸成 环的限制构件。在装置操作过程中使用无线能量传递对该限制构件供应电能，这意味着外 部能量从患者身体外部无线地传输到内部以对可植入电池进行再充电。该能量将被直接用 于该装置的操作或对电池再充电。致动器以将该致动器连接至能量源上的电线穿过患者身 体的方式固定在该限制构件上。无线传输的缺点是其效率。另一个缺点是电池的再充电。 小的可再充电的电池必须在大约1年后更换。此外，该电线应当设计成用于传导在毫安等 级上的电流，这个电流是在操作该限制装置时对该操作装置供能所需要的，这样使得该限 制装置施加了一个足够强的力而能约束阴茎组织或其延长，从而限制了患者阴茎出口的血 液流动。因此这个电线必须具有低电阻。
[0015] 对于需要多少能量来限制阴茎组织并且持续多长时间，没有给出任何信息。基于 这些说明和附图，需要连续的能量来将该装置保持在限制位置中。
[0016] W0 2007/066344披露了一种用于严重心力衰竭中的左心室辅助的可植入额外心 脏按压装置。该装置包括多个金属凸缘，这些金属凸缘在设置圈套的铰链处被动地被一个 坚直运动的金属杯挠曲。这些凸缘通过高拉伸性的弹性聚合物薄膜而彼此连接。然而，利 用这样的装置，单独使用的一个凸缘不能使该器官收缩。此外，这样的装置需要高能量来被 激活、以及维持在激活位置。可以再充电的外部电池将经皮地被连接到被放置在患者腹部 内的马达组件上。经皮连接总是具有感染风险。
[0017] 此外，当将这样的可植入装置放入患者身体内时，它们与体液相接触。水分渗透到 该装置内并且更具体地渗透到该控制单元和致动器内。水分冷凝，并且水传播而抵达该控 制单元，在该控制单元内开始发生腐蚀。缺点在于，一些零件被腐蚀，并且更具体地是该控 制单元和致动器的电子零件和机械零件被腐蚀。
[0018] US 7, 011，621披露了一种体液流动控制装置，包括第一接合元件和第二接合元件 (称为塞入构件），当第二构件朝第一构件移动而围绕身体脉管时形成了内直径。这意味着 该塞入构件移动并且挤压器官的一侧。换言之，马达驱动螺旋齿连同外壳一起拉动螺母并 且因此作用于缆线上以便推动该塞入构件从而关闭体液流动控制、或者以便使用该缆线来 拉动该塞入构件从而打开体液流动控制。所描述的设计具有若干缺点。首先，推动该塞入 构件需要相当坚硬的缆线来朝脉管施加必须的压力。否则该缆线将会扭结。患者感觉到 坚硬的套管包含着缆线。坚硬缆线的弯折半径是有限的。这将限制适应症，例如将此类装 置植入到靠近膀胱颈几乎是不可能的。其次，当该塞入构件朝第一接合构件移动时形成的 内直径仅在一种有限情况下是圆形的，即当第一接合构件和该塞入构件的半径相同时。否 贝1J，使用这种设计的正常情况将是该封闭形式就像透镜或椭圆体从而导致脉管上不均匀分 布的压力。这意味着，在有些区域处的组织将比其他区域中的压缩得更多，从而导致组织损 伤。进一步，脉管的圆周可以远大于由这两个构件所构造的圆周。这意味着，通过将该塞入 构件朝向第一构件移动，将挤压而不封闭脉管，从而导致组织损伤。另一方面，脉管的圆周 可以小于这两个构件的圆周，意思是脉管保持张开，即使这些构件被关闭。进一步，除了当 例如患者必须排泄时，脉管一直都受到挤压。这导致了与AMS 800相同的问题，即导致在脉 管周围由于恒压造成的组织糜烂、组织的萎缩以及刺激。
[0019] 所披露的概念是非常耗能的，因为需要能量来维持该关闭位置。没有描述将把该 装置保持在其关闭位置的机构。此外，在没有能量的情况下，由于脉管压力而不能保持这些 构件的关闭位置并且这些马达返回到平衡位置。但在这个位置中，脉管不再是关闭的。
[0020] 此外，US 7, 011，621披露了被放置在外壳与缆线之间的磁耦合装置的使用。在这 种结构中，磁场未被很好地屏蔽。这意味着这些磁铁的磁场将影响电动马达的可靠性。
[0021] W0 99/48438披露了一种人造括约肌系统，该系统包括第一外壳和第二外壳，所述 第一外壳用于与第二外壳相稱合而形成圆柱形物体，该物体适合于与宿主身体相接合并且 环绕选定的体管。所述系统还包括插塞以用于在激活时限制流体流动。宿主使用者可以用 远程控制来激活该括约肌系统。该装置还包括包含有活塞式机构的外壳，该机构用于驱动 插塞进入该装置的中空部分以便限制穿过该装置所包封的体管的流体流动。该活塞式机构 优选地是机电螺线管，但可以使用任何液压的、气动的或等效的活塞式机构。
[0022] 活塞式构件或塞入构件需要能量来保持在关闭位置。关于需要多少能量（电流） 来打开和关闭该活塞式构件或塞入构件并且保持该关闭位置，没有提供任何信息，意味着 需要恒定的电流来保持括约肌关闭。
[0023] US 2005/148814披露了可用于扩展肌肉功能的一种机电设备和方法。该方法涉及 在肌肉或器官的外表面上操作多个电操作的致动器。载体包括以条带、网或其他适当的配 置来布置的多个电操作的致动器。在本发明的一些实施例中，载体具有带状的、管状的或套 囊状的形状，这有助于该载体至少部分地环绕器官。
[0024] 控制系统包括（模拟到数字）ADC转换系统，该系统为处理器系统提供与由电极从 器官获取的模拟生物电子信号相对应的数字信号。该控制系统还包括（数字到模拟）DAC 系统，该系统对载体提供模拟信号而使得它响应于该数字输出信号挤压和放松计算处理器 系统来。
[0025] 这意味着该设备需要被定期供能。
[0026] 此外，在操作中，基本上以常规螺线管的方式，线圈中的电流产生磁场和作用于磁 化的构件上的对应的力。所得到的这些构件的运动使该致动器的网收缩，从而致使该载体 按压其被施加的器官。当移除电流时，这个网再次膨胀。
[0027] 这意味着，需要连续的电流来挤压该器官。
[0028] 因此，目前无论在商业上或在文献中都没有足够的解决方案来植入包含人造收缩 性结构的强健装置。


【发明内容】

[0029] 本发明提供了一种包含人造收缩性结构的植入的医疗装置，该人造收缩性结构允 许避免现有技术的这些缺点。
[0030] 因此，本发明涉及一种医疗装置，该医疗装置包括：
[0031] 可植入的人造收缩性结构，该结构包括被适用于收缩器官的至少一个收缩性元 件，以这种方式所述收缩性元件处于闲置位置或被激活位置中，该被激活位置是利用所述 收缩性元件约束该器官来限定的，并且该闲置位置是利用所述收缩性元件没有约束该器官 来限定的，
[0032] 至少一个致动器，
[0033] 包含和控制所述致动器的至少一个控制单元，以及
[0034] 为所述致动器供能的至少一个能量源。
[0035] 根据本发明，所述致动器被设计成以这样的一种方式激活所述收缩性结构，即"将 该收缩性元件维持在其被激活位置及其闲置位置中所需要的电流与改变该收缩性元件的 位置并且使其在其被激活位置与其闲置位置之间移动所需要的电流"之比的比率是小于 1/500,优选地小于1/800,并且更优选地小于1/1000。所述医疗装置进一步包括用于降低 腐蚀的手段，更尤其是用于降低该控制单元中的腐蚀的手段。
[0036] 这些用于降低该控制单元中的腐蚀的手段之一在于，被设计成将该致动器引起的 力传输至该收缩性元件的该传输装置的至少一部分是被集成在所述收缩性元件中。
[0037] 这些用于降低该控制单元中的腐蚀的手段之一在于，该控制单元包括至少一个第 一室，该至少一个第一室是密封的并且可以包含对湿度最敏感的元件，并且其处在面向该 收缩性元件的侧面上；至少一个第二室，该至少一个第二室不是密封的并且包含了该传输 装置的一部分。至少一个磁耦合装置来被用来将第一室中提供的能量传递至第二室。
[0038] 在该医疗装置包括被放置在与控制单元分离且通过电缆与所述控制单元连接的 电源单元内的能量源的情况下，用于降低该医疗装置中的腐蚀的这些手段之一在于：在该 电源单元与该控制单元之间提供电流转换DC/AC/DC。
[0039] 有利地，本发明提供了一种包含人造收缩性结构的医疗装置，该人造收缩性结构 被设计用于慢性的应用（即，长期植入），例如持续许多个月并优选许多年。
[0040] 这样的装置可以用于若干适应症中，例如用于辅助或替代天然括约肌、尤其用于 大小便失禁的治疗、用于辅助心房或心室收缩、用于辅助呼吸功能、用于辅助或替代瘫痪肌 肉或用于治疗静脉功能不全。本发明尤其被设计用于改善括约肌肌肉功能并且因此以显著 降低的治疗成本来改善患者的生活品质。

【专利附图】

【附图说明】
[0041] 图1是根据本发明的一种医疗装置的示意图，
[0042] 图2表示本发明中使用的收缩性元件的第一实施例的示意图，
[0043] 图3表示本发明中使用的收缩性元件的第二实施例的示意图，
[0044] 图4是本发明中使用的致动器的示意图，
[0045] 图5表示对于使用原电池的本发明的装置周期时间作为工作时间的函数，
[0046] 图6是磁耦合装置的优选实施例的详细侧视图，以及
[0047] 图7是磁耦合装置的优选实施例的详细透视图。

【具体实施方式】
[0048] 在本说明书中，术语"器官"覆盖了人体的任何器官，优选为包含含有流体的中空 部分（比如作为心脏的心室部分）的器官、或活体内的具有整个圆柱形形状的器官区域，例 如血管、泌尿道、结肠、胃或可以向其施加压力的任何其他身体部位。
[0049] 在本说明书中，术语"电动马达"覆盖了被设计通过电力的作用而产生动作和机械 效果的任何装置。
[0050] 在本说明书中，术语"约束"意思是，该收缩性元件对所述收缩性元件已被布置在 其周围或其上的器官的区域施加压力。
[0051] 在本说明书中，术语"脉冲式"意思是，每一个收缩性元件与另一个收缩性元件交 替地被激活和失活，以便对它已被放置在其周围或其上的器官的区域或中空部分约束或施 加压力或不施加压力，以便优选地关闭或打开所述器官的区域或中空部分区域。更特别地， 在优选实施例中，将收缩性元件一关闭某一时间，同时另外的（一个或多个）收缩性元件是 打开的。在给定时间之后，将收缩性元件二将被关闭，同时收缩性元件一仍是关闭的。当收 缩性元件二处于关闭时，收缩性元件一打开等。交替激活的频率取决于组织的性质和器官 内的压力、并且被调节成使得在植入几个月之后不出现组织糜烂和烧伤。
[0052] 在本说明书中，术语"连续"意思是，以这样的一种方式向该器官的至少一个区域 施加压力，即除了该器官应该打开短时期之外，所述器官在一直使用该医疗装置的期间都 是关闭的。
[0053] 在本说明书中，术语"链接"是指两个元件之间的直接或间接连接。
[0054] 该医疗装置包括：
[0055] 人造收缩性结构，该人造收缩性结构包括被适于收缩器官的至少一个收缩性元 件，以这种方式所述收缩性元件处于闲置位置或被激活位置中，该被激活位置是利用所述 收缩性元件约束该器官来限定，并且该闲置位置是利用所述收缩性元件没有约束该器官来 限定，
[0056] 至少一个致动器，被设计成激活所述收缩性结构并且是与该收缩性结构分开的，
[0057] 包含和控制该致动器的至少一个控制单元，
[0058] 为所述致动器供能的至少一个能量源。
[0059] 优选地，所述致动器包括至少一个电动马达，该至少一个电动马达配备有链接到 该收缩性元件上并且被设计成将该电动马达引起的力传输至该收缩性元件的齿轮头和传 输装置。
[0060] 有利地，该致动器是与该收缩性结构分开的。这意味着该致动器是链接到但没有 紧固在该收缩性结构上或收缩性元件上。
[0061] 根据本发明，所述医疗装置进一步包括用于降低腐蚀、更确切地降低该控制单元 中的腐蚀的手段。
[0062] 这些用于降低该控制单元中的腐蚀的手段之一在于，该控制单元包括至少一个第 一室，该至少一个第一室是密封的并且包含对湿度最敏感的元件，例如该电动马达及其齿 轮头，并且其处在面向该收缩性元件的侧面上；至少一个第二室，该至少一个第二室不是密 封的并且包含该传输装置的一部分。
[0063] 该第一室还可以包含其他电子器件，例如印刷电路板和位置传感器。
[0064] 该第二室是以该传输装置在该收缩性元件的方向上从所述第二室离开的方式设 计。
[0065] 有利地，该第一室借助于激光接缝焊接而被密封到该第二室的壁上。该第一室和 第二室可以由钛制成。
[0066] 第一室和第二室可以放置在同一壳体中，该壳体例如由钛制成。
[0067] 根据另一个实施例，这个壳体可以进一步包括第三室，该第三室也是密封的并且 可以包含对水分敏感的并且没有放置在第一室中的多个元件。
[0068] 在这个实施例中，该电动马达及其齿轮头可以被置于第一室中，并且电子器件如 印刷电路板和位置传感器可以被置于第三室中。
[0069] 被放置于第一和/或第三密封的室中的这些元件不是必须由生物相容性材料制 成。
[0070] 将马达及其齿轮头置于第一室中并且将电子器件置于第三室中具有的优点是使 用电刷式马达。确实在这种情况下，来自电刷的灰尘将留在第一室中并且不能干扰被置于 第三室中的这些电子器件。电刷式马达具有的优点是，它们具有更简单的电子器件而使得 它们更加可靠。
[0071] 有利地，该致动器进一步包括磁耦合装置，该磁耦合装置被设计成将由该电动马 达引起的力传输至该收缩性元件。优选地，所述磁耦合装置被放置在该电动马达的齿轮头 的末端处。
[0072] 优选地，所述磁耦合装置包括被放置于第一室中的第一磁体和被放置于第二室中 的第二磁体。将第一磁体与第二磁体分开的第二室的薄的钛壁构成了平面密封件。这些磁 体可以有利地被置于所述平面密封件的每一侧上、一个接一个。使用平面表面允许具有与 US 7, 011，621中披露的设计相反的容易生产的简单设计。这些磁体可以被包裹在例如钛 中。
[0073] 此外，有利地，位于该平面密封件的每一侧上的这些磁体的磁场可以用金属板来 减小，以避免该电动马达的任何功能障碍。屏蔽这些磁场需要可以用作位置传感器的霍尔 传感器的恰当位置，这个位置由于减小的磁场而靠近该第二磁体。可以放置多于一个的霍 尔传感器。
[0074] 在优选的实施例中，该致动器可以包括电动马达、连接至所述马达上的齿轮头、导 螺杆以及安装在所述导螺杆上的螺母，该螺母和导螺杆中的一个被链接到所述传输装置上 并且该螺母和导螺杆中的另一个被设计成与所述齿轮头协作。
[0075] 有利地，该导螺杆、该螺母以及该传输装置的一部分被置于第二室中并且该电动 马达和齿轮头被置于第一室中，其方式为水分被限制在该导螺杆周围的受限区域内，并且 其方式为该电动马达和齿轮头不暴露在水分中并且不被腐蚀。不需要对抗腐蚀的特定措 施。
[0076] 有利地，该磁耦合装置被设计成将第一室中的齿轮头运动传输至被放置于第二室 中的螺母和导螺杆中的一个。
[0077] 在一个实施例中，该导螺杆是被设计成经由该磁耦合装置而与齿轮头协作的旋转 的导螺杆，并且该螺母被安装在所述导螺杆上并且链接至该传输装置上。更具体地，该第一 磁体被放置在该齿轮头的末端处的销上，并且该第二磁体被放置在该导螺杆的末端处。当 该马达旋转时，第一磁体旋转并且将旋转传输至旋转导螺杆的该第二磁体。该导螺杆将该 旋转运动传输成该螺母的并且最终该传输装置的轴向运动。
[0078] 在另一个优选的实施例中，该螺母是被设计成经由该磁耦合装置与该齿轮头协作 的旋转的螺母，并且该旋转的螺母安装在其上的导螺杆是链接至该传输装置上的线性的导 螺杆。更具体地，该第一磁体被放置在该齿轮头的末端处的销上，并且该第二磁体被放置在 面向该齿轮头的旋转的螺母的末端处。当该马达旋转时，第一磁体旋转并且将旋转传输至 该旋转螺母的第二磁体。该螺母将该旋转运动传输成该导螺杆的并且最终该传输装置的轴 向运动。
[0079] 任选地，将第三磁体安装在金属板上，该金属板屏蔽来自第一磁体的磁场。这个金 属板是该第一和第三磁体的支撑件。
[0080] 这个第三磁体用于通过使用例如安装在齿轮头的前部处的两个霍尔传感器来进 行位置感测。对于这个实施例，这些霍尔传感器的灵敏度得到提高。
[0081] 该传输装置可以是机械的、液压的、机电的或气动的。优选地，该传输装置可以是 将该导螺杆件螺母中的一个链接到该收缩性元件上的缆线。
[0082] 有利地，在包括旋转的螺母和导螺杆的优选实施例中，该传输装置可以链接到该 导螺杆的中心。因此在螺杆与螺母之间不存在扭绞力，其方式为磨损和阻碍该螺母的风险 增大。
[0083] 该缆线可以由同轴的鞘管来保护。这个鞘管可以例如由硅酮、聚酰亚胺、PTFE复 合材料（PTFE和氟乙烯[fluoroethylkene]聚合物）、纯PTFE或其他适当的聚合物制成。 如果有必要，该鞘管可以另外涂覆有硅酮。在其他实施例中，该缆线可以由硅酮管包围。缆 线在手术中是众所周知的。正如在本发明中，一个人拉动缆线以关闭该收缩性元件，不需要 坚硬的缆线。于是弯折达1〇_的半径是可能的。它可以是位于Teflon?管中的Teflon?缆 线，以减小摩擦。该缆线可以由若干缆线编织而成，以便更加柔性并且减小缆线断裂情况下 的危险性。
[0084] 这些缆线可以例如由聚酰胺像Nylon?、聚醚嵌段酰胺、PTFE或其他适当的聚合物 制成。替代地，可以使用其他材料，如不锈钢或钛。外科医生将缆线放入人体中。
[0085] 该结构的收缩性元件的闲置位置对应于任何的力都由该传输装置传输至该收缩 性元件的状态，并且该被激活位置对应于力以该收缩性元件关闭并且约束有待收缩的器官 的方式被传输的状态。
[0086] 在一些实施例中，该收缩性元件是由生物相容性材料制成，该材料优先选自由硅 酮、PTFE复合材料（PTFE和氟乙烯[fluoroethylkene]聚合物）、纯PTFE、聚乳酸（PLA)聚 合物、聚氨酯（PUR)、聚甲基丙烯酸甲酯（PMMA)、聚甲醛（P0M)、HDPE聚乙烯、以及LDPE聚乙 烯或其组合组成的组。可以使用其他适当的材料作为其他聚合物或金属。
[0087] 该收缩性结构的收缩性元件可以具有有待放置在围绕器官或围绕该器官的有待 收缩的中空部分的开环形式，所述环具有链接至该传输装置上的移动部分。
[0088] 优选地，该收缩性元件包括移动部分，该移动部分链接到该致动器上并且被设计 成当该致动器激活时在该收缩性元件的被激活位置与闲置位置之间移动。
[0089] 有利地，该收缩性元件包括至少部分地环绕有待收缩的器官的条带，并且该传输 装置被设计成有待链接到该条带上并且在当该收缩性元件被该致动器激活时以这样的一 种方式拉动该条带，以使得所述收缩性元件到达其被激活的位置。
[0090] 优选地，该传输装置的至少一部分被集成在所述收缩性元件中，此实施例对应于 用于降低该控制单元中的腐蚀的手段。通过这种方式，该收缩性元件和该传输装置仅形成 一个构件。由于所述传输装置的一部分被集成在该收缩性元件中，因此在该收缩性元件与 该传输装置之间既没有开口也没有接口。因此，体液不能沿着该传输装置直接流入该控制 单元中。因此，可以显著降低该控制单元中以及该致动器中的电子和机械零件的腐蚀。此 夕卜，这还防止了体液的一部分粘上该缆线。
[0091] 有利地，该收缩性元件是条带，该传输装置、更具体地使从该致动器出来的缆线被 嵌入该条带中。
[0092] 该条带可以是U形条带或更大的平面条带。这个U形允许在该收缩性元件关闭时 稳定该收缩性元件，而更大的平面条带意味着该收缩性元件与器官的更大表面接触面积相 接触，这是对组织更加友好的。
[0093] 在一个实施例中，该传输缆线被套筒，例如Teflon?管包围，所述套筒进而嵌入例 如由娃酮制造的U形条带中。
[0094] 在另一个实施例中，所述套筒是平的并且本身是传输缆线被嵌入的较大的条带。 该条带可以由Teflon?制成。
[0095] 该套筒被设计成用作引导弹簧从而允许当该收缩性元件从闲置或打开位置被拉 到激活位置或关闭位置时实现该收缩性元件的轴向约束。此弹簧通过该收缩性元件的打开 而具有另一个优点，即仅需要关闭能量的约30%至40%。该套管可以有利地由可膨胀的 Teflon? 制成。
[0096] 该收缩性元件的一端链接至来自于该致动器的传输装置而其另一端是自由的且 被设计成与锁定装置协作以将此自由端固定至该条带。
[0097] 在一个实施例中，该锁定装置是旋扣机构。该条带的自由端是由ΡΕΕΚ、Ρ0Μ或能够 滑动经过可移动盖件的类似生物相容材料制成，从而形成也由PEEK、Ρ0Μ或类似生物相容 性材料制成的锁定构件，直至达到条带围绕器官而不对器官施加任何表面压力的位置。在 这个位置中，该条带的自由端被旋扣到该锁定构件中。该条带的自由端用硅酮唇缘来保护， 以保证该器官仅与柔软的硅酮相接触。该条带的自由端带有下切口，从而允许可移动盖件 旋扣到其中。该缆线可以通过使用例如滚珠被固定在该自由端中。
[0098] 在另一个实施例中，该锁定装置是卡扣机构。该条带的自由端被设计成与提供在 该条带的另一端上的网格协作以靠近该收缩性元件。
[0099] 有利地，可以以这样的一种方式将X射线或CT标记物引入该收缩性元件的条带 中，即所述收缩性元件的位置可以被检测到。
[0100] 有利地，可以在该收缩性元件中添加对于圆周的标记物。这允许内科医生测量该 器官并将该条带放置在器官周围且移动它直到抵达对应的标记物。然后该锁定装置被激 活。
[0101] 由于该传输装置的一部分被集成到该收缩性元件中，因此仅利用一个条带的尺寸 将该收缩性元件的尺寸调节为每一个单独器官的尺寸。不需要条带的一些预制尺寸。
[0102] 在一些实施例中，该条带的尺寸可以包含在3cm与15cm的长度之间、优选在3cm 与12cm的长度之间，以及3mm与15mm的宽度之间、优选在3mm与12mm的宽度之间。
[0103] 该致动器可以进一步包括被设计指示该传输装置的位置或该致动器施加的力的 多个传感器。优选地，此类传感器可以是霍尔传感器。此类传感器优选被放置在第一或第 三密封室中而靠近第二室中的第二磁体。另一个优选的设计中，此类传感器布置在第一室 中、该齿轮头的前部处。
[0104] 有利地，该能量源具有小于20cm3、优选小于15cm3并且更优选地小于12cm 3的体 积。
[0105] 此外，"为将收缩性元件维持在其被激活位置和其闲置位置中所需的电流与改变 该收缩性元件的位置所需的电流之比"的比率是小于1/500、优选小于1/800、并且更优选地 小于1/1000。优选地，"为将收缩性元件维持在其被激活位置和其闲置位置中所需的电流 与改变该收缩性元件的位置所需的电流之比"的比率是包含在1/20000与1/500之间、优选 在1/14000与1/800之间、并且更优选在1/8000与1/1000之间。
[0106] 有利地，该致动器包括致动装置（优选地，螺杆/螺母系统），该致动装置是以这样 的一种方式设计，即所述医疗装置的、为改变该收缩性元件的位置并且为将其在被激活位 置与闲置位置之间移动所需的能量消耗是小于2000mAh/年并且优选地小于1800mAh/年， 并且是以这样的一种方式设计，即针对该收缩性元件在器官上施加的、处在其被激活位置 中包含在0. lN/cm2与5N/cm2之间的连续压力，所述医疗装置的、为将该收缩性元件维持在 其被激活位置中所需的能量消耗是小于200mAh/年。优选地，这个压力通过独立的收缩性 元件交替性地被施加。
[0107] 优选地，所述致动装置是以这样的一种方式设计，即所述医疗装置的、为改变该收 缩性元件的位置所需的能量消耗是小于1350mAh/年，并且是以这样的一种方式设计，即针 对该收缩性元件在器官上施加的、处在其被激活位置中包含在〇. 3N/cm2与2. 5N/cm2之间的 连续压力，所述医疗装置的、为将该收缩性元件维持在其被激活位置中所需的能量消耗是 小于150mAh/年。优选地，这个压力通过独立的收缩性元件交替性地被施加。
[0108] 有利地，本发明的医疗装置的、为持续五年改变该收缩性元件的位置（在被激活 位置与闲置位置之间移动）所需的电流消耗是包括在350mAh与9000mAh之间、优选在 350mAh与6750mAh之间，并且针对该收缩性元件在器官上施加的、处在其被激活位置中包 含在0. lN/cm2与5N/cm2之间、优选在0. 3N/cm2与2. 5N/cm2之间的连续压力，所述医疗装置 的、为将该收缩性元件维持在其被激活位置中所需的电流消耗是包含在75mAh与lOOOmAh 之间。优选地，这个压力通过独立的收缩性元件交替性地被施加。
[0109] 该能量源可以是可植入的或者放置在患者身体外部。
[0110] 在一个实施例中，该致动器及其控制单元、以及该能量源是可植入的并且被放置 在同一个封闭箱体中、与该收缩性结构或与这些收缩性元件是分开的。
[0111] 在优选的实施例中，该控制单元和该能量源在两个箱体（控制单元和电源单元） 中是分开的并且用电缆相连接，该电缆应该是容易可拆开的。在该电源单元与该控制单元 之间可以使用直流（DC)。在优选的实施例中，使用了用于在该电源单元与该控制单元之间 提供电流转换DC/AC (交流）/DC的装置。此类实施例允许降低将电源单元与控制单元相连 的缆线的腐蚀。因此，在电源单元与控制单元之间用于提供电流转换DC/AC/DC的装置也是 用于降低该医疗装置中的腐蚀的装置。
[0112] 在其他实施例中，该致动器及其控制单元是可植入的并且该能量源被放置于患者 身体外部。在一些实施例中，该能量源包括带有可植入天线和外部电池的至少一个可植入 的可再充电电池。这样的可植入电池例如是由格雷特巴奇（GreatBatch)公司和其他公司 推出的锂离子或锂聚合物可再充电电池。对该电池再充电所需的能量传递系统优选是通过 无线连接的。此系统可以包括包括外部电池的再充电单元，例如皮带。患者应该穿上再充 电单元几小时以便对植入的电池进行再充电。能量将通过适当的天线被无线传输至所植入 的电池。该系统还可以包括用于对该再充电单元进行充电的支架。充电可以通过有线或金 属接触连接来进行。该电池为该医疗装置的操作提供至少1个月的充足的能量。再充电时 间小于6小时。在另一个优选的实施例中，该能量源是至少一个可植入的原（即，不可再充 电的）电池，对于3. 7cm3的体积（如果使用两个电池，总计7. 4cm3)有利地具有至少4年的 寿命。该电池可以具有锂-二氧化猛电池。
[0113] 电池的体积和重量对于可植入装置是关键的。因此需要高的功率密度。存在具有 较低功率密度的较大电池。但是如果这些电池太大且太重，它们不能被植入。这些装置将 变得太大并且例如在皮肤下可见的。进一步，在身体内固定该装置并不总是可能的。因此， 由于该装置的高重量而存在植入物移动的风险。重的装置可能是让患者不舒服的。此外， 太大且太重的电池可能是在特定治疗中排除装置的原因。
[0114] 该电池的特征取决于该人造结构的应用、有待施加的压力、要激活的收缩性元件 的数目、以及患者打开和关闭该收缩性结构的频率。
[0115] 在本发明中，当向该电动马达提供能量时，这个能量可以经由被布置在电动马达 与导螺杆/螺母系统之间的磁耦合装置而传输至该导螺杆和螺母中的一个，而将其旋转运 动转换成该导螺杆和螺母中另一个的横向或轴向移动。当该螺母或导螺杆轴向地移动时， 它推动或拉动该缆线关闭或打开该收缩性元件。不需要额外的释放机构。由于这种自锁定 的导螺杆设计，不需要能量或仅需要最小能量将该收缩性元件维持在其被激活位置，这意 味着用最小的能量消耗在器官上维持了最大的压力。此外，同样由于这种自锁定的导螺杆 设计，不需要能量或仅需要最小能量将该收缩性元件维持在其闲置位置。在与最小能量消 耗相对应的情况下，仅该印刷电路板上的几个电子部件被永久供电，主要上为了与远程控 制进行通讯的目的。
[0116] 仅有几秒需要更多能量来移动该螺杆/螺母系统以及关闭和打开该收缩性元件， 这样也提供了电力消耗的显著减小，从而允许电池寿命的显著增加。
[0117] 本发明的收缩性元件的周期为：不提供能量将该收缩性元件维持在其闲置位置 中，仅有几秒需要一些能量来移动该螺母并且关闭该收缩性元件直至其被激活位置，然后 不提供能量将该收缩性元件维持在其被激活位置中，并且然后仅有几秒需要一些能量来移 动该螺母并且打开该收缩性元件直至其闲置位置。因此，以这样的一种方式不需要连续的 能量，即该收缩性元件被维持在其被激活位置或闲置位置。于是总能量消耗非常低。
[0118] 此外，由于使用将该缆线插入其中的弹簧套管，本发明的装置仅需要关闭能量的 约30 %至40 %来打开该收缩性元件。
[0119] 利用这样的较低能量消耗（在现有技术中从未披露过），作为能量源使用的电池 的操作时间对于具有3cm 3至20cm3的体积的电池包含在1个月与10年之间、优选在1年与 10年之间、并且更优选在2年与8年之间、最佳为5年。
[0120] 本发明的医疗装置因此允许使用放置在患者体内的原电池，该电池仅在其植入若 干年之后被更换，对于具有3cm 3至20cm3的体积的电池最佳为5年。因此，本发明的医疗装 置不需要蓄电池或可再充电电池，这与现有技术的装置相比是一个优点。
[0121] 此外，该马达、齿轮比和导螺杆/螺母系统是以这样的一种方式选择，即螺母沿着 导螺杆移动以及在旋转螺母的情况下导螺杆在闲置位置与被激活位置之间移动所需要的 行进时间包含在〇· 2s与90s之间，对于螺母的行程是包含在2mm与50mm之间，优选地在 3_与15_之间。优选地，螺母或导螺杆分别在闲置位置与被激活位置之间移动所需的行 进时间是包含在〇. 4s与60s之间，更优选在0. 5s与10s之间，并且更优选在0. 5s与5s之 间，对于该螺母或导螺杆的行程分别包含在2mm与50mm之间，优选地在3mm与15mm之间。
[0122] 打开或关闭该收缩性元件的时间可以是不同的并且取决于该收缩性元件的材料。
[0123] 例如由Maxon Motor AG、Faulhaber或Portescap推出了适当的电动马达。优选 地，齿轮比是包含在4与64之间，并且优选在12与64之间。该导螺杆具有的螺距是包含 在0· 2mm与3mm之间，优选在0· 3mm与2mm之间，并且更优选在0· 4mm与1mm之间，且具有 的有效直径是包含在1mm与4mm之间。可以使用带有公制螺纹、例如带有牙型角60°的导 螺杆。优选地，该导螺杆具有梯形螺纹，例如具有30°的牙型角。这种结构允许获得更好的 效果。
[0124] 已经研究出了以下策略来获得更有效的且节电的装置。
[0125] 首先，植入物中的电池系统的要求应该是非常高的功率密度、低的自放电速率、针 对中等脉冲功率需求的低串联阻抗、可忽略的电压延迟、保证的额定容量、以及寿命终点 (E0L)条件的可靠定义。
[0126] 此外，电子设计的系统理念应提供节电模式（例如，关掉不使用的部件、最小化永 久通电部件的电流消耗）、消耗直接来自电池的电功率、最小化功率路径中的串联阻抗、确 保电池 E0L条件的可靠检测、并且最小化空闲模式期间的电流消耗。
[0127] 机械设计的系统理念应该提供确保高效率、低起动电压和简单控制、确保无永久 电流消耗、并且提供快速且低功率位置控制的致动器系统。
[0128] 无线通讯设计的系统理念应该满足超低功率设计的挑战并且确保低的误差率。
[0129] 获得本发明的高效且节电的机械装置的关键点是：
[0130] 两个可植入原电池（不可再充电）；化学成分：例如锂二氧化锰
[0131] 空闲模式期间的超低功率消耗（〈6 μ A);仅少数几个有源零件被永久通电
[0132] 设计提供了若干节电模式（停止模式+若干中断模式）
[0133] 基于医疗植入式通讯服务（MICS)的无线通讯-用于叫醒的占空比嗅探
[0134] 基于高性能DC马达的致动器系统，与齿轮箱和导螺杆相结合可交付为紧凑单元
[0135] 带有自锁的齿轮箱确保了不费力的固持
[0136] 用霍尔传感器检测导螺母位置（行程测量），由于如上所述的自锁式导螺杆的设 计而获得准确测量和最低的电流消耗。
[0137] 本发明的医疗装置可以包括仅一个致动器，该传输装置被设计成将该致动器引起 的力传输至该结构的每一个收缩性元件。
[0138] 在其他实施例中，该医疗装置可以包括若干致动器，每一个致动器经由适当的传 输装置与一个或若干个收缩性元件相关联。
[0139] 该人造收缩性结构可以是包括如上所述分开的或通过支撑件相链接的收缩性元 件的结构。
[0140] 在一些实施例中，该人造收缩性结构可以包括至少两个收缩性元件，这些收缩性 元件可以是独立的或者沿着支撑件分布，以便能减小有待收缩的器官在该器官的至少两个 不同区域中的体积。该装置可以包括至少两个致动器，这两个致动器分别通过它们的对应 传输装置而链接到它们的对应收缩性元件上。每一个收缩性元件都能够使该器官的一部分 收缩并且被激活或处于独立于其他收缩性元件的位置的闲置位置中。
[0141] 如果该结构包括若干个收缩性元件，则所述这些收缩性元件能以这样的一种方式 设计，即每一个收缩性元件连接至相邻收缩性元件上，而同时一个相对于另一个保持是柔 性的。这意味着收缩性元件及其相邻收缩性元件是物理地直接或通过适当的连接元件间接 地链接或连接彼此，从而允许其中一个在该结构的刚性和柔性之间获得折中。该结构允许 对组织施加最小压力从而避免组织坏死和损伤。此外，这个结构允许外壳医生通过具有自 适应尿道的自然柔性同时仍旧半刚性的单件式装置实现最佳压力控制和该结构的植入，使 得该结构保持在恰当的位置并且可以优化同步每一个收缩性元件的压力。
[0142] 在一些实施例中，该人造收缩性结构可以进一步包括被设计成将每一个收缩性元 件链接至相邻收缩性元件上的第一柔性连接元件，所述连接元件是由弹性的生物相容性材 料制成，用于保持所述这些收缩性元件是一个相对于另一个为柔性的。此第一柔性连接元 件可以直接紧固至这些收缩性元件上。
[0143] 更具体地，在一些实施例中，所述第一柔性连接元件能够将这些收缩性元件保持 在纵向位置上，同时允许每一个收缩性元件一个相对于另一个进行旋转运动。
[0144] 在其他实施例中，该人造收缩性结构可以包括两个合并的收缩性元件，这二个元 件独立地工作（一个打开而另一个关闭）。此类收缩性元件可以通过作为柔性连接元件的 硅酮条带相连接，从而允许这两个元件彼此独立地工作。此类硅酮条带还具有以下优点，即 这些收缩性元件不能随时间重叠。
[0145] 在其他实施例中，两个相邻传输装置以这样的一种方式合并而使得这两个对应的 相邻收缩性元件间接地相连。
[0146] 在一些实施例中，该医疗装置进一步包括至少一个第二连接元件，该第二连接元 件被设计成将两个相邻收缩性元件的相邻传输装置以这样的一种方式合并，即所述相邻收 缩性元件经由它们的传输装置、并且更具体地经由将这些致动器链接至这些相邻收缩性元 件上的这些缆线间接地相连。此类第二连接元件可以是用于合并所述两个相邻传输装置的 杆件或其他类似连接元件。在其他实施例中，这些传输装置可以通过包覆模制进行合并。以 这种方式，这些收缩性元件可以被保持在纵向位置中同时允许每一个收缩性元件一个相对 于另一个进行旋转运动。
[0147] 有利地，每一个收缩性元件都是柔性的使得它具有从相邻收缩性元件向每一个 方向纵向移动不超过5mm、优选向每一个方向不超过3mm、并且更优选向每一个方向不超 过1mm的自由，并且使得它可以根据平移性旋转从相邻收缩性元件向每一侧移动不超过 30°、优选地向每一侧不超过20°，从而允许每一个收缩性元件相对于其相邻收缩性元件 的最大灵活性和独立性，防止了整个装置沿着尿道的蠕动运动并且允许这些收缩性元件的 优化同步。
[0148] 在一些实施例中，该控制单元可以被适用于脉冲式地并且交替地将每一个收缩性 元件彼此独立地激活。这些致动器优选地由同一个控制单元来控制。
[0149] 在一些实施例中，该医疗装置可以进一步与向患者发送信号告知该收缩性结构将 很快打开，例如在下五分钟内打开的装置进行组合。如果器官为膀胱则这个实施例是优选 的，这样使得患者有足够的时间去厕所。该发送信号的装置可以是例如振动警报或LED。该 医疗装置还可以进一步包括自动关闭特征使得该装置在例如3分钟之后自动关闭。这在患 者忘记关闭的情况下具有优点。
[0150] 在本发明中，该收缩性结构围绕有待收缩的器官被放置的或者被放置在（靠近 于）器官上，以便向此器官施加局部压力。它可以包括围绕该器官布置的一个或多个收缩 性元件。
[0151] 被放置在器官上的、具有一个或多个收缩性元件（以便实现此器官上的局部压 力，优选以脉冲的形式）的本发明的医疗装置对于外科医生可以是更容易植入的，因为避 免了器官周围精细的和/或冗长的手术。然而，在失禁情况下，相比收缩性结构围绕尿道 的装置，这个装置对于完全控制失禁是较不方便的。然而，此医疗装置（具有位于器官 上的一个或多个收缩性元件）优于被用于控制尿失禁的商业悬带，这些悬带具有较低的 成功率（参见Retropubic versus Transobturator Midurethral Slings for Stress Incontinence, Holly E. Richter et al. The New England Journal of Medecine，2010 ; 362:2066-79(用于应激性失禁的耻骨后对抗经闭孔尿道中段悬带，霍利·Ε ·里克特等人新 英格兰医学杂志，2010 ;362:2066-79))。因此本发明的医疗装置的收缩性结构可以依据形 状和尺寸方面被设计成经典悬带，以便在尿道上施加受控（由患者控制的）的局部压力，因 此最大化对失禁的控制。由此，此类装置被定义为"主动悬带"。
[0152] 这种主动悬带可以不受本发明的实施例的限制，意思是收缩性元件可以通过如对 于现有技术AMS800装置所描述的液压或气动装置来机械地激活。然而优选地，使用用于 供能的能量源，但针对由该收缩性元件在器官上施加的、包含在0. lN/cm2与5N/cm2之间的 压力以及具有在3cm3与20cm3之间的体积的电池，所述医疗装置的能量消耗甚至可以低于 50mAh/年。有趣的是，由主动悬带所管理的、在尿道上的甚至小的压力与传统悬带相比将改 善失禁的控制。
[0153] 优选地，这个主动悬带被适于至少部分地放置在女性或男性患者的若干位置中的 一个，即耻骨下方，以便当患者站立时将尿道从耻骨下方的点提升到耻骨中，从而将尿道从 附着于患者耻骨上的点、或患者耻骨上方提升，以便在患者站立时将尿道从耻骨上方的点 提升。
[0154] 通过减小该U形传统悬带的长度来提升尿道。正常情况下，该装置形成环圈，并且 这种调节改变这个环圈的长度以提升尿道。这个环圈可以具有在植入时当尿道置于环圈内 时可用于提升尿道的任何形状或形式。该装置形成围绕稳定组织放置的环圈。该环圈在植 入时当尿道置于环圈内时举起尿道。优选地，互连部分是条带或线、或彼此连接的多个条带 或线，以用于提升尿道。
[0155] 该控制单元和/或电源单元包括被设计用于以下目的的电子器件和软件：
[0156] 控制并且调整该致动器产生被传输至收缩性元件的力
[0157] 提供从身体外部通过无线连接对该致动器的控制
[0158] 通过无线连接任选地对内部电池进行再充电
[0159] 控制电池的状态
[0160] 向健康护理人员提供测试和诊断支持
[0161] 处理警报情况和异常。
[0162] 该控制单元包括微处理器，该微处理器向多个致动器分布电流，使得它们以所需 要的压力和所需要的频率脉冲式地激活这些收缩性元件。
[0163] 如上所描述的，所述电子器件被放置在该控制单元的第一或第三密封室内、优选 在第三室内，其与马达及其齿轮头是分开的。
[0164] 可以经由远程控制独立地针对每一位患者就打开和关闭的压力和频率对该微处 理器进行调整。
[0165] 理想地，这些调整可以在经皮植入之后优选地由医师进行，以便优化对体积减小 的控制（例如失禁漏出）。如下所述，在该装置的寿命过程中的任何时刻都可以使用远程控 制来进行重新调整。
[0166] 用于收缩的收缩性元件的数目可以适于施加在器官上的所需压力。例如，在尿道 括约肌的情况下，打开和关闭收缩性元件的数目可以适于腹部压力。
[0167] 该结构在有待收缩的器官区域上的压力可以包含在0. lN/cm2与5N/cm2之间，并且 优选在0. 3N/cm2与2. 5N/cm2之间。
[0168] 在优选的实施例中，本发明的装置包括：
[0169] i)人造收缩性结构，该人造收缩性结构可植入人体内并且包括如上所述能够被致 动器激活的一个或多个收缩性元件，
[0170] ii)至少一个可植入的致动器，该致动器在激活时将引起这些收缩性元件的收缩， 例如以上描述的这些致动器，
[0171] 其中该致动器和这些收缩性元件被设计成使得，在包含在30秒与90分钟之间、优 选30秒与60分钟之间、更优选在30秒与45分钟之间、并且更优选在10分钟与30分钟之 间的时间期间，施加在有待收缩的器官上的压力是包含在〇. lN/cm2与5N/cm2之间、并且优 选在 0. 3N/cm2 与 2. 5N/cm2 之间。
[0172] 每一个收缩性元件一天优选地被激活或失活若干次，并且最优选地一小时若干 次。这些收缩性元件可以按脉冲且交替的方式由压力激活，所述压力是在包含在30秒与90 分钟之间、优选在30秒与60分钟之间、更优选在30秒与45分钟之间、并且更优选在10分 钟与30分钟之间的时间期间有待收缩的器官上的压力。优选地，这个强度使得该器官的这 些不同区域以脉冲且交替的方式被完全关闭。松弛时间取决于这些独立的收缩性元件将要 收缩的区域的数目。
[0173] 如果该人造结构被适于收缩例如收缩器官的四个区域，并且如果同时激活仅一个 收缩性元件，那么以交替的方式在一分钟期间可以激活每一个收缩性元件并且在三分钟期 间可以使其失活。在另一个实施例中，以交替的方式在五分钟期间可以激活每一个收缩性 元件并且在十五分钟期间可以使其失活。如果该结构被适于收缩器官的三个区域，以交替 的方式在一分钟期间可以激活每一个收缩性元件并且在两分钟期间可以使其失活。如果该 结构被适于收缩器官的两个区域，那么它包括两个收缩性元件，以交替的方式在30分钟期 间可以激活这两个收缩性元件并且在30分钟期间可以使其失活。
[0174] 每一个收缩性元件的激活可以是随机的或有序的。
[0175] 同时这些收缩性元件中的仅一个或若干收缩性元件可以被收缩。在其他实施例 中，一个收缩性元件可以保持被收缩或关闭而另一个收缩性元件被收缩或关闭。
[0176] 有利地，该医疗装置包括控制单元，该控制单元被设计使得至少两个收缩性元件 能够同时被维持在相同位置中。该医疗装置的这个特征可以单独使用或者结合如上所述的 该医疗装置的任何一个特征来使用。
[0177] 优选地，至少两个收缩性元件能够脉冲式地且彼此独立地交替被致动并且还能够 同时被维持在相同位置中。更优选地，至少两个收缩性元件能够同时被维持在其被激活位 置中，优选用于患者的体育活动。
[0178] 如果患者想要做运动，若干或所有的收缩性元件可以以这样的一种方式关闭，即 施加在有待收缩的器官上的压力增加一段时间，典型地为lh(所谓的运动模式）。在那个时 间之后，该系统回到由该控制单元控制的交替激活。为了避免组织损伤，运动模式的激活不 能超过一轮两次并且不超过一天最大3小时。
[0179] 有利地，该控制单元被设计使得至少两个收缩性元件能够同时被维持在其闲置位 置中，优选用于患者的睡眠活动。
[0180] 在晚上，若干或所有的收缩性元件可以以这样的一种方式维持在闲置位置中，而 没有任何收缩，即能量消耗被减少。
[0181] 所有这些实施例是借助适当的控制单元获得。所述控制单元被设计成允许根据病 人的需要来调整器官上收缩性结构的压力，这是通过调节致动器产生的力以及这些收缩性 结构作用的频率。优点在于，医师可以针对器官上的副作用、例如借助围绕该装置放置的磁 体来定制该收缩性结构的最佳压力。该控制单元以及该致动器的这些参数可以在该装置植 入后在术后咨询期间由医师调整。
[0182] 由医师或患者本身借助于打开和关闭尿道的远程控制、通过对该控制单元的手动 控制可以实现对该收缩性结构尤其是其打开的控制。该远程控制优选是无线的。对于医 师，该远程控制可以被设计成能实现该医疗装置的调整（激活力、脉冲式交替激活的参数、 测试和诊断模式）。可以提供光信号和/或振动和/或声音信号以便向患者显示电池状态 的水平。可以提供两种不同的远程控制：用于患者的简单远程控制以及用于护理人员的高 级远程控制。患者使得简单的远程控制打开和关闭该收缩性结构并且获得像电池状态和装 置状态的一些信息。护理人员具有高级远程控制，该高级远程控制除了允许对压力和频率 重新调整之外还将该装置移动至如下描述的检查模式（马达将典型地在关闭该收缩性结 构的相反方向上移动5mm)从而读取植入物参数。
[0183] 有利地，本发明的医疗装置进一步包括被设计成自动改变该收缩性元件的位置的 安全装置。
[0184] 该医疗装置的这个特征可以单独使用或者结合如上所述的该医疗装置的任何一 个特征中使用。
[0185] 有利地，所述安全装置被设计成自动将该收缩性元件从其被激活位置移动至其闲 置位置。更具体地，所述安全装置被设计成如果施加在器官上的压力高于预设压力或者如 果该能量源的功率小于预设功率时自动将该收缩性元件从其被激活位置移动至其闲置位 置。
[0186] 有利地，所述安全装置被设计成例如如果该器官未收缩的时间超过预设时间时自 动将该收缩性元件从其被激活位置移动至其闲置位置。
[0187] 对于紧急情况，该控制单元可以借助放置在皮下的开关来控制，该开关由一个或 若干按钮上的压力来激活。优选地，这个开关包括若干按钮，并且按下这些按钮的顺序是预 定的以避免该结构的意外打开。
[0188] 用于安全性的另一个替代方案是使用体外的强磁体，用于在皮肤上移动以激活该 导螺杆/螺母系统，从而在机械故障（例如，马达受阻）的情况下打开该收缩性元件。
[0189] 用于安全性的另一个替代方案是在达到某个力（典型地5N)或压力之后自动打开 这些收缩性元件。
[0190] 在其他实施例中，由医师或患者本身借助于被设计手动打开该收缩性结构的释放 装置、通过对这些收缩性元件的手动控制可以实现对该收缩性结构尤其是其打开的控制。 如果患者失去了远程控制或者如果外科医生想要打开该结构以便对患者进行内窥镜检查 或者如果必须去除肾结石，则可以使用这样的释放装置。这对应于检查模式（马达将典型 地在关闭该收缩性结构的相反方向上移动5_以便完全打开该收缩性结构），从而允许用 内窥镜进行检查而没有损害尿道的风险。
[0191] 有利地，本发明的关闭的结构具有包含在8mm与35mm之间的直径。这个打开结构 的尺寸是这样的，即当该结构的（一个或多个）收缩性元件完全打开时，外科医生可以将内 窥镜移动穿过尿道/直肠的内腔以便对患者进行内窥镜检查。以相同的方式，该打开的结 构的尺寸是这样的，即当该结构的这些收缩性元件完全打开时，肾结石的移除是可能的。
[0192] 优选地，每一个收缩性元件与相邻收缩性元件间隔不小于1mm到2cm，优选2mm至 lcm，更优选2mm至8mm，以避免过度压缩。
[0193] 优选地，本发明的结构可以包括2个与8个之间的收缩性元件，因而使得总长度包 含在20mm与50mm之间。
[0194] 本发明还涉及一种医疗装置，该医疗装置包括：
[0195] 人造收缩性结构，该人造收缩性结构包括被适于收缩器官的至少一个收缩性元 件，以此方式所述收缩性元件处于闲置或被激活位置中，该被激活位置是利用所述收缩性 元件约束该器官来限定的，并且该闲置位置是在利用述收缩性元件没有约束该器官来限定 的，
[0196] 至少一个致动器，该至少一个致动器包括至少一个电动马达以及链接至该收缩性 元件上并且被设计成将所述电动马达所引起的力传输至该收缩性元件的传输装置，
[0197] 包含并且控制所述致动器的至少一个控制单元，
[0198] 为所述致动器供能的至少一个能量源。
[0199] 根据本发明，所述致动器包括内部磁耦合装置，该内部磁耦合装置被设计成将由 该电动马达引起的力传输至该收缩性元件。
[0200] 所述致动器至少包括电动马达、连接至所述电动马达上的齿轮头、导螺杆以及安 装在所述导螺杆上的螺母，该螺母和该导螺杆中的一个链接至所述传输装置上并且该螺母 和该导螺杆中的另一个被设计成与所述齿轮头协作。
[0201] 该磁耦合装置包括被设计成与该齿轮头协作的第一磁体、被设计成与该螺母和该 导螺杆中的一个协作的第二磁体、以及任选地安装在支撑该第一磁体的板上的第三磁体。 这些磁体被植入在患者体内。
[0202] 该致动器进一步包括被设计成指示该传输装置的位置的多个传感器。
[0203] 有利地，这些传感器是霍尔传感器并且被放置在该齿轮头处。这允许提高这些霍 尔传感器的灵敏度。
[0204] 实例：
[0205] 参见图1，本发明的用于治疗尿失禁的医疗装置的一个实施例，该医疗装置包括两 个相邻的收缩性元件100,它们被设计成部分地环绕尿道的中空部分。这些收缩性元件100 通过使用多个杆件102间接地连接，所述这些杆件是围绕该传输装置固定的连接元件并且 被用于合并所述两个相邻的传输装置，即，两个相邻缆线被插入在用硅酮（硅酮管或硅酮 涂层）覆盖的Teflon?管104中。
[0206] 收缩性元件100包括被设计成至少一次环绕有待收缩的器官的中空部分的一个U 形条带106。条带106是由硅酮、PTFE、PLA、PUR、PMMA、（POM)、HDPE、LDPE或其组合制成， 以减少当该条带紧密缠绕在器官周围时的摩擦。
[0207] 如图2所示，条带106包括第一端106a和自由的第二端106b，其中包含该缆线的 管104被集成在该第一端中。自由端106b是由ΡΕΕΚ、Ρ0Μ或能够滑动经过可移动盖件的类 似生物相容材料制成，从而充当旋扣机构的锁定构件108并且也由ΡΕΕΚ、Ρ0Μ或类似生物相 容性材料制成直到条带106正围绕该器官而不对该器官施加任何表面压力的的位置。在这 个位置中，条带106的自由端106b被旋扣到锁定构件108中。条带106的自由端106b用 硅酮唇缘110保护以保证该器官仅与柔软的硅酮相接触。
[0208] 在图3所示的另一个实施例中，该收缩性元件100包括为卡扣机构的锁定装置。该 U形条带106的自由端106b被设计成与条带106的另一端106a上提供的网格107协作以 靠近该收缩性元件100。
[0209] 该医疗装置还包括被放置于远离有待收缩的器官的箱体112中的两个致动器。每 一个致动器通过对应管104中的对应缆线链接至对应的收缩性元件100上。
[0210] 使用控制单元114来控制并激活图1和2所示的收缩性元件100。该控制单元114 被放置于由钛制成的箱体112中。
[0211] 图4示出了这些致动器116中的一个致动器，所示致动器具有电动马达，该电动马 达包括电动马达118、连接至所述马达118上的齿轮头120、导螺杆124以及安装在所述导 螺杆124上的旋转螺母122。螺母122是空心柱体，该导螺杆124能够在该螺母中根据轴向 运动方式进行移动。提供了多个滚珠轴承123来改善螺母122的旋转。管104及其缆线沿 着导螺杆轴线被附接至导螺杆124的中心上。管104和缆线的末端、导螺杆124以及螺母 122被置于没有密封的第二室126内。马达118和齿轮头120被置于第一室128内，该第一 室是由钛制成并且通过将第二室126的薄钛壁130用作密封件而与第二室126密封的。第 一磁体132被放置于第一室128中并且第二磁体134被置于第二室126中，面对面地位于 该密封件130的每一侧上。
[0212] 第二磁体134被放置于旋转螺母122的面向齿轮头120的末端处，并且第一磁体 132被放置于齿轮头120的末端处的销上。当马达118旋转时，第一磁体132旋转并且将旋 转传输至第二磁体134,该第二磁体使螺母122旋转。螺母122将旋转运动传输成导螺杆 124的并且最终管104中的缆线的轴向运动，该缆线将这个力传输至对应的收缩元件100以 关闭或打开它。
[0213] 该缆线由若干杆件或一个单一杆件编织而成并且是由不锈钢、钛或聚合物制成且 被插入到由Teflon?制成的管104中。
[0214] 该控制单元114还包括用于控制这些致动器116的印刷电路板以及位置霍尔传感 器，它们被布置在第二室126之外而靠近第二磁体134处。
[0215] 在如图6和7所示的另一个优选的实施例中，第三磁体135被安装在一个金属板 137上，该金属板将来自第一磁体132的磁场屏蔽。这个金属板137是第一磁体132和第三 磁体135的支撑件。这个第三磁体135通过使用例如两个霍尔传感器139而被用于位置感 测，这些传感器被放置在第三室中位于齿轮头120的前部处。这些霍尔传感器139安装在 柔性PCB141上。
[0216] 如图1所示，控制单元114是与能量源隔开的。该能量源位于电源单元140中，该 电源单元通过两根电缆142连接到该控制单元114上，这两根电缆是通过使用多个连接器 144而容易可拆卸的。该能量源包括两个可植入的原（即，不可再充电的）电池，每一个电 池对于3. 7cm3的体积具有至少4年的寿命。在另一个未示出的实施例中，这些电池可以是 依次的而非并联的。因此，可以使用仅一根电缆和仅一个连接器。
[0217] 在功率损失的情况下，该控制单元包括电容器，该电容器具有储存足够的能量以 施加至这些电动马达并且以打开这些收缩性元件100。
[0218] 由于该导螺杆/螺母组合的自锁特性，几乎不需要能量来将收缩性元件100维持 在其被激活位置中。仅几个电子部件被永久供电。
[0219] 该控制单元被适于向每一个致动器分配电流，优选地以便脉冲式地并且交替地收 缩这些收缩性元件100。
[0220] 在此情况下，存在若干闸门，这些闸门可以独立地、脉冲式地并且交替地被激活以 便以脉冲式且交替的方式收缩围绕已被放置的这些收缩性元件100的一个或另一个区域。 这允许沿着尿道进行一小时若干次的交替收缩。这样的结构避免下面组织的应力以及之后 的糜烂和坏死。
[0221] 该控制单元被设计成激活至少一个致动器并且因此激活至少一个收缩性元件，这 样使得尿道的至少一个区域被关闭以避免失禁。患者在必要时使该装置失活，使得每一个 致动器不活动以打开尿道的中空部分的每一个区域而允许尿通过。
[0222] 还有用于按需打开所述人造收缩性结构的装置，该装置由医师或患者自己使用以 使这些致动器不活动并且打开这些收缩性元件。
[0223] 该装置可以进一步包括选自压力和力感测装置中的感测装置。
[0224] 任选地，本发明的装置可以与控制单元一起使用，该控制单元被适于在需要时驱 动所述这些收缩性元件收缩，而不脉冲式且交替性地收缩所述这些收缩性元件。
[0225] 针对导螺杆124的不同行程以及不同周期时间测试如图1所示的医疗装置的操作 时间。
[0226] 这个行程是由导螺杆124以这样的一种方式所行进的距离，即该收缩性元件100 在其闲置位置与被激活位置之间移动。周期时间包括导螺杆为关闭该收缩性元件进行的移 动、收缩性元件关闭所持续的时间、导螺杆为打开该收缩性元件所进行的移动、以及收缩性 元件打开所持续的时间。
[0227] 这些行程为8mm和4mm。这些周期时间为10分钟、20分钟和30分钟。
[0228] 该电动马达包括来自福尔哈贝（Faulhaber)公司的马达0816006S，导螺杆的螺距 为2. 29mm并且直径为2. 00mm ;齿轮比为9:1。
[0229] 该控制单元包括作为能量源的两个1. lAh的原电池，假定的保质期为1年，每一个 体积为3. 7cm3。
[0230] 收缩性元件在器官上施加的压力为1. 5N。
[0231] 结果由图5示出，这个图表示针对导螺杆的8_行程（曲线A)和4_行程（曲线 B)，不同行程的周期时间是工作时间的函数。图5显示，本发明的医疗装置允许使用原电池 以能够获得1. 8年至7. 5的年工作时间。
[0232] 此外，这样的医疗装置允许对组织施加最小压力，由此避免了组织坏死和损伤，即 使每一个收缩性元件相对于其他收缩性元件交替地以30至45分钟的频率施加压力。这意 味着，每一个收缩性元件相对于其他收缩性元件交替地关闭30至45分钟。如AMS 800的 装置显示出了糜烂，这是因为假定患者每隔4h去一次厕所，该装置每晚关闭约6至8小时 而白天关闭约4小时。
【权利要求】
1. 医疗装置，其包括： 人造收缩性结构，所述人造收缩性结构包括适用于收缩器官的至少一个收缩性元件 (100)，以此方式所述收缩性元件（100)处于闲置位置或被激活位置中，利用所述收缩性元 件（100)约束所述器官，限定所述被激活位置，并且利用所述收缩性元件（100)没有约束所 述器官，限定所述闲置位置， 至少一个致动器（116)， 包含并且控制所述致动器（116)的至少一个控制单元（114)， 为所述致动器（116)供能的至少一个能量源， 其特征在于，所述致动器（116)被设计成以这样的一种方式激活所述收缩性结构，即 "将所述收缩性元件维持在其被激活位置及其闲置位置中所需要的电流与使所述收缩性元 件在其被激活位置与其闲置位置之间移动所需要的电流之比"的比率是小于1/500,优选地 小于1/800,并且更优选地小于1/1000,并且其特征在于，所述医疗装置进一步包括用于降 低所述医疗装置的腐蚀的手段。
2. 根据权利要求1所述的医疗装置，其特征在于，用于降低所述医疗装置的腐蚀的手 段包括用于降低所述控制单元（114)中的腐蚀的手段，所述手段在于以这样的一种方式： 所述控制单元（114)包括至少一个第一室（128)，所述第一室是密封的并且包含对水分 最敏感的所述控制单元的元件，并且处在面向所述收缩性元件的侧面上；至少一个第二室 (126)，所述第二室不是密封的。
3. 根据权利要求1和2中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述致动器包括至少一 个电动马达（118)以及链接至所述收缩性元件（100)并且被设计成传输由所述电动马达引 起的力至所述收缩性元件（100)的传输装置（104)。
4. 根据权利要求3所述的医疗装置，其特征在于，所述致动器进一步包括被设计成传 输由所述电动马达引起的力至所述收缩性元件（100)的磁耦合装置。
5. 根据权利要求4所述的医疗装置，其特征在于，所述磁耦合装置被放置在所述电机 的齿轮头的末端处。
6. 根据权利要求2至5中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述致动器（116)至少 包括电动马达（118)、连接至所述电动马达（118)的齿轮头（120)、导螺杆（124)以及安装 在所述导螺杆（124)上的螺母（122)，所述螺母和所述导螺杆中一个链接至所述传输装置 (104)并且所述螺母和所述导螺杆中的另一个被设计成与所述齿轮头（120)协作。
7. 根据权利要求2至6中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述传输装置（104)是 机械的、液压的、机电的或气动的。
8. 根据权利要求6和7所述的医疗装置，其特征在于，所述传输装置（104)是将所述螺 母（122)和所述导螺杆中的一个链接到所述收缩性元件（100)上的缆线。
9. 根据权利要求6至8中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述导螺杆、所述螺母 以及所述传输装置的一部分被放置于所述第二室（126)中并且其中所述电动马达和所述 齿轮头被放置于所述第一室（128)中。
10. 根据权利要求6至9中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述磁耦合装置被设 计成将所述第一室（128)中的所述齿轮头（120)的运动传输至被放置于所述第二室（126) 中的所述螺母和所述导螺杆中的一个。
11. 根据权利要求10所述的医疗装置，其特征在于，所述磁耦合装置包括被设计成与 所述齿轮头（120)协作的第一磁体（132)、被设计成与所述螺母和所述导螺杆中的一个协 作的第二磁体（134)、以及任选地安装在支撑所述第一磁体（132)的板（137)上的第三磁体 (135)。
12. 根据权利要求10所述的医疗装置，其特征在于，所述螺母是被设计成经由所述磁 耦合装置与所述齿轮头协作的旋转螺母，并且其中所述导螺杆是链接至所述传输装置的线 性导螺杆。
13. 根据权利要求3至12所述的医疗装置，其特征在于，所述致动器进一步包括被设计 指示所述传输装置（104)的位置的传感器。
14. 根据权利要求11和13所述的医疗装置，其特征在于，所述传感器被放置在所述齿 轮头（120)处。
15. 根据权利要求1至14中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述收缩性元件 (100)包括移动部分，所述移动部分链接到所述致动器并且被设计成当被所述致动器激活 时在所述收缩性元件（100)的所述被激活位置与所述闲置位置之间移动。
16. 根据权利要求15所述的医疗装置，其特征在于，所述收缩性元件（100)包括至少部 分地围绕有待收缩的所述器官的条带（106)，并且其中所述传输装置（104)被设计成链接 到所述条带并且在所述收缩性元件由所述致动器激活时以这样的一种方式拉动所述条带， 即所述收缩性元件（100)到达其被激活位置。
17. 根据权利要求3至16中任一项所述的医疗装置，其特征在于，用于降低所述控制单 元（114)中的腐蚀的手段在于这样的一种方式，即所述传输装置的至少一部分被集成在所 述收缩性元件（100)中以允许降低所述控制单元（114)中的腐蚀。
18. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，"将所述收缩性元件维 持在其被激活位置及其闲置位置中所需要的电流与使所述收缩性元件在其被激活位置与 其闲置位置之间移动所需要的电流之比"的比率是包含在1/20000与1/500之间，优选地在 1/14000与1/800之间，并且更优选地在1/8000与1/1000之间。
19. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，针对施加在所述器官 上的、小于5N/cm2的连续压力，所述医疗装置的能量消耗是小于2000mAh/年，优选地小于 1800mAh/ 年。
20. 根据权利要求19所述的医疗装置，其特征在于，针对施加在所述器官上的、小 于2. 5N/cm2的连续压力，所述医疗装置的能量消耗是小于ISOOmAh/年，并且优选地小于 1500mAh/ 年。
21. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述能量源具有小于 20cm3的体积。
22. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述能量源被选择成具 有包含在2个月与10年之间、优选1年与10年之间、并且更优选2年与8年之间的工作时 间。
23. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述能量源是至少一个 可植入原电池。
24. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述人造收缩性结构包 括至少两个收缩性元件（100)以便能够在所述器官的至少两个不同区域内减小有待收缩 的所述器官的所述体积。
25. 根据权利要求24所述的医疗装置，其特征在于，其进一步包括至少两个致动器， 所述至少两个致动器分别通过它们对应的传输装置（104)链接到其对应的收缩性元件 (100)。
26. 根据权利要求24和25中任一项所述的医疗装置，其特征在于，每一个收缩性元件 被连接至相邻的收缩性元件上，而一个相对于另一个保持是柔性的。
27. 根据权利要求26所述的医疗装置，其特征在于，所述人造收缩性结构进一步包括 被设计成将每一个收缩性元件链接至相邻的收缩性元件的第一柔性连接元件，所述第一连 接元件是由弹性的生物相容性材料制成以用于保持所述收缩性元件一个相对于另一个为 柔性的。
28. 根据权利要求24至27中任一项所述的医疗装置，其特征在于，两个相邻的传输装 置（104)以这样的一种方式合并，即所述两个对应的相邻收缩性元件（100)间接地相连接。
29. 根据权利要求28所述的医疗装置，其特征在于，其进一步包括被设计成将两个相 邻的收缩性元件（100)的所述相邻的传输装置（104)合并的至少一个第二连接元件（102)。
30. 根据权利要求24至29中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述控制单元被适 脉冲式且交替地将每一个收缩性元件彼此独立地激活。
31. 根据权利要求30所述的医疗装置，其特征在于，所述控制单元被设计成使得至少 两个收缩性元件能够同时被维持在其被激活位置中。
32. 根据权利要求30所述的医疗装置，其特征在于，所述控制单元被设计成使得至少 两个收缩性元件能够同时被维持在其闲置位置中。
33. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述致动器被设计成使 得所述收缩性元件在包含在30秒与90分钟之间、优选30秒与60分钟之间、更优选在30 秒与45分钟之间、并且更优选在10分钟与30分钟之间的时期期间对有待收缩的器官施加 压力。
34. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，其进一步包括被设计成 自动改变所述收缩性元件的所述位置的安全装置。
35. 根据权利要求34所述的医疗装置，其特征在于，所述安全装置被设计成自动使所 述收缩性元件从其被激活位置移动至其闲置位置。
36. 根据权利要求35所述的医疗装置，其特征在于，所述安全装置被设计成如果施加 于所述器官上的压力高于预设压力自动地使所述收缩性元件从其被激活位置移动至其闲 置位置。
37. 根据权利要求35所述的医疗装置，其特征在于，所述安全装置被设计成如果所述 能量源的功率小于预设功率自动地使所述收缩性元件从其被激活位置移动至其闲置位置。
38. 根据权利要求34所述的医疗装置，其特征在于，所述安全装置被设计成如果所述 器官未被约束的时间大于预设时间自动地使所述收缩性元件从其被闲置位置移动至其被 激活位置。
39. 根据前述权利要求中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述能量源被放置于与 所述控制单元分开的电源单元中并且是用电缆连接的，并且其中用于降低所述医疗装置的 腐蚀的手段包括在所述电源单元与所述控制单元之间提供电流转换DC/AC/DC的手段。
40. 医疗装置，其包括： 人造收缩性结构，所述人造收缩性结构包括适于收缩器官的至少一个收缩性元件 (100)，以此方式所述收缩性元件（100)处于闲置位置或被激活位置中，利用所述收缩性元 件（100)约束所述器官，限定所述被激活位置，并且利用所述收缩性元件（100)没有约束所 述器官，限定所述闲置位置， 至少一个致动器（116)，所述至少一个致动器包括至少一个电动马达（118)以及链接 至所述收缩性元件（100)并且被设计成将由所述电动马达所引起的力传输至所述收缩性 元件（100)的传输装置（104)， 包含并且控制所述致动器（116)的至少一个控制单元（114)， 为所述致动器（116)供能的至少一个能量源， 其特征在于，所述致动器（116)包括内部磁耦合装置，所述内部磁耦合装置被设计成 将由所述电动马达引起的力传输至所述收缩性元件（100)。
41. 根据权利要求40所述的医疗装置，其特征在于，所述致动器（116)至少包括电动马 达（118)、连接至所述电动马达（118)的齿轮头（120)、导螺杆（124)以及安装在所述导螺 杆（124)上的螺母（122)，所述螺母和所述导螺杆中的一个链接至所述传输装置（104)并且 所述螺母和所述导螺杆中的另一个被设计成与所述齿轮头（120)协作。
42. 根据权利要求40或41所述的医疗装置，其特征在于，所述磁耦合装置包括被设计 成与所述齿轮头（120)协作的第一磁体（132)、被设计成与所述螺母和所述导螺杆中的一 个协作的第二磁体（134)、以及任选地安装在支撑所述第一磁体（132)的板（137)上的第三 磁体（135)。
43. 根据权利要求40至42中任一项所述的医疗装置，其特征在于，所述致动器进一步 包括被设计指示所述传输装置（104)的位置的传感器。
44. 根据权利要求41和43所述的医疗装置，其特征在于，所述传感器是霍尔传感器并 且被放置在所述齿轮头（120)处。
45. 根据权利要求1至44中任一项所述的医疗装置用于辅助或替代天然括约肌的用 途。
46. 根据权利要求1至44中任一项所述的医疗装置用于辅助或替代瘫痪肌肉的用途。
【文档编号】A61F2/00GK104144656SQ201280067366
【公开日】2014年11月12日 申请日期:2012年12月21日 优先权日:2011年12月23日
【发明者】C·克莱门特, M·维兰德, M·霍斯特 申请人:淼保尔斯医疗科技公司