CN102429699A - 血管压迫止血装置 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及医疗器械，特别是血管压迫止血装置，能够更准确有效地实现止血。所述血管压迫止血装置包括：壳体；和容纳在所述壳体内的电机、传动系统、施压件、和控制器，其中，所述电机连接到所述壳体内的电池，或者连接到所述壳体外的外电源；所述传动系统连接在所述电机与所述施压件之间以将所述电机的输出轴的旋转运动转变为所述施压件的直线运动；所述控制器连接到所述电机以控制所述电机的运转/停转以及所述电机的输出轴的旋转方向，其中所述电机的输出轴沿第一和第二旋转方向的旋转运动导致所述施压件沿朝向或远离所述血管的方向的直线运动。
Description
技术领域
本发明涉及医疗器械，特别是血管压迫止血装置。
背景技术
在现有技术中的止血装置在进行血管压迫止血时通常采用手动施加压力，这种方式往往需要专门的经验，而且施加压力也难以准确，不仅施加压力操作不稳定，而且易于发生误操作。
发明内容
本发明的实施例提供血管压迫止血装置，能够更准确有效地实现止血。
根据本发明的一个方面，提供一种血管压迫止血装置，其包括：壳体；和容纳在所述壳体内的电机、传动系统、施压件、和控制器，其中，
所述电机连接到所述壳体内的电池，或者连接到所述壳体外的外电源；
所述传动系统连接在所述电机与所述施压件之间以将所述电机的输出轴的旋转运动转变为所述施压件的直线运动；
所述控制器连接到所述电机以控制所述电机的运转/停转以及所述电机的输出轴的旋转方向，其中所述电机的输出轴沿第一和第二旋转方向的旋转运动导致所述施压件沿朝向或远离所述血管的方向的直线运动。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述传动系统包括以下中的一种或多种传动元件：齿轮，齿轮组，蜗轮，蜗杆，凸轮。
较佳地，在本发明的各实施例中，
所述控制器包括：控制所述电机的运转/停转状态的开关，和控制所述电机的输出轴的旋转方向的换向器；
和/或
所述控制器包括：控制所述电机的输出轴的旋转速度的无级变速器或多档变速器。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：
禁用器，其连接到所述电机、所述传动系统、所述施压件、和所述控制器中的至少一种，并从所述电机开始运转之后经过预定时间时或接收到禁用指令时禁止所述电机、所述传动系统、所述施压件、和所述控制器中的至少一种的运动或操作；或者
禁用开关，其连接在所述电机与所述电池或外电源之间，并且从所述电机开始运转之后经过预定时间时或接收到禁用指令时转为关断状态。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述预定时间小于或等于24小时或者小于或等于12小时。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述壳体具有C形结构，并包括：沿所述壳体的主轴线延伸的细长的主体部分，和分别从所述主体部分的两端向同侧弯曲延伸的第一部分和第二部分，所述传动系统中的至少一部分和所述施压件安装在所述第一部分中，所述电机安装在所述第二部分中或安装在所述主体部分中，所述控制器至少部分地设置在所述主体部分上或所述第二部分上，所述主体部分设置有用于固定血管所在肢体或身体部位的固定带。
较佳地，在本发明的各实施例中，
如果出血停止而且作为被施压血管的颈动脉或股动脉或肱动脉的远心端具有90-140毫米汞柱的收缩压和60-90毫米汞柱的舒张压，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力；
和/或
如果出血停止而且作为被施压血管的股静脉的近心端具有80-120毫米水柱的平均静脉压力，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力；
和/或
如果出血停止而且作为被施压血管的除颈动脉或股动脉或肱动脉之外的小动脉的远心端具有72-133毫米汞柱且优选地为85-112毫米汞柱的收缩压和48-85毫米汞柱且优选地为57-72毫米汞柱的舒张压，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力；
和/或
如果出血停止而且作为被施压血管的除股静脉之外的小静脉的近心端具有64-96毫米水柱且优选地为76-114毫米水柱的平均静脉压力，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：
压力传感器，其连接到所述控制器以将所述施压件施压的血管的压力传送到所述控制器；所述控制器根据从所述压力传感器收到的压力控制所述电机的运转/停转以及所述电机的输出轴的旋转方向和/或控制所述电机的输出轴的旋转速度；优选地所述压力传感器设置在所述施压件的用于压迫血管的自由端上；
和/或
显示器，其连接到所述控制器或压力传感器以显示所述施压件施压的血管的压力的值或变化曲线。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：
过压保护器，其连接到所述控制器以当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时操控所述控制器使所述电机停转；或者
过压保护结构，其连接到所述施压件以当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时处于保护状态以阻止所述施压件沿朝向所述血管的方向进一步直线运动；或者
过压保护开关，其连接在所述电机与所述电池或外电源之间，并且当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时或接收到禁用指令时转为关断状态。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：
止退结构，其安装到或集成到所述施压件的外表面上和/或所述壳体的允许所述施压件穿过的引导孔的内表面上，用于当所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对血管的压力时处于止退状态以阻止所述施压件沿远离血管的方向回退。
较佳地，在本发明的各实施例中，
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有平滑的平面或凸面，所述自由端优选地被可拆卸地安装到所述施压件的主体；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端包括缓冲层，所述缓冲层优选地是可拆卸更换的；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有至少一个平直边缘，且所述平直边缘垂直于或平行于所述壳体的主轴线；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有至少一个斜切边缘，且所述斜切边缘相对于所述壳体的主轴线所成的锐角倾角与所述血管的延伸方向相对于所述血管所处身体或肢体的延伸方向所成的锐角夹角互余，所述锐角倾角优选地为15°-40°且更优选地为20°-30°；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有至少一个平直边缘，所述自由端能够选择性地相对于所述施压件的主体实现旋转和锁定。
通过本发明的各实施例提供的血管压迫止血装置，能够更准确有效地实现止血。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，以下将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图进行论述，显然，在结合附图进行描述的技术方案仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员而言，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图所示实施例得到其它的实施例及其附图。
图1是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的剖视图。
图2是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的立体图。
图3是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的结构示意图。
图4是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的各部件的分解立体图。
具体实施方式
以下将结合附图对本发明的各实施例的技术方案进行清楚、完整的描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中所述的实施例，本领域普通技术人员在不需要创造性劳动的前提下所得到的所有其它实施例，都在本发明所保护的范围内。
根据本发明的一个方面，提供一种血管压迫止血装置，其包括：壳体；和容纳在所述壳体内的电机、传动系统、施压件、和控制器，其中，
所述电机连接到所述壳体内的电池，或者连接到所述壳体外的外电源；
所述传动系统连接在所述电机与所述施压件之间以将所述电机的输出轴的旋转运动转变为所述施压件的直线运动；
所述控制器连接到所述电机以控制所述电机的运转/停转以及所述电机的输出轴的旋转方向，其中所述电机的输出轴沿第一和第二旋转方向的旋转运动导致所述施压件沿朝向或远离所述血管的方向的直线运动。
这样，当利用所述血管压迫止血装置对血管止血时，控制器控制电机运转，以将动力(转矩)通过输出轴经由传动系统传递到施压件，即，当电机沿第一旋转方向旋转时，施压件沿朝向血管的方向进行直线运动以压迫血管；当出血停止后(即，已经实现止血目的)，控制器可控制电机停转并保持恒压施压以使止血状态稳定下来；当所述血管压迫止血装置使用完毕之后，控制器可控制电机沿与第一旋转方向相反的第二旋转方向运转，相应地，施压件沿远离血管的方向进行直线运动以与血管脱离接触，并可将所述血管压迫止血装置从身体上拆除。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述传动系统包括以下中的一种或多种传动元件：齿轮，齿轮组，蜗轮，蜗杆，凸轮。通过所述一种或多种传动元件或者其组合，能够将电机输出轴的较高速度的旋转运动转变(例如，通过多级降速)为施压件的较低速度的直线运动，从而能够更精细地控制施压件施加对血管的压力。
应理解，所述的齿轮或齿轮组中可根据需要而采用任意适合类型的齿轮，例如，直齿轮，斜齿轮，或异形齿轮。
应理解，在相邻传动元件之间的传动比可根据需要而采用任意适合值。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述控制器包括：控制所述电机的运转/停转状态的开关，和控制所述电机的输出轴的旋转方向的换向器。利用换向器可控制电机输出轴沿第一旋转方向或第二旋转方向(例如顺时针或逆时针旋转方向)旋转。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述控制器包括：控制所述电机的输出轴的旋转速度的无级变速器或多档变速器。在一个实施例中，由于在压迫血管止血的过程的初期需要尽快止血，因而电机输出轴可进行高速旋转而使施压件能够尽快到达能够有效压迫血管的位置以节省操作时间；随后，在施压件通过压迫血管而使血管逐渐止血(例如出血越来越少)时，需要精确控制施压件的进给量，一方面需要继续施压以达到最终止血的目的，另一方面需要防止由于施压过度而可能造成的身体损伤，在这种情况下，电机输出轴可进行低速旋转而使施压件在保持压紧血管的状态下小心进给。这种对施压件进给速度的不同需要，可通过无级变速器实现，也可通过具有多个速度档(例如，高速和低速两档，或者高速、中速和低速三档)的多档变速器实现。
应理解，控制器或者构成控制器的控制部件(例如，开关、换向器、无级变速器或多档变速器)可手动控制也可自动控制，而且，这些控制部件可通过手动操作或者以无线方式远程操作。
在一个实施例中，通过手动操作控制器，由此，控制器的操作部分可设置为在血管压迫止血装置的壳体表面上露出以便于控制操作。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：
禁用器，其连接到所述电机、所述传动系统、所述施压件、和所述控制器中的至少一种，并从所述电机开始运转之后经过预定时间时或接收到禁用指令时禁止所述电机、所述传动系统、所述施压件、和所述控制器中的至少一种的运动或操作。
通过所述禁用器，可在所述血管压迫止血装置使用后到达预定时间时禁用相关部件的运动或操作而禁用整个血管压迫止血装置的功能(其中也包括禁止继续进行施压操作)，从而能够避免所述血管压迫止血装置被重复使用而可能造成的交叉感染，也就是说，使所述血管压迫止血装置作为一次性使用的装置，这能够有效降低感染上血液感染疾病的可能性。
以所述禁用器禁用整个血管压迫止血装置的功能，也可通过禁用指令进行控制，这种禁用指令既可以是在完成止血操作之后为防止装置重复使用而发出的指令，也可以是在进行止血操作之前或之中发生紧急事故时为防止血管压迫止血装置受损或防止需要止血的患者受伤而发出的指令。
较佳地，在本发明的各实施例中，作为所述禁用器的可替代方案，所述的血管压迫止血装置可进一步包括：
禁用开关，其连接在所述电机与所述电池或外电源之间，并且从所述电机开始运转之后经过预定时间时或接收到禁用指令时转为关断状态。
所述禁用开关连接在电机与电池或外电源之间以控制对电机的供电状态，也就是说，通过所述禁用开关可在需要时切断电力供应，从而实现与通过所述禁用器类似的功能，即，禁用整个血管压迫止血装置的功能(其中也包括禁止继续进行施压操作)。这一方面能够避免所述血管压迫止血装置被重复使用而可能造成的交叉感染以有效降低感染上血液感染疾病的可能性(例如通过所述预定时间实现或通过禁用指令实现)；另一方面，也可通过禁用指令的控制在进行止血操作之前或之中发生紧急事故时进行所述禁用，以防止血管压迫止血装置受损或防止需要止血的患者受伤。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述预定时间小于或等于24小时或者小于或等于12小时。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述壳体具有C形结构，并包括：沿所述壳体的主轴线延伸的细长的主体部分，和分别从所述主体部分的两端向同侧弯曲延伸的第一部分和第二部分，所述传动系统中的至少一部分和所述施压件安装在所述第一部分中，所述电机安装在所述第二部分中或安装在所述主体部分中，所述控制器至少部分地设置在所述主体部分上或所述第二部分上，所述主体部分设置有用于固定血管所在肢体或身体部位的固定带。在这种情况下，可通过固定带将需要止血的肢体或部位固定到血管压迫止血装置以进行止血操作，并通过至少部分地设置在壳体上的控制器(例如其相应的操作开关)对操作过程进行控制。
对于不同的待止血血管而言，可根据血管的类型(例如，动脉或静脉)在预定条件下(例如，出血停止，血管压力处于预定范围内)控制电机停转并以当前压力保持对所述血管的压力，以使血管止血状态实现稳定。
较佳地，在本发明的各实施例中，如果出血停止而且作为被施压血管的颈动脉或股动脉或肱动脉的远心端具有90-140毫米汞柱的收缩压和60-90毫米汞柱的舒张压，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力。
较佳地，在本发明的各实施例中，如果出血停止而且作为被施压血管的股静脉的近心端具有80-120毫米水柱的平均静脉压力，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力。
较佳地，在本发明的各实施例中，如果出血停止而且作为被施压血管的除颈动脉或股动脉或肱动脉之外的小动脉的远心端具有72-133毫米汞柱且优选地为85-112毫米汞柱的收缩压和48-85毫米汞柱且优选地为57-72毫米汞柱的舒张压，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力。由于小动脉的压力低于大动脉(例如颈动脉或股动脉或肱动脉)的压力，因而作为判断参数的压力值(例如收缩压或舒张压)也会较低。
较佳地，在本发明的各实施例中，如果出血停止而且作为被施压血管的除股静脉之外的小静脉的近心端具有64-96毫米水柱且优选地为76-114毫米水柱的平均静脉压力，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力。由于小静脉的压力低于大静脉(例如股静脉)的压力，因而作为判断参数的压力值(例如平均静脉压力)也会较低。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：压力传感器，其连接到所述控制器以将所述施压件施压的血管的压力传送到所述控制器；所述控制器根据从所述压力传感器收到的压力控制所述电机的运转/停转以及所述电机的输出轴的旋转方向和/或控制所述电机的输出轴的旋转速度。
采用压力传感器实时地监测待止血血管的压力，可及时调整血管压迫止血操作，从而提高操作的精确性和可靠性。
优选地所述压力传感器设置在所述施压件的用于压迫血管的自由端上。这可以直接检测到血管压力用于操作控制。更优选地，在自由端上设置缓冲层的情况下，可对直接检测到的压力值进行修正后作为用于操作控制的压力参数值。
应理解，进行止血的血管内的血压(例如收缩压或舒张压)，既可以通过特定的血压测量仪直接测量，也可以通过由所述压力传感器测量到的在施压件压迫血管处的外部压力而间接获得。在利用所述压力传感器间接获得血管内的血压的情况下，可根据所述外部压力(在施压件与血管处表皮之间的接触面上，血管内部血压可至少部分地反映在对施压件的反作用力上)计算出(例如利用偏移修正值)血压。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：显示器，其连接到所述控制器或压力传感器以显示所述施压件施压的血管的压力的值或变化曲线。通过提供这样的压力显示，可对止血操作实现人工监控以作为止血操作的参考依据之一。
为了防止在血管压迫止血过程中过度施压而造成身体受伤，可以提供过压保护功能。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：过压保护器，其连接到所述控制器以当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时操控所述控制器使所述电机停转。这样，过压保护器可通过与控制器之间的交互在需要过压保护时使电机停转，从而停止整个血管压迫止血装置的进一步施压操作。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：过压保护结构，其连接到所述施压件以当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时处于保护状态以阻止所述施压件沿朝向所述血管的方向进一步直线运动。这样，过压保护结构可在需要过压保护时通过在保护状态下的机械构造阻止施压件的加压运动(沿朝向血管的方向的直线运动)，从而阻止血管压迫止血装置的进一步施压操作。应理解，过压保护机构在不需要过压保护的情况下可处于非保护状态而允许血管压迫止血装置的施压操作。优选地，过压保护结构可安装或集成在壳体上，也可安装或集成在施压件上。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：过压保护开关，其连接在所述电机与所述电池或外电源之间，并且当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时或接收到禁用指令时转为关断状态。这样，过压保护结构可在需要过压保护时通过切断对电机的电力供应而使电机停转，从而阻止血管压迫止血装置的进一步施压操作。应理解，过压保护机构在不需要过压保护的情况下可处于非关断状态而允许供电实施血管压迫止血装置的施压操作。
由此可见，无论采用所述的过压保护器、过压保护结构、过压保护开关中的任意一种或多种，均可实现过压保护功能。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述的血管压迫止血装置进一步包括：
止退结构，其安装到或集成到所述施压件的外表面上和/或所述壳体的允许所述施压件穿过的引导孔的内表面上，用于当所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对血管的压力时处于止退状态以阻止所述施压件沿远离血管的方向回退。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述施压件的用于压迫血管的自由端可具有平滑的平面或凸面。所述自由端平滑可避免患者身体受伤。
所述自由端优选地被可拆卸地安装到所述施压件的主体。由此，所述自由端可根据需要选择和更换，以适于为不同状况的血管(例如，血管类型，出血位置，受伤情况)止血。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述施压件的用于压迫血管的自由端可包括缓冲层。缓冲层可适度变形以适于为不同状况的血管(例如，血管类型，出血位置，受伤情况)止血。
所述缓冲层优选地是可拆卸更换的。所述缓冲层可根据需要选择和更换，以适于为不同状况的血管(例如，血管类型，出血位置，受伤情况)止血。
在一个实施例中，如前所述，壳体具有沿主轴线延伸的主体部分，当所述血管压迫止血装置与止血肢体或身体部位固定而使得壳体主轴线平行于止血肢体或身体部位的延伸方向(或长轴)时，最有利于固定的稳固性。当施压件的一个平直边缘(例如斜切边缘)与受压血管的延伸方向垂直地压迫血管时，压迫止血效率最高，而且监控可视性最好，是理想的止血压迫状态。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述施压件的用于压迫血管的自由端可具有至少一个平直边缘，且所述平直边缘垂直于或平行于所述壳体的主轴线。这样，当压迫血管止血时，可使所述平直边缘垂直于血管延伸方向，以高效地压迫血管止血。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述施压件的用于压迫血管的自由端可具有至少一个斜切边缘，且所述斜切边缘相对于所述壳体的主轴线所成的锐角倾角与所述血管的延伸方向相对于所述血管所处身体或肢体的延伸方向所成的锐角夹角互余，所述锐角倾角优选地为15°-40°且更优选地为20°-30°。这样，血管压迫止血装置(特别是施压件的斜切边缘)在进行止血操作时能够采取更符合应用环境的姿态，例如，适应于血管与其所处肢体或身体部位之间的延伸方向的差异而设置施压件(特别是其用于压迫血管的自由端的斜切边缘)的取向，以更有效地将止血压力施加于血管。具体地，斜切边缘与壳体主轴线形成锐角倾角(例如A)，而血管的延伸方向与血管所处身体或肢体的延伸方向形成锐角夹角(例如B)，角度A和B互余，即，A+B＝90°。由此，当血管所处身体部位或肢体固定到所述血管压迫止血装置并且使壳体主轴线平行于身体部位或肢体时，斜切边缘可与血管延伸方向基本垂直地压在血管处，从而能够更有效地压迫血管止血。
所述斜切边缘的锐角倾角可根据受压血管而定。在一个实施例中，受压迫的血管为股动脉或股静脉，在这种情况下，所述锐角倾角A可为15°-40°且更优选地为20°-30°。
应理解，在优选实施例中，这样的平直边缘或斜切边缘可以设置多个，以分别适应于不同应用环境。
由于不同血管可能具有不同的延伸方向，即，存在各种压迫止血应用环境，因此，希望用于有效压迫血管的平直边缘(垂直、平行或斜切边缘)能够适应于多种应用环境。
较佳地，在本发明的各实施例中，所述施压件的用于压迫血管的自由端可具有至少一个平直边缘，所述自由端能够选择性地相对于所述施压件的主体实现旋转和锁定。这样，针对具体的止血肢体或身体部位，可将平直边缘旋转到适合位置(即，基本垂直于受压血管的延伸方向)之后锁定，由此使得施压件能够更加方便有效地压迫股动脉以止血。
图1是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的剖视图。在例如图1中所示的实施例中，血管压迫止血装置可以包括：壳体；和容纳在所述壳体内的电机8、传动系统、施压件2、和控制器9，其中，
所述电机8连接到所述壳体内的电池11，或者连接到所述壳体外的外电源；
所述传动系统连接在所述电机8与所述施压件2之间以将所述电机8的输出轴的旋转运动转变为所述施压件2的直线运动；
所述控制器9连接到所述电机8以控制所述电机8的运转/停转以及所述电机8的输出轴的旋转方向，其中所述电机8的输出轴沿第一和第二旋转方向的旋转运动导致所述施压件2沿朝向或远离所述血管的方向(在图1中显示为沿向下或向上方向)的直线运动。
优选地，在图1中所示的实施例中，壳体可包括底座1和稳定板13，传动系统可包括齿轮4、5、6、7，施压件2的用于与血管(沿图1中所示的下方)接触施压的自由端可具有缓冲层14，控制器9可包括护帽10，电池11显示为两节电池。
更优选地，在图1所示的实施例中，还可包括禁用器12(其中可具有电路板或芯片)以与控制器9交互实现禁用功能。
图2是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的立体图。其中显示出各部件被设置在壳体中的情况。
图3是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的结构示意图。其中移除了壳体以更清楚地显示出各部件的相关位置和连接关系。
图4是根据本发明的实施例的血管压迫止血装置的各部件的分解立体图。在图4所示的实施例中可见，施压件3的主体为细长的杆，在杆的用于对血管施压的自由端(或称施压端)2可具有平面或凸面；控制器9连接到电机8以实现对其的操作控制。
通过本发明的各实施例提供的血管压迫止血装置，能够更准确有效地实现止血。
本发明提供的各种实施例可根据需要以任意方式相互组合，通过这种组合得到的技术方案，也在本发明的范围内。
显然，在不脱离本发明的精神和范围的情况下，本领域技术人员可以对本发明进行各种改动和变型。这样，如果对本发明的这些改的和变型属于本发明权利要求及其等同方案的范围之内，则本发明也将包含这些改动和变型。
Claims (10)
1.一种血管压迫止血装置，其特征在于，包括：壳体；和容纳在所述壳体内的电机、传动系统、施压件、和控制器，其中，
所述电机连接到所述壳体内的电池，或者连接到所述壳体外的外电源；
所述传动系统连接在所述电机与所述施压件之间以将所述电机的输出轴的旋转运动转变为所述施压件的直线运动；
所述控制器连接到所述电机以控制所述电机的运转/停转以及所述电机的输出轴的旋转方向，其中所述电机的输出轴沿第一和第二旋转方向的旋转运动导致所述施压件沿朝向或远离所述血管的方向的直线运动。
2.如权利要求1所述的血管压迫止血装置，其特征在于，
所述传动系统包括以下中的一种或多种传动元件：齿轮，齿轮组，蜗轮，蜗杆，凸轮。
3.如权利要求1或2所述的血管压迫止血装置，其特征在于，
所述控制器包括：控制所述电机的运转/停转状态的开关，和控制所述电机的输出轴的旋转方向的换向器；
和/或
所述控制器包括：控制所述电机的输出轴的旋转速度的无级变速器或多档变速器。
4.如权利要求1至3中任一项所述的血管压迫止血装置，其特征在于，进一步包括：
禁用器，其连接到所述电机、所述传动系统、所述施压件、和所述控制器中的至少一种，并从所述电机开始运转之后经过预定时间时或接收到禁用指令时禁止所述电机、所述传动系统、所述施压件、和所述控制器中的至少一种的运动或操作，优选地所述预定时间小于或等于24小时或小于或等于12小时；或者
禁用开关，其连接在所述电机与所述电池或外电源之间，并且从所述电机开始运转之后经过预定时间时或接收到禁用指令时转为关断状态，优选地所述预定时间小于或等于24小时或小于或等于12小时。
5.如权利要求1至4中任一项所述的血管压迫止血装置，其特征在于，
所述壳体具有C形结构，并包括：沿所述壳体的主轴线延伸的细长的主体部分，和分别从所述主体部分的两端向同侧弯曲延伸的第一部分和第二部分，所述传动系统中的至少一部分和所述施压件安装在所述第一部分中，所述电机安装在所述第二部分中或安装在所述主体部分中，所述控制器至少部分地设置在所述主体部分上或所述第二部分上，所述主体部分设置有用于固定血管所在肢体或身体部位的固定带。
6.如权利要求1至5中任一项所述的血管压迫止血装置，其特征在于，
如果出血停止而且作为被施压血管的颈动脉或股动脉或肱动脉的远心端具有90-140毫米汞柱的收缩压和60-90毫米汞柱的舒张压，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力；
和/或
如果出血停止而且作为被施压血管的股静脉的近心端具有80-120毫米水柱的平均静脉压力，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力；
和/或
如果出血停止而且作为被施压血管的除颈动脉或股动脉或肱动脉之外的小动脉的远心端具有72-133毫米汞柱且优选地为85-112毫米汞柱的收缩压和48-85毫米汞柱且优选地为57-72毫米汞柱的舒张压，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力；
和/或
如果出血停止而且作为被施压血管的除股静脉之外的小静脉的近心端具有64-96毫米水柱且优选地为76-114毫米水柱的平均静脉压力，则所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对所述血管的压力。
7.如权利要求1至6中任一项所述的血管压迫止血装置，其特征在于，进一步包括：
压力传感器，其连接到所述控制器以将所述施压件施压的血管的压力传送到所述控制器；所述控制器根据从所述压力传感器收到的压力控制所述电机的运转/停转以及所述电机的输出轴的旋转方向和/或控制所述电机的输出轴的旋转速度；优选地所述压力传感器设置在所述施压件的用于压迫血管的自由端上；
和/或
显示器，其连接到所述控制器或压力传感器以显示所述施压件施压的血管的压力的值或变化曲线。
8.如权利要求1至7中任一项所述的血管压迫止血装置，其特征在于，进一步包括：
过压保护器，其连接到所述控制器以当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时操控所述控制器使所述电机停转；或者
过压保护结构，其连接到所述施压件以当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时处于保护状态以阻止所述施压件沿朝向所述血管的方向进一步直线运动；或者
过压保护开关，其连接在所述电机与所述电池或外电源之间，并且当所述血管的压力超过针对该血管的预定压力阈值时或接收到禁用指令时转为关断状态。
9.如权利要求1至8中任一项所述的血管压迫止血装置，其特征在于，进一步包括：
止退结构，其安装到或集成到所述施压件的外表面上和/或所述壳体的允许所述施压件穿过的引导孔的内表面上，用于当所述控制器控制所述电机停转而使得所述施压件保持对血管的压力时处于止退状态以阻止所述施压件沿远离血管的方向回退。
10.如权利要求1至9中任一项所述的血管压迫止血装置，其特征在于，
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有平滑的平面或凸面，所述自由端优选地被可拆卸地安装到所述施压件的主体；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端包括缓冲层，所述缓冲层优选地是可拆卸更换的；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有至少一个平直边缘，且所述平直边缘垂直于或平行于所述壳体的主轴线；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有至少一个斜切边缘，且所述斜切边缘相对于所述壳体的主轴线所成的锐角倾角与所述血管的延伸方向相对于所述血管所处身体或肢体的延伸方向所成的锐角夹角互余，所述锐角倾角优选地为15°-40°且更优选地为20°-30°；
和/或
所述施压件的用于压迫血管的自由端具有至少一个斜切边缘，所述自由端能够选择性地相对于所述施压件的主体实现旋转和锁定。
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