CN103002940B - 用于过量体液的引流系统 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种用于过量体液的引流系统和相关方法。例如，根据本发明的实施例的体液引流系统可以包括：导管，所述导管具有外表面、近部和与所述近部相对的远部。所述体液引流系统还可以包括：阀装置、压力传感器以及工作上耦接到所述阀装置和所述压力传感器的控制器。所述阀装置可包括定位于所述导管的所述外表面上的致动器。所述致动器能够在打开位置、闭合位置以及中间位置之间移动，所述打开位置允许体液流过所述导管，所述闭合位置至少基本上阻塞体液流过所述导管，所述中间位置部分地阻塞体液流过所述导管。所述控制器可以响应所述压力传感器的预定条件而改变所述致动器的位置。

Description

用于过量体液的引流系统
相关文件的交叉引用
本申请要求于2010年3月19日提交的、申请号为61/315,660、名称为“FAILURERESISTANT SHUNT（抗失效分流器）”的待审美国专利临时申请以及于2010年10月27日提交的、申请号为61/407,359、名称为“EXTERNAL CSF DRAINAGE SYSTEM WITH IMPROVED VALVEAND OTHER FEATURES（具有改进的阀以及其它特征件的外部脑脊髓液引流系统）”的待审美国专利临时申请的优先权，其二者的全部内容通过参见的方式合并入本申请。
技术领域
本发明总体上涉及对过量体液的引流。更具体地，一些实施例涉及具有提高的引流调节功能的体液引流系统及其相关方法。
背景技术
多种身体状况会引起人体内过量体液的汇集。例如，脑积水是过量的脑脊髓液（“CSF”）在脑室中的积聚，此会增加颅内压力（“ICP”）。这种身体状况可能是由于不能重吸收CSF、受损的CSF流或过量产生的CSF而引起的。脑外伤、脑出血、中风、脑瘤、脊髓液泄漏、脑膜炎和脑脓肿也可能会导致过量CSF的急性积聚。如果不经处理，那么脑积水和其它的CSF过量积聚会逐渐地使脑室扩大，此会增加ICP，并导致痉挛、智力残疾并最终导致死亡。
对脑积水的治疗一般需要安装将CSF从大脑引流到其它能够汇集过量CSF或将其重吸收到人体内的另一位置的CSF分流器。例如，脑室-腹腔分流器（VPS）包括插在侧脑室（即有过量CSF位置）内并与腹腔流体连通以便于将过量的CSF重吸收到人体内的皮下安装的导管。一般齐平于头骨植入的机械阀可以调节通过该导管的CSF流。最近的创新已经产生了可以基于静态压力参数来调节CSF运动的VPS。例如，可以将外部磁场施加于所植入的VPS，以改变该阀的设定点压力。
与脑积水治疗方式相似，可通过将过量CSF分流到其它位置来治疗CSF的急性积聚。例如，临时CSF分流一般包括脑室外引流装置(“EVD”），脑室外引流装置将CSF从侧脑室汇聚到外部引流腔，并且由此减少了颅内CSF的体积，并降低了ICP。可替换地，临时CSF分流可以包括将腰部引流装置（“LD”）放置在脊椎的底部，并将CSF从腰部引流到外部引流腔。尽管具有不同的插入点，EVD装置和LD装置使用相似的部件以控制引流。
一般地，临时CSF分流装置或者较为持久的CSF分流装置（如VPS）包括相似的特征部分，并由此会引发许多相似的并发症。例如，在将CSF分流器植入期间和植入之后，感染都会是重要的危险因素。如果发生感染，则必须将整个CSF分流器移除，并且患者通常必须经过10-14天的静脉注射抗生素，然后再植入新的CSF分流器。CSF分流器的各部件内会发生机械故障，并且一般需要更换故障部件。例如，导管的入口可能会引起脑室组织长入。阀可能由于阀内的残物堆积（如血液、蛋白质）而失效，导管的出口可能由于瘢痕组织内的破裂、变得堵塞或束缚而失效。这些机械失效、感染或其它并发症会引起大部分植入的CSF分流器在两年内失效，并且会引起几乎所有的CSF分流器在十年内失效。由于这种不可靠性和对ICP进行局部监控并调节的必要性，传统的CSF分流器需要专业医生经常性的干预。
附图说明
图1A是根据本发明的实施例安装在患者体内的内部体液引流系统的示意图。
图1B是根据本发明的实施例安装在患者体内的外部体液引流系统的示意图。
图2A是根据本发明的实施例的阀装置的示意性放大剖视图。
图2B是根据本发明另一实施例的阀装置的示意性放大剖视图。
图3A至图3J是根据本发明的实施例的用于阀装置的致动器的侧视图；
图4A和图4B分别是根据本发明的实施例用于体液引流系统的储液部的侧视图和立体图。
图5A是根据本发明的实施例通过体液引流系统的阀装置的通畅顺流的示意性俯视剖切图。
图5B是通过图5A所示阀装置的被部分阻塞的顺流的示意性俯视剖切图。
图5C是通过图5A所示阀装置的逆流的示意性俯视剖切图。
图5D是通过图5A所示阀装置的强制顺流的示意性俯视剖切图。
图6A是根据本发明的实施例通过植入在脑室中的体液引流系统的顺流的示意性侧视剖切图。
图6B是通过图6A所示体液引流系统的逆流的示意性俯视剖切图。
图7A是根据本发明的另一实施例的体液引流系统的局部示意图。
图7B至图7D是图7A所示体液引流系统的各部分的示意图。
图8A和图8B是根据本发明的其它实施例安装在CSF系统的不同部分中的外部体液引流系统的示意图。
具体实施方式
本发明涉及引流过量体液的装置、系统和方法。例如，在一个实施例中，体液引流系统可以安装在患者体内有过量体液的区域和可以汇集和/或重吸收过量体液的第二位置（如外部容器、内部腔）之间。所述体液引流系统可以包括将递增的力施加到导管外部以调节体液引流速度的阀装置。在所选实施例中，体液引流系统也可以产生通过导管的体液的强制流，以避免阻塞并基于系统进行诊断。在以下描述中以及在图1A至图8B中，阐述了某些特定的细节，以为本发明各实施例提供透彻的理解。例如，以下详细描述了分流脑脊髓液（“CSF”）的体液引流系统的一些实施例。然而本发明可以用于引流各种过量的体液，如腹膜液、血液、水和/或其它体液。另外，术语“导管”广泛地用于整个申请中，以指代任何合适的管道或结构，该管道或结构包括体液可以流过的内腔。描述经常与CSF相关联的众所周知的结构和系统以及其它体液引流系统、分流器、生物医学诊断等的其它细节在以下公开文本中未予阐述，以避免对本发明各实施例的描述造成不必要的混淆。因此，本领域的普通技术人员将会由此理解到：本发明可具有带额外元件的其它实施例，或者本发明可具有不带以下参照图1A至图8B所描述及所示特征的其它实施例。
如本文中所使用的，术语“力”指致动器和导管之间的相互作用。该术语使用广泛，在一些实施例中，“压力”是同等效果的术语。另外，在所选实施例中，致动器可以通过改变致动器机构（如线性轴、旋转轴、螺旋轴）相对于所述导管的位置而将力或压力施加到导管上，由此“致动器位置”也可以用于描述致动器和导管之间的相互作用。
图1A是根据本发明的实施例植入患者101的内部体液引流系统100（“引流系统100”）的示意图。该引流系统100可以包括导管102、位于导管102外表面112上的阀装置104、以及一个或多个传感器106（各传感器分别称为第一传感器106a和第二传感器106b）。引流系统100还可以包括工作上耦接到阀装置104和/或传感器106的控制器110。如以下将进一步描述的，阀装置104可以将递增的力施加到导管102的外表面112上，以调节通过导管102的体液流，并且控制器110可以响应于从传感器106采集的测量值（如压力、流量）而改变阀装置104施加在导管102上的力的水平。
如图1A所示，导管102可以包括近部108a以及与所述近部108a相对的远部108b。导管102的近部108a和远部108b可以是一体形成的管道或包括两个或多个使用现有技术中已知的合适的紧固方法（如胶合）连接在一起的独立的管道。导管102可以由诸如硅树脂、乳胶、热塑弹性体和/或其它合适的管材料等一系列聚合物制成。在所选的实施例中，靠近阀装置104的导管部分可以包括可压缩蠕动泵管（如硅树脂橡胶、聚氯乙烯）、减少的积垢面积、具有不同机械顺应性的管道和/或其它抗疲劳的持久弹性材料。在其它实施例中，导管102可以由带有抗菌剂或其它抗生物积垢剂的管道制成，其中，抗菌剂或抗生物积垢剂可以避免有机物进入引流系统100并引起感染。如果导管102包括不同材料或管道部分，这些不同材料和/或管道部分可以用粘合剂和/或其它提供液密密封的紧固件密封在一起。
导管102的近部108a定位在体液过量区域处，而远部108b可以定位成与汇集和/或吸收体液的内部容器流体连通。导管102的近部108a可以包括具有与体液过量区域流体连通的一个或多个开口（未示出）的入口区116，使得体液可以流入导管102。例如，在图1A所示的实施例中，导管102的入口区116安装（如，通过钻孔）到患者大脑中的脑室113，以便接收过量的CSF。在进入引流系统100以后，体液能够以顺流通过导管102到达远部108b。远部108b可以包括将过量体液排进内部容器位置的出口区118。例如，出口区118可以定位成与患者的腹膜腔115流体连通，在腹膜腔处，可将过量的体液重吸收到人体内。在其它实施例中，出口区118可以将体液排进心脏的心房、肺的胸膜内层、胆囊和/或其它合适的终端位置。
阀装置104可以定位在导管的近部108a和远部108b之间，以调节通过引流系统100的体液流。例如，如图1A所示，阀装置104可以植入患者101的锁骨下凹部内。在其它实施例中，阀装置104可以安装在筋膜前或筋膜下的腹内区。该腹内定位特别适合于新生儿，在孩子成长过程中便于更换阀装置104，但是对于成年人，也方便于接近阀装置104。有利地，将阀装置104放置在锁骨下凹部或者放置在腹内区，使得在部件需要更换或修理的情况下不必剥去患者的头皮以进行颅中手术，因此避免了在头皮中重复切口，而这会形成断流、切口愈合不良和/或感染。腹内阀装置104也可以方便对电池或其它动力源的周期性更换。在其它实施例中，阀装置104可以安装在躯干的其它皮下区域，或者在具有过量体液的另一区域和可以汇集和/或重吸收体液的容器之间。在另一实施例中，阀装置104可以微型化，使得其可以植入头皮下。
传感器106可以测量导管102内的压力、通过导管102的体液流量和/或其它与通过引流系统100的体液引流相关联的测量值。压力传感器可以是沿引流装置100定位的小型电传感器。通过导管102的体液流量可以由非电转子流量计来测量，非电转子流量计使用本地或远程传感器来读取在导管102内与流量成比例地上升或下降的加重或浮力球的位置。在其它实施例中，可以使用现有技术中已知为“冰块试验”来测量体液流量。这种流量传感器的改进变体包括嵌入体液流的电阻式电加热器和温度传感器，而不是用于常规冰块试验中的外部加热器/冷却器和外部温度测量装置。在另一实施例中，体液流量可以使用已知为“动力腔”（tick-tock chamber）的来测量，其中，该“动力腔”可以感测特定的腔由导管102内的体液重新充满的速率。
如图1A所示，传感器106可以定位在阀装置104的出口和入口附近。因此，第一传感器106a可以在体液进入阀装置104之前测量导管近部108a内的流量和/或压力，第二传感器106b可以在体液流出阀装置104时测量远部108b内的流量和/或压力。该信息可以用于确保阀装置104产生所需的引流速率、监控患者的方向、基于引流系统进行诊断、和/或获取其它所需的测量值和特征。在其它实施例中，引流系统100可以包括或多或少的传感器106。例如，压力传感器106可以定位在入口区116的附近以直接测量ICP。
传感器106也可以用以获得在与传感器106间隔开来的所需位置（如用于ICP的门罗孔（Foramen of Monroe））的压力。例如在患者101的躯干内的阀装置附近定位的传感器106可以用于获取ICP。如图1A所示，传感器106可以定位在阀装置104的两侧，以测量阀装置104上游和下游的压力。如果患者101是直立的（即站立的时候），近部108a处的第一传感器106a可以测量与ICP加上由第一传感器106a上方的近部108a中的体液所产生的压力差之和大致相等的压力。在远部108b处的第二传感器106b可以测量与出口区118的压力（如腹膜腔115处的压力；如现有技术中已知的，该压力相对于大气大约为0）加上由第二传感器106b下方的远部108b处的体液产生的负压之和大致相等的压力。可以将传感器106的上游和下游的压力结合起来以获取真实的ICP值。例如，如果阀装置104定位在脑室113和出口区118之间的中部，那么传感器106的两个压力测量值的和会使压力差无效并提供真实的ICP值。
在其它实施例中，如以下参照图7A至图7D更详细地描述的，压力基准管线可以耦接到引流系统100，并且用于补偿患者位置的改变。压力基准管线直接测量所需参考位置与在阀装置104处的传感器106之间的压力差。这样，所需要的压力测量值（如ICP）简单地为从两个独立传感器（即，压力基准管线传感器和引流管线传感器）或单个微分压力传感器采集的两个测量压力之间的差值。
引流系统100也可以包括方向传感器（未示出）以准确测量所需压力（如ICP）,而与患者的方向无关。例如，方向传感器可以包括加速计、倾斜仪和/或其它定向感测装置。该方向传感器用于确定静止角（即站立、平躺或在二者之间）；使得所测得的角度和导管102的近部108a的已知长度可以用于计算压力差。可以用所测得的压力减去所述压力差以计算真实的ICP。
例如微处理器等控制器可以读取从传感器106采集的测量值（如压力、流量、方向等），将这些测量值和其它信息存储在数据库中，调整阀装置104的位置，和/或执行算法以调节通过引流装置100的体液流。例如，控制器110可以将来自传感器106的压力测量值与所需ICP对比，以决定是否递增地打开或关闭阀装置104并决定打开或关闭阀装置104的比例。例如，如果该压力低于所需压力值，控制器110可以递增地关闭阀装置104以增加通过导管102的顺流的阻力。如果所感测的压力高于所需值，控制器110可以递增地打开阀装置104以减少对顺流的压力。类似地，控制器也可以将所感测到的流量与所需流量作对比，并且由此调节阀装置104的位置。控制器110也可以在每次检测到超出所需极限（如所需的CSF范围）的测量值时执行一定的算法，以使阀装置104移动预定的量。这样的控制算法也可以将阀装置104的增量运动与所需值和测量值之间的差值大小关联起来。在其它实施例中，比例积分微分（“PID”）控制算法或其变型（如仅比例算法、仅比例积分算法）可以控制阀装置104的运动。如此，控制器110可以实时管理体液流动，以在由生理过程（如瓦氏动作、身体方向的改变）引起的压力或体液产生率的一系列变化中将ICP和/或其它所需参数维持在适当的范围内。
控制器110可以包括节能的算法。例如，控制参数（如ICP或CSF流量）的容限窗口可以限定为使得阀装置104在该容限窗口内不改变位置。如另一实例，可以基于所需设定点和所测量的值之间的误差来调整在各次传感器测量之间的时间，使得在小误差的周期内作较小频率的测量。这些节能控制算法也可以适用于特定应用场合的动态过程。例如，在CSF引流期间，CSF生成量的显著改变会在几个小时内发生，使得仅需要少量的传感器测量和阀装置104移动，便可充足地进行流量控制。如此，控制器110可以构造成忽略掉通过将传感器测量值求平均值和/或频率过滤而被去除的不重要瞬时情况（如由于心动周期导致的ICP的波动、由于咳嗽或运动导致的ICP增加）。
另外，控制器110也可以包括通过递增地打开阀装置104而清除阀装置104的阻塞直到阻塞物全部清除的逻辑电路。例如，控制器110可以构造成维持所需的ICP使得当阀装置104内的阻塞引起所测压力值的增加时，该控制算法（如比例积分微分）递增地或充分地打开阀装置104以减少对顺流的阻力。对阀装置104的递增打开允许阻塞物流过阀装置104，使得引流系统100可以维持所需ICP。如以下更详细地描述的，在其它实施例中，控制器110可以包括通过用体液冲洗导管102而清除和/或防止阻塞的逻辑电路。
如图1A进一步所示，引流系统100可以包括可以工作上连接到控制器110的计时装置124（如时钟、定时器等）。控制器110可以使用计时装置124，从而以预设的时间间隔感测压力和/或流量。另外，如以下更详细地解释的，控制器110可以使用计时装置124以周期性地清洗导管102和/或周期性地运行诊断程序。
另外，如图1A所示，引流系统100也可以包括用于阀装置104或其它电学特征部（如计时装置124、传感器106等）的电源122。电源122可以保存在引流系统100的本地位置。这样，电源122能由此包括锂离子电池、可充电电池和/或其它合适的便携式电源。在所选的实施例中，可以使用电感耦合、博伊西（Boise）的M2E的动能生成、ID和/或现有技术中已知的其它远程充电方法对一体安装的电源122进行远程充电。在其它实施例中，引流系统100可以连接到外部充电站。
在所选的实施例中，控制器110可以工作上耦合到无线通信链路126，如WiFi连接、无线电讯号和/或其它可以发送和/或接收信息的合适通信链路。无线通信链路126允许对来自传感器106的测量值和/或其它信息远程监控和/或分析。例如，无线通信链路126允许在医生办公室、由患者101在家里和/或其它远程位置访问传感器106记录的测量值。另外，引流系统100可以使用无线通信链路126在WiFi热点或其它可远程访问位置处接收信息。此允许在远处的医生对引流系统100查询关于具体的测量值（如ICP）、由此命令控制器110调节阀装置104和/或将复杂算法编程到用于引流系统100的控制器110以执行。由此，引流系统100可以提供比传统CSF分流体更方便、更先进和更个性化的处理，而不要求频繁地进行工作访问。
如图1A进一步示出的，阀装置104、控制器110和/或引流系统100的其它皮下植入特征部可以封闭在壳体128内。由此，壳体128可以由生物相容材料制成，该材料保护储存在其中的装置不受组织长入、体液和/或其它可能干扰引流系统100操作性能的内部身体特征的影响。在所选实施例中，壳体128也可以形成对其内部装置的磁屏蔽，使得患者101可以在不移除引流系统100的情况下进行磁共振成像（“MRI”）和相似的程序。
在操作过程中，引流系统100可以具有总体较低的能耗。例如，引流系统100要求最小（如果有的话）的持续功率。在一个实施例中，计时装置124是持续从电源122获得电能的引流系统100的唯一特征部。其它装置可以根据需要间歇地从电源122获得电能。例如，传感器106和/或其它传感装置能够以预设时间间隔（如每一分钟一次）感测压力，并只在当时从电源122获得电能。相似地，任何诊断和/或强制流（如以下所述的向后冲洗）仅周期性地发生并因此仅偶尔地需要能量。在所选实施例中，阀装置104仅当其改变位置以调整压力和/或流量时需要能量。不需要任何持续的大量电能，引流系统100消耗的电能比使用泵驱动体液所要求的电能少得多。如以下所描述的，引流系统100也可以包括减少致动器运动的所需频次并因此进而减少能量消耗的混合机电装置。由此，引流系统100可以构造成使得电源122在延长的时间周期（如五年或更长）内运行引流系统100，并因此没有必要频繁地做手术来更换电源122。
可选择地，引流系统100也可以包括能被致动以驱动体液流过引流系统100的泵（如电渗泵）。例如，控制器100可以包括当患者101的方向为使得体液沿相反方向（即逆流）流过导管102时致动泵的逻辑电路。在其它实施例中，引流系统100可以包括便于对体液受控引流的其它合适的装置和特征部。
如图1A所示的皮下安装引流系统100也可以包括限制植入过程及植入后的感染风险的特征部件。例如，引流系统100的部件（如导管102、壳体128）可以包括抗积垢涂层和/或抗生物浸渍材料。在所选实施例中，短期散热和加热可应用于引流系统100的整体或其部分，以减少在手术期间的细菌孳生。在其它实施例中，壳体128、阀装置104和/或引流系统100的其它部分可以磁化或以其它方式处理以减少细菌生长和污染。
图1B是根据本发明的实施例植入患者101的外部体液引流系统150（“引流系统150”）的示意图。引流系统150包括大体与以上参照图1A所述的引流系统100相似的特征部。例如，引流系统150可以包括具有近部108a和远部108b的导管102、定位在近部108a和远部108b之间的阀装置104、传感器106以及工作上耦接到传感器106与阀装置104的控制器110。另外，如以上所述的内部引流系统100，引流系统150可以采用精密的和个性化的方法来调节CSF或其它过量体液的流动，并且同时作为低功率系统运行。然而，图1B所示的引流系统150安装在外部，位于侧脑室113和外部容器114之间。外部容器114可以放置成与导管102的出口区108流体连通，使得其可以汇集过量体液。如此，外部容器114可以是由一系列聚合物（如硅树脂、聚氯乙烯）和/或其它用于储存体液的合适材料制成的袋或容器。
在所示实施例中，用皮带120将外部容器114固定到患者101的上腹部，使得当引流系统150移除过量体液时患者101保持行动能力。如图1B所示，皮带120也可以带有壳体128，壳体128容纳有阀装置104、控制器110和/或其它运行引流系统150的装置。外部定位的壳体128可以由能够经受外部苛刻环境条件并能够充分保护其中部件的耐久材料（如塑料）制成。卡扣、螺纹、吊钩和/或其它合适的紧固件可以用于将外部容器114和/或壳体128固定到皮带120。在其它实施例中，外部容器114和/或壳体128可以固定到患者101的基本不妨碍其行动能力的其它部分。
在其它实施例中，诸如当引流系统100用于体液急性积聚的临时分流时，外部容器114可以被悬挂在通常用于静脉注射袋的杆上或者以其它方式附到外部结构。另外，对于临时引流，在壳体128内的这些装置也可以定位成远离患者101，如定位在与电源连接的控制台上。
图2A是用于图1A和图1B所示体液引流系统100和150的并根据本发明的实施例构造的阀装置104的示意性剖视图。如图2A所示，阀装置104可以包括定位在导管102一部分上的致动器230。致动器230可以将变化的力施加到导管102的外部表面112，以调节其中的体液流速。致动器230与导管102的接触表面的尺寸和形状可以变化。例如，接触表面可以是平的、圆的和/或具有不同的轮廓或形状。该接触表面的长度也可以沿导管102的轴线变化，以将致动器230的力扩散到导管102上。例如，使用几毫米到几厘米的接触长度可以完成对CSF引流的控制。
在所示实施例中，致动器230与导管102的一侧相接触以压缩或“夹紧”导管102。在其它实施例中，致动器230可以从导管102的相对两侧或沿导管102周向以多个角度施加力，以完成相似的压缩或“夹紧”动作。这种外部压缩消除了导管102内的机械阀部分，并因此避免致动器230与导管102内的体液接触。由此，体液具有通过导管102清洁的流体路径，该路径大大减少或消除了经常由传统分流器普遍存在的复杂流动通道导致的滞流区（如内部机械部分）和阻塞物（如在内部机械部分上的堆积）。另外，在所选实施例中，致动器230可以构造成在打开位置（即不限制流动）不动作，使得其不阻碍对体液的引流。
致动器230可以递增地或连续地改变导管102的流动阻力以调节体液的引流速率。例如，不同于二元开闭阀，致动器230可以在打开位置和闭合位置之间不同程度地压缩导管102。因此，致动器230可以调节压缩水平以适应多个变量，并且精确地调节通过导管102的流量。例如，CSF引流装置（如图1A和图1B所示的引流系统100和150）可以响应于患者的方向、虹吸条件、ICP、逆流、腹腔压力和/或其它影响所需流量的变量而改变致动器230的压缩量。由此，阀装置104提供了对体液引流的精密控制。
有利地，尽管有此精确控制，但是阀装置104也可以具有总体上较低的能量需求，因为阀装置104仅在其调节致动器230位置时需要能量。一旦处于所需位置，致动器230可以保持其位置而不需要能量（如“自动制动”）。压电致动器（如纽约的Newscale Technologiesof Victor公司的花体电动机（Squiggle Motor））包括这样的增量运动和自动制动特征部。有利地，压电致动器230也可以是小的，当它们移动时几乎不消耗能量，但是也可以将较大的力提供到导管102上。压电致动器也可以与MRI兼容。在所选实施例中，阀装置104也可以构造成允许在所需范围内波动（例如心脏的影响），和/或允许压力或流量的瞬间峰值或低谷（如咳嗽）。其避免了致动器230不必要地改变位置和不必要地消耗能量。在其它实施例中，自制动致动器230可以与变阻部件（如图3F至图3H所述的顺应性中间元件）结合，使得只要压力和/或流量保持在所需限制内，阀装置104就可以在没有能量的情况下无限运行。阀装置104的这些能量减少特征部对于内部植入的阀装置104（如图1A所示的引流系统100）可以具有特殊优势，因为其增加了电源122的充电周期之间或用以更换电源122手术之间使用寿命。
致动器230也可以构造成以关闭来避免任何不需要的逆流穿过导管102。例如，传感器236可以检测由患者方向（如倒立）、腹部紧张、低ICP和/或其它引发逆流的条件导致的朝向导管102近部108a（即朝向大脑）的压力梯度。响应于该负压力梯度，控制器110（图1A和图1B）可以关闭致动器230以阻塞所有通过阀装置104的流。在其它实施例中，沿引流系统100和150定位在其它位置的流量传感器和/或压力传感器可以感测到逆流，并触发致动器230的关闭。或者，阀装置104可以包括作为纯机械方法以避免逆流的单向阀，使得不需要使用控制器110监控逆流。
由各致动器230施加到外部表面112的力和/或其作用可以由传感器236（分别称为第一压力传感器236a和第二压力传感器236b）监控。如图2A所示，传感器236可以定位于阀装置104的入口部238和出口部240附近，以在体液流出阀装置104之前和之后测量导管102内的压力和/或流量。控制器110可以分析这些压力或流量测量值以确定阀装置104是否产生了所需压力或流量，并且由此调整致动器230的位置。在其它实施例中，额外的传感器236可以耦接到导管102的其它部分以测量额外的通过阀装置104的流体的压力、流量和/或其它所需属性。
致动器230和传感器236还可以用于诊断导管102中的流动问题。例如，致动器230可以关闭，压力响应可以随着时间变化而被测量，并且与通畅流动的期望压力、返回基准压力值所需要的时间和/或可以说明流体流动的其它压力相关值作对比。在通畅流动期间关闭致动器230会导致阀装置104上游的压力测量值的一般快速的上升，而打开致动器230会因为流体自由地流过导管102的远部108b而导致压力测量值的快速下降。当关闭致动器230时极少或没有观察到压力上升表示近部108a处流动受阻，而当打开致动器230时压力缓慢下降表示远部108b处流动受阻。这些流动诊断可以例行执行，以在阻塞开始时感测到阻塞。另外，阀装置104可以构造成当发生阻塞的可能性越高时（如在手术之后）执行这些诊断测试越频繁。
在其它实施例中，可以在引流系统100和150正常工作（即没有专门的移动且没有强制流）期间执行诊断。例如，在阀装置104使用基于压力的控制以维持恒定的压力（如ICP）时，始终工作在完全打开位置的致动器230可以指示阀装置104堵塞或者导管102的远部阻塞。相反地，始终工作在完全关闭位置的致动器230可以指示导管102的近部108a阻塞。
在其它正常工作流动诊断过程中，可以跟踪患者体内的压力水平（例如通过图1A和1B所示的无线通讯链路126远程进行）并且将其标为“可接受”或“不可接受”的压力水平。例如，在CSF引流系统的情况下，不可接受的压力水平可以是会诱发头痛的那种。使用此信息，控制器110可以调整阀装置104以维持用于具体患者的可接受压力范围。由此，阀装置104的诊断控制可以提供精密且个性化的治疗，以保证不仅充分引流过量的体液，也可以调整到各患者所需要的具体情况。
在其它实施例中，是流量测量值而不是压力测量值，或者是流量测量值与压力测量值相结合，也可以用以进行诊断测试和诊断阻塞。与压力感测驱动诊断类似，转子流量计、“冰块测试”、动力腔和/或其它流量传感器可以在强制流动期间或非强制流动期间测量流量，并且与所需的流量对比以确定部分堵塞或全部堵塞。
在其它实施例中，阀装置104可以包括多于一个的致动器230。例如，阀装置104可以包括多个致动器230以在一个致动器230失效的情况下提供冗余量。另外，出口部分238和入口部分240可以包括多个致动器230以改变缩紧位置。这允许当其它致动器有碎片堆积时，这些致动器230缩紧导管102的其它部分。在另一实施例中，所选的致动器230可以单独设计成关闭导管102以阻塞顺流。其它致动器230可以如上所述在打开和关闭位置之间持续调整以调节流量。
图2B是根据本发明的另一实施例的阀装置204的示意性剖视图。阀装置204包括与图2A所示的阀装置104大体相似的特征部。例如，阀装置204包括传感器236以及位于导管102的外表面112处的可递增调整致动器230。然而，图2B所示的阀装置204包括定位在导管102不同部位上的额外的致动器230（分别称为第一致动器230a、第二致动器230b和第三致动器230c）。这些致动器230中的一个或多个可以提供导管102外表面112处的递增的力以调节流动，和/或可以包括节能的自制动特征部。由此，与图2A所示的阀装置104类似，阀装置204不仅可以提供精密的流动控制，而且可以从上述低能消耗中获益。另外，各致动器230的位置可以由控制器110独立调整，以产生通过导管102的所需的体液。
在图2B所示的实施例中，阀装置204还包括定位在导管102的近部108a和远部108b之间的储液部232。储液部232和近部108a以及远部108b可以包括总体上相似的材料，并且可以一体形成或通过粘合剂和/或其它提供液密密封的紧固件而密封在一起。如图2B所示，储液部232可以具有外表面234以及比导管102的横截面尺寸大的横截面尺寸，使得储液部232保持单位横截面上比导管102大的体液体积。在所示实施例中，近部108a、储液部232和远部108b可以形成体液所流过的单个内腔。该单个内腔为体液提供简单的流体路径，该流体路径可以减少或消除存在于更复杂流体路径中的阻塞区域（如角落、内腔的交叉处）。
储液部232允许阀装置204产生强制流或“冲洗”通过导管102的近部108a和远部108b，以清除导管102内的阻塞和/或使得能够诊断流体阻塞。例如，阀装置204可以压缩储液部232，并且控制器110或远程装置可以解读强制流的压力和/或流量的改变，以识别部分堵塞或全部堵塞。阀装置204也可以周期性地朝着导管102的近部108a和远部108b排空储液部232，以破坏导管102中的所有堆积物，并因此降低了阻塞的可能性。该流动诊断和冲洗可以例行执行检测，并在阻塞开始时去除阻塞。当阻塞的可能性越高时（如在手术后），阀装置204也会越频繁地进行诊断测试。
在所示实施例中，第三致动器230c接触储液部232外表面234的较大部分，使得其更快地增加流出储液部232的体液体积。例如，如图2B所示，储液部232具有第一长度L1，所述第三致动器沿第二长度L2接触储液部232的外表面234，该第二长度L2基本上与所述第一长度L1相等。这一增加了的接触面积提供了可以用来去除阻塞（如蛋白质堆积）、运行诊断或以其它方式用体液冲洗导管102的更大的强制流。在所选实施例中，第三致动器230c可以线性地沿第二长度L2将力施加到储液部232，以沿所需方向（如朝向近部108a或远部108b）推动体液。在其它实施例中，向后冲洗和/或向前冲洗可以由患者或看护者通过按压储液部232并将体液沿所需方向导引而手动执行。向后冲洗、向前冲洗以及诊断操作可以在可植入引流系统100或外部引流系统150中执行。
如图2B所示的阀装置204也可以与传统的阀结合使用，以增加冲洗操作和诊断操作（如通过由传统阀全部或部分地调节流动来实现）。例如，为更新传统的引流系统，阀装置204可以放置成与传统的阀装置（如在座阀装置中的机械球）流体连通。然后，阀装置204可以调整致动器230以产生强制流和/或递增地调节体液流动。如果仅需要强制流，阀装置204仅需要包括储液部232以及可以在储液部232中加速体液并按要求将体液周期性排出的一个或多个二元致动器。如此，强制流诊断可以周期性地在传统引流系统上执行以检测体液流动路径中的阻塞情况。例如，储液部232可以冲洗传统系统的一部分，并且压力响应可以与通畅路径中的压力和/或压力衰减相比较。当使用独立阀时，压力响应可以用以测试该传统阀的压流特性，以监控该阀随时间的退化。或者，可以监控流量，以检测阻塞和/或监控传统阀装置的退化。
图3A至图3J是根据本发明的实施例的用于体液引流系统（例如，如图1A和图1B所示的引流系统100或150）的致动器的侧视图。图3A至图3J所示的各致动器是能够在打开和关闭位置之间递增地或持续地调节的夹紧致动器。因此，如上所述，致动器可以压缩导管102和/或储液部232（图2B）以递增地调节体液流。例如，图3A示出了可以沿箭头所示方向移动以递增地压缩导管102并因此改变导管102内阻力的线性致动器360。以下所述的任何实施例都可以组合，可以包括将力从致动器传递到导管102的中间构件和/或可以包括递增地压缩导管102的其它类型致动器、中间构件和/或顺应性中间构件。
图3B至图3E示出了旋转致动的实施例。例如图3B示出了通过沿导管102调整转动量以压缩导管102的凸轮致动器362。图3C示出了将力传送到诸如接触垫或接触辊子364等中间构件的杠杆致动器366。如箭头所示，杠杆致动器366可以绕支点转动以改变接触辊子366压缩导管102的程度。在图3D所示的实施例中，图3A的线性致动器360绕导管102旋转杠杆367（即接触导管102的中间构件），以递增地增加导管102内部的压力。如图3E所示，另一旋转致动器、即螺丝致动器369，可以沿一个方向旋转以将更大的力施加到导管102，并且可以沿相反方向旋转以释放施加在导管102上的力。
图3F至图3H示出了在包括如图3A所示的线性致动器360和导管102之间的顺应性中间构件。在其它实施例中，图3F至图3H示出的致动器可以使用旋转致动或其它类型的致动。参照图3F，所述顺应性中间构件可以包括弹簧368或其它将力从致动器360传送到导管102以控制流动的顺应性材料。如图3G和图3H所示，所述顺应性中间构件也可以包括弹簧杠杆或者其它绕导管102处的支点371转动的柔性杠杆370。在如图3G所示的实施例中，致动器360向下压在柔性杠杆370上，以将其旋转不同的程度，并且将力从致动器360传送到导管102。在如图3H所示的实施例中，致动器360可以将力向上施加到柔性杠杆370上，使得其旋转并将力从致动器360传递到导管102。在操作中，弹簧368、柔性杠杆370和/或其它顺应性中间构件提供了一定程度的被动致动，该被动制动调节施加在导管102上的力，而没有移动致动器360。由此，包括被动致动器的体液引流系统（如图1A和图1B所示的引流系统100和150）可以消耗更少的能量。
图3I和图3J示出了不需要能量而运行的纯机械致动器。例如，图3I示出了可以调节通过导管102的流量的致动器330。致动器330可以包括通过具有第一杠杆臂331a和第二杠杆臂331b的杠杆臂331彼此连接的致动器接触部335（分别称为第一致动器接触部335a和第二致动器接触部335b）。致动器330的所需流量特性可以通过改变第一杠杆臂部分331a和第二杠杆臂部分331b的相对长度以及第一致动器接触部335a和第二致动器接触部335b的相对面积而获得。如图3I所示，当上游压力增加时，在第一致动器接触部335a上的力增加。杠杆臂331将该力传送到第二致动器接触部335b，使得其压缩导管102。施加在导管102上的力增加了阀的阻力，并且由此维持了通过该阀装置的接近稳定的流量，而不需要任何动力。
图3J示出了可以调节导管102上游压力的致动器333。与图3I所示致动器330相似，致动器333包括致动器接触部335和杠杆臂331。然而图3J所示杠杆臂331是弯曲的或以其它方式扭曲的，使得致动器接触部335作用在导管102的相对侧。所需上游压力可以通过操作杠杆臂331和致动器接触部335的相对长度和面积而获得。如图3J所示，当上游压力增加时，施加在第一致动器接触部335a上的力增加。杠杆臂331将力传送到第二致动器接触部335b，使得其将力从导管102去除。此增加了导管102的开口，并且因此减少了阀的阻力以释放积累的压力。在所选的实施例中，如图3I和图3J所示的致动器330和333也可以构造成避免逆流。在其它实施例中，可以结合多个相互作用的杠杆臂331和致动器接触部335，以增强流量控制和/或压力控制。另外，该机械致动器可以由电动致动器辅助以用更少的能耗提供更加精确的控制。
在其它实施例中，压缩或以其它方式缩紧导管102和/或储液部232的其它装置或方法可以用来控制流量。例如，导管102可以绕其纵向轴线递增地扭曲，以产生可变的阻力。作为另一实例，导管102可以绕轴或其它实心物体缠绕（如：缠绕部分圈，或者缠绕多圈），然后导管102可以被拉伸以产生张力，该张力会引起通过导管102的可变流量。导管102也可以在其自身上回转不同程度，以形成可以递增地调节流量的一个或多个夹紧点。该致动方法可以是有利的，因为其可以提供一定程度的被动致动，要求较小的力来改变其中的流量，并因此满足低功耗要求。
图4A和图4B分别是根据本发明的实施例的用于体液引流系统（如图1A和图1B所示的引流系统100和150）的储液部432的侧视图和透视图。如图4A所示，储液部432可以包括管状体472，管状体472横截面积比其所连接的导管102的横截面积大。管状体472可以与导管102一体形成，并因此可以包括与导管102同样的材料。在其它实施例中，管状体472可以包括不同于导管102的其它材料。例如，管状体472可以包括这样的顺应性材料，即，该顺应性材料对于导管102的全长太过灵活，但是可以有利地扩大到保持储液部232中的体液的所需体积。
如图4B所示，储液部232包括腔474。如图4B所示的腔474具有大体平坦的矩形形状，但是可以具有其它用于储液部424的合适的形状（如球形的、圆柱形的）。在所选实施例中，腔474可以包括比导管102顺应性小的材料，但是也可以包括一个或多个可以由致动器360压缩的顺应区。在其它实施例中，储液部432可以具有能够容纳比导管102大的横截面体积的其它合适构造。
图5A至图5D是根据本发明的实施例的流过图2B所示阀装置204的体液流的示意性俯视剖切图。例如，图5A示出了阀装置204，该阀装置的所有致动器230处于打开位置以提供通过阀装置204的通畅顺流。如图5B所示，选择致动器230可以将力施加在导管102的外表面112上，以降低体液流动的流量。更具体地，图5B示出了处于中间位置（即，在完全打开和完全闭合之间）的第一致动器230a，所述第一致动器230a部分地阻塞了通过导管102近部108a的前流。第二致动器230b也处于中间位置，但是将更大的力施加到导管102的外表面112上。部分闭合的致动器230可以具有特别的优势，以避免体液的虹吸作用。致动器230的任何调整（如部分关闭、关闭或者打开）可以相继发生或者前后发生。
阀装置204也可以调整以迫使顺流或逆流用体液“冲洗”导管102。例如，如图5C所示，第二致动器230b可以关闭以停止流体流过导管102的远部108b，而第三致动器230c可以压缩储液部232以排出汇集在其中的体液。此强制体液经由打开的第一致动器230a进入导管102的近部108a。并且由此清除阻塞并使导管102的近部108a和/或入口区的血液、细胞碎屑、术后碎屑和/或其它碎屑的堆积变松。
与图5C所示的向后冲洗相似，也可以调整阀装置204以提供前向冲洗。例如，如图5D所示，第一致动器230a可以关闭以停止在其上方的流体流动，第三致动器230c可以压缩储液部232以迫使体液流过导管102的远部108b。提供到导管102的近部108a或远部108b的该强制流可以赶出导管102中的阻塞物（例如血液、细胞碎屑、术后碎屑），并且破坏可能发生在导管102的入口区或出口区（未示出）处的组织入侵。
在所选实施例中，阀装置104可以执行周期性的向后冲洗和向前冲洗以减少阻塞的可能性。周期性强制流也可以与如上所述的诊断测试结合来使用。在其它实施例中，向后冲洗和/或向前冲洗可以由患者或护理者通过手动地压在储液部232上并将体液沿所需方向导引而执行。
图6A和图6B分别示出了根据本发明的实施例的通过如图1A和图1B所示的体液引流系统100和150的入口区116的顺流和逆流。在所示实施例中，入口区116被插入侧脑室113，使得引流系统100和150可以去除过量的CSF液。如图6A所示，导管102的入口区116可以包括多个开口676，过量的CSF可以通过这些开口676进入引流系统100和150。如图6B所示，CSF能以逆流被引导通过阀装置104。例如，阀装置104可以如图5C所示而构造，以强制流过导管102的近部108a。此可以将CSF排出开口676，并且清除入口区116的阻塞物。例如，如图6B所示，入口区116可能被脉络丛长入、室管膜层长入和或其它组织长入617所阻塞。CSF的强制逆流可以移动已长入的部分678，使得其不再阻塞入口区116的开口676。在其它实施例中，阀装置104可以迫使顺流通过导管102的远部108b，以减少在导管102的出口区118（未示出）处的组织长入或其它阻塞的可能性。
图7A是根据本发明的另一实施例的体液引流系统700的部分示意图，图7B至图7D示出了图7A中的引流系统700的放大部分。引流系统700可以包括与上述参考图1B所述的外部引流系统150大体相似的特征部。例如，引流系统700可以包括具有近部708a和远部708b的导管702，其中，近部708a位于过量体液源处，而远部708b将过量体液全部排进外部容器714。在其它实施例中，引流系统700可以将过量体液排到内部容器，如以上参照图1A所述的。如图7C所示，引流系统700也可以包括将力施加到导管102外部以调节体液引流过程的阀装置704。
如图7A所示，引流系统700还包括压力基准管线780（“基准管线”）和控制器接口782。压力基准管线780和控制器接口782都可以耦接到与如上所述的控制器110具有大体相似特征件的控制器710（图7C）。基准管线780可以包括在位于第一端部781a的柔性端盖787和位于第二端部781b的压力传感器784之间延伸的充液管。在CSF引流系统中，充满基准管线780的液体可以是硅油或者密度大致与CSF相等的其它液体。在其它实施例中，基准管线780可以包括具有密度与被引流的体液基本上相等的液体。在其它实施例中，基准管线780可以充满密度与被引流的体液不同的液体，并且不同的密度可以以相关联的算法进行计算。
如图7B所示，柔性端盖787可以包括柔性硅酮充气囊、袋和/或其它柔性结构789以及保护性笼状物或障碍物791。障碍物791可以避免柔性结构789的意外收缩，并且可以被排出以允许与障碍物791外部的环境进行压力连通。对于可植入装置，障碍物791可以设计成避免身体组织与柔性结构789相互作用。在一个实施例中，柔性端盖787的直径为几毫米，长度为接近1cm，以如图7A所示独立地套置在患者的耳朵上。在其它实施例中，柔性端盖787的尺寸可以更大或更小以适应其放置。
为了获得所需压力，柔性端盖787可以定位在所需压力测量的附近，并且，压力传感器784可以放置成与导管702（即引流管线）流体连通。例如在所示实施例中，柔性端盖787安装在门罗孔附近以测量ICP，并且压力传感器784放置成与导管702流体连通。可以使用微分压力传感器和/或两个独立的压力传感器来确定压力基准管线780的压力和导管702A的压力之间的差值。该微分压力测量值包含有导管702中的体液所引起的压力差的直接测量值。因此，微分压力测量值与柔性端盖787处的引流系统700的压力值（如ICP）相等。有利地，压力差的直接测量值允许基准管线780来自动补偿压力传感器784和其所耦接到的阀装置704的位置改变。因此，引流系统700可以获得与患者701和/或阀装置704的移动无关的准确的压力测量值。由此，引流系统700可以比传统的CSF引流系统更准确地测量ICP，而传统的CSF引流系统在引流过程中需要患者701保持不动。
如图7C所示，导管702的近部708a和压力基准管线780的第二端部781b可以延伸进入管壳783中。管壳783也可以容置压力基准管线780的压力传感器784、流量传感器784和/或与CSF或其它体液接触的其它压力和流量传感器（未示出）。在其它实施例中，压力传感器和流量传感器可以测量通过导管702壁的压力和流量，使得它们不接触体液。另外，如图7C所示，管壳783也可以包括将引流系统700耦接到电源（未示出）的电连接部785.
在所选实施例中，管壳783是一次性的，使得其可以耦接到引流系统700中不接触体液的可重复使用部分。例如，如图7C所示，一次性管壳783可以与控制器710和阀装置704耦接。在所选实施例中，一次性管壳783、可重复使用控制器710和/或其它可重复使用部件可以设计有配准特征部和正向接合机构，使得它们仅可以与合适的几何体组装。如此，引流系统700的受体液污染的部分（即存储在管壳783中的部分）在使用后可以扔掉，而控制器710、阀装置704和其它更复杂的装置（如流量传感器）可以保存并与多个一次性管壳783使用。
图7D示出了图7A中的引流系统700的控制器界面782。控制器界面782可以包括一个或多个用户控制部786（分别称为第一用户控制部786a和第二用户控制部786b）以及显示部（分别称为第一显示部788a和第二显示部788b），二者工作上耦接到控制器710。用户控制部786可以允许用户（如专业医生）来选择并调整压力或流量的所需条件以及引流系统700的容限（tolerance）。例如，如图7D所示，用户控制部786可以改变所需的ICP和/或引流系统700的流量。用户控制部786可以耦接到控制器710，使得控制器710可以调整阀装置704以输出选定的ICP或流量。显示部788可以示出实际测得的ICP以及引流速率，以确保引流系统700满足选定的容限。另外，如图7D所示，控制器界面782也可以包括警报信号部790（如灯、钟），当条件不允许合适的引流时，警报信号部790激活。例如，警报信号部790可以是当外部容器714相对于引流系统700的剩余部分定位得太高而发光的灯。
图8A和图8B是根据本发明的实施例的安装在CSF系统819中的体液引流系统800和850的示意图。体液引流系统800和850可以包括与如上参照图7A至图7D所述的引流系统700大体相似的特征部。例如，体液引流系统800和850包括安装在门罗孔的等同外部位置上的压力基准管线880，以自动地计算患者801和/或外部容器（未示出）的运动。
如图8A和图8B所示，体液引流系统800和850可以引流来自CSF系统819不同部分的CSF。例如，在如图8A所示的实施例中，体液引流系统800包括导管802，导管802的近部808a插入CSF系统819上部（如脑室）。与图1A、1B和7A-7D所示的引流系统100、150和700相似，插入颅腔的体液引流系统800可以将流体引流通过导管102的远部808b到达外部容器或内腔。
如图8B所示的体液引流系统850包括插入患者腰部的导管892，CSF系统819的下部。与上述插入颅腔的体液引流系统800相似，体液引流系统850可以将体液（如CSF）从导管892的近部894a引流到与外部容器或内部重吸收腔流体连通的远部894b。有利地，尽管体液引流系统800、850有不同的插入点，但是压力基准管线880仍可以为患者801的运动而调整，以允许准确的ICP测量值。
由前述，将会理解到，为说明目的，本文描述了本发明的具体实施例，但是可以在不偏离本发明的精神和范围的情况下对本发明进行各种修改。例如，如图7A至图8B所示的压力基准管线780和880可以增加到如图1A和1B所示的引流系统100和150中。另外，压力基准管线780和880可以植入患者体内，而不是如图7A至图8B所示安装在外部。本文具体实施例中所描述的本发明的各方面可以在其它实施例中结合在一起或者被去除。例如，图2A所示的阀装置104可以包括控制体液流过导管102的其它致动器。另外，虽然与本发明的某些实施例关联的优势已在这些实施例中描述，但是其它实施例也可以具有这些优势，并且，并不是所有的实施例都必须具有这些优势以为了落入本发明的范围。因此，本发明的实施例不受除附属权利要求以外的限制。

Claims (32)

1.一种体液引流系统，包括：
导管，所述导管具有近部和与所述近部相对的远部，其中，所述近部包括入口区，所述入口区与过量体液的区域流体连通；
阀装置，所述阀装置具有定位在所述导管的一部分上的致动器，其中所述阀装置构造成递增地被打开和被关闭以改变对通过所述导管的流动的阻力；
压力补偿组件，所述压力补偿组件包括：
管道，所述管道具有第一端部和与所述第一端部相对的第二端部；
端盖，所述端盖位于所述第一端部处，其中，所述端盖构造成至少定位在所需压力测量值的位置附近；
压力传感器，所述压力传感器构造成获得在与所述压力传感器间隔开的所需位置的压力，并且所述压力传感器包括压差传感器或两个独立的压力传感器，所述压差传感器或两个独立的压力传感器被构造成确定所述管道内的压力和所述导管内的压力之间的压差；以及
控制器，所述控制器工作上耦接到所述阀装置和所述压力传感器，其中，所述控制器构造成响应压力传感器的预定条件递增地打开和关闭所述阀装置以减小和增加对流动的阻力。
2.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，还包括：
位于所述导管的所述近部和所述远部之间的储液部，所述储液部的横截面尺寸大于所述导管的所述近部和所述远部的横截面尺寸，其中，所述近部、所述储液部和所述远部形成单个内腔，所述体液可流经所述单个内腔，并且，所述储液部构造成允许所述阀装置形成通过所述导管的所述近部和所述远部的加压流。
3.如权利要求2所述的体液引流系统，其特征在于，所述致动器是在所述导管的所述近部上的第一致动器，所述阀装置还包括：
在所述导管的所述远部上的第二致动器；以及
位于所述储液部外表面的第三致动器，其中，所述第三致动器构造成至少能够在打开位置和闭合位置之间移动，
其中所述控制器构造成彼此独立地改变第一、第二和第三致动器的位置。
4.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述阀装置包括至少一个夹管阀。
5.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述阀装置包括中间构件，所述中间构件构造成递增地压缩所述导管。
6.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述阀装置包括顺应性的中间构件，所述中间构件构造成递增地压缩所述导管。
7.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，还包括：
位于所述阀装置和所述控制器上的磁屏蔽件，所述磁屏蔽件至少基本上阻断与所述阀装置和所述控制器的磁干扰。
8.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述致动器是第一致动器，以及所述体液引流系统还包括：
位于所述导管的所述近部和所述远部之间的储液部，所述储液部的横截面尺寸大于所述导管的横截面尺寸，其中，所述储液部具有第一长度；以及
位于所述储液部的外表面上的第二致动器，所述第二致动器具有与所述第一长度基本相等的第二长度，使得所述第二致动器基本上沿所述第一长度压缩所述储液部。
9.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，还包括加速计和/或倾角仪。
10.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，还包括：
基准流体，所述基准流体位于所述管道中；
其中，所述压力传感器在所述管道的所述第二端部并与所述导管流体连通。
11.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述压力传感器包括:
工作上耦接到所述导管的第一压力传感器；以及
第二压力传感器，所述第二压力传感器在所述管道的所述第二端部处，其中，所述第二压力传感器构造成测量所述管道的所述第二端部处的压力。
12.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述致动器构造成不消耗能量而保持打开位置、闭合位置和中间位置。
13.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述阀装置还包括：
在所述致动器和所述导管的外表面之间的中间构件，其中所述中间构件包括杠杆。
14.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述阀装置还包括：在所述致动器和所述导管的外表面之间的中间构件，其中所述中间构件包括顺应性构件，所述致动器构造成在所述顺应性构件上施加一个力以被动地调节流经所述导管的体液。
15.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述入口区构造成被植入病人大脑的脑室或插入病人的腰部区域。
16.如权利要求1所述的体液引流系统，其特征在于，所述控制器附加地被构造成获得颅内压力。
17.一种体液控制装置，包括：
导管，所述导管构造成植入病人体内并且与体液过量区域流体连通，所述导管具有外表面、近部和与所述近部相对的远部；
致动器，所述致动器位于所述导管上；
顺应性中间构件，所述顺应性中间构件在所述致动器和所述导管的外表面之间，其中，所述致动器构造成将力施加在所述顺应性中间构件上以调节通过所述导管的流量；以及
压力补偿组件，所述压力补偿组件包括：
管道，所述管道具有第一端部和与所述第一端部相对的第二端部；
端盖，所述端盖位于所述第一端部处，其中，所述端盖构造成至少定位在所需压力测量值的位置附近；
压力传感器，所述压力传感器构造成获得在与压力传感器隔开的所需位置的压力，并且所述压力传感器包括压差传感器或两个独立的压力传感器，所述压差传感器或两个独立的压力传感器被构造成确定所述管道内的压力和所述导管内的压力之间的压差。
18.如权利要求17所述的体液控制装置，其特征在于,所述顺应性中间构件包括弹簧或柔性杠杆，其中所述柔性杠杆具有靠近所述导管的所述外表面的支点。
19.如权利要求17所述的体液控制装置，其特征在于,所述致动器包括线性致动器、旋转致动器、或杠杆致动器。
20.如权利要求17所述的体液控制装置，其特征在于：
所述致动器包括旋转致动器；以及
所述顺应性中间构件包括柔性杠杆，其中，所述旋转致动器构造成绕靠近所述导管的所述外表面的支点旋转所述柔性杠杆。
21.如权利要求17所述的体液控制装置，其特征在于，所述导管的入口区构造成被植入病人大脑的脑室或插入病人的腰部区域。
22.一种体液引流系统，包括：
导管，所述导管具有近部和与所述近部相对的远部，其中，所述近部包括入口区，所述入口区与过量体液的区域流体连通；
压力传感器，所述压力传感器构造成获得与所述压力传感器间隔开位置处的压力；
压力补偿组件，所述压力补偿组件包括：
管道，所述管道具有第一端部和与所述第一端部相对的第二端部；
端盖，所述端盖位于所述第一端部处，其中，所述端盖构造成至少定位在所需压力测量值的位置附近；以及
基准流体，所述基准流体位于所述管道中；以及
控制器，所述控制器工作上耦接到所述压力传感器，
其中所述压力传感器包括压差传感器或两个独立的压力传感器，所述压差传感器或两个独立的压力传感器被构造成确定所述管道内的压力和所述导管内的压力之间的压差。
23.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，所述压力传感器在所述管道的所述第二端部并与所述导管流体连通。
24.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，所述压力传感器包括与所述导管流体连通的第一压力传感器，并且，
第二压力传感器，所述第二压力传感器在所述管道的所述第二端部处，其中，所述第二压力传感器构造成测量所述管道中的压力，并且其中所述第一压力传感器和所述第二压力传感器确定所述管道内的压力和所述导管内的压力之间的压差。
25.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，还包括阀装置，所述阀装置构造成递增地被打开和被关闭以改变对通过所述导管的流动的阻力，其中，所述控制器构造成在将压力测量值与希望的颅内压比较后确定是递增地打开所述阀装置还是关闭所述阀装置。
26.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，所述入口区构造成被植入病人大脑的脑室或插入病人的腰部区域。
27.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，所述控制器被构造成获得颅内压力。
28.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，附加地包括流量传感器。
29.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，附加地包括一次性管壳，所述一次性管壳构造成与所述控制器连接，其中压力传感器被容纳在所述管壳内。
30.如权利要求22所述的体液引流系统，其特征在于，附加地包括控制器界面，所述控制器界面包括一个或多个用户控制部和可操作地与所述控制器相连的显示部。
31.如权利要求30所述的体液引流系统，其特征在于，所述控制器被构造成获得颅内压力，所述用户控制部能够改变所
述引流系统的所需的颅内压力和/或流量。
32.如权利要求31所述的体液引流系统，其特征在于，所述系统附加地包括阀装置，所述阀装置被构造成打开和关闭以改变对通过导管的流量的阻力，并且所述控制器被构造成调节阀装置以输出所述引流系统的所需的颅内压力和/或流量。
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