CN117677360A - 用于人工括约肌的改进泵 - Google Patents

Abstract

人工括约肌包括用于闭塞体通道的可膨胀闭塞装置、可拉伸流体储器、泵装置和闭塞装置。加压流体选择性地从闭塞装置转移至储器以使闭塞装置收缩，使得可以打开堵塞的体通道。人工括约肌还包括半透止回阀，其始终允许流体朝向可拉伸流体储器流动。泵装置包括位于泵的第二端口和球状物之间的止回阀。该止回阀包括球体、堵塞座以及周向地位于球体上方的一个或多个弹性唇缘。当在使用中球状物被挤压时，止回阀阻止流体流向闭塞装置并允许流体朝向流体储器流动。

Description

用于人工括约肌的改进泵

技术领域

本发明总体上涉及一种用于治疗失禁的设备，并且更具体地涉及一种用于提供控制排泄体通道的可膨胀人工括约肌的设备。本发明提供了一种即使在植入了人工括约肌的患者的腹部中发生突然的压力增量时，也能有效地闭塞患者的排泄体通道的新颖的解决方案。

背景技术

生物尿道括约肌经由黏膜接合、压缩和压力传递来阻止尿流。另一方面，人工尿道括约肌通过在尿液储存期间提供有效的膀胱出口以及提供开放的无障碍出口以允许自行排尿来模仿生物尿道括约肌。类似地，人工直肠括约肌可用于治疗由肛门括约肌的神经或肌肉功能障碍引起的粪便失禁。

对于一些失禁病例的已知治疗是为患者提供一种闭塞受影响的排泄体通道的机构。这些机构通常通过手术植入患者体内并且适合于由患者操作以选择性地打开和闭塞该体通道。可膨胀人工括约肌是现有技术中众所周知的装置。可膨胀括约肌通常包括用于包围待闭塞通道的可膨胀套囊。通常，利用与流体储器协作关联的泵来将流体转移到套囊中和转移出套囊。当流体被转移到套囊中时，该套囊膨胀并关闭受限制(circumscribed)的体通道。

现有技术中已知的人工尿道括约肌(AUS)由三个主要部分组成，即流体储器、套囊和通常被指定为AUS的控制机构的泵。该泵可以被放置在男性的阴囊中。它也可以被放置在女性的下腹部、阴唇或腿部的皮肤下。两根导管将所有三个主要部分相互连接。使用额外的元件，特别是导管，增加了植入时间、手术的复杂性，并且最重要的是增加了植入体内后患者的感染风险。

现有技术中存在的可膨胀人工括约肌的已知问题是，当患者腹部发生压力突然增加时，套囊不能有效地闭塞排泄体通道。例如，当患者大笑、咳嗽或爆笑以及通过某些身体运动诸如上半身向下弯曲时或举重时，可能会发生压力突然增加。在这种情况下，可膨胀套囊中形成的正常压力可能无法有效地闭塞排泄体通道，并且已经积聚在套囊后面或膀胱中的排泄流体可能会无意地泄漏到患者体外。

WO 2018/156092 A1公开了一种人工括约肌，其包括用于闭塞体通道的可膨胀闭塞装置、可拉伸流体储器和泵装置。该泵装置具有与闭塞装置流体连通的第一端口和与流体储器流体连通的第二端口，用于选择性地将等渗流体从闭塞装置转移至储器以使闭塞装置收缩。根据此篇现有技术的人工括约肌需要进一步改进。装载在人工括约肌中的等渗流体可能在手术植入期间或稍后在其使用期间被污染。污染通常导致等渗液体中形成固体颗粒内容物。污染的固体颗粒内容物可能填塞泵或可膨胀球囊中的多个部件。这些重要的部件通常是止回阀、阻流器(flow retarder)等。这些部件中的任何一个的填塞都会导致人工括约肌失去功能，并且需要通过手术从患者体内移除。需要简化整个系统以避免复杂性并增加人工括约肌的可靠的使用寿命。

本发明的目的

本发明的主要目的是提供一种新型人工括约肌，其消除了现有人工括约肌的缺点。

具体地，本发明的一个目的是提供一种用于人工括约肌的新型控制机构，即使当患者腹部发生压力突然增加时，该控制机构也能有效地闭塞患者的排泄体通道。

本发明的另一目的是提供一种简单且易于制造的新型人工括约肌。

本发明的最后一个目的是提供一种简化的人工括约肌，其中泵是简化的、易于制造并且具有较长的使用寿命。

附图说明

在此提供简要说明的附图仅旨在提供对本发明的更好理解，并且这样并不旨于限定保护范围或在没有描述的情况下解释所述范围的上下文。

图1示出了根据本发明的人工括约肌的透视图，

图2示出了图1的人工括约肌在闭塞装置的膨胀状态下的截面图，

图3示出了图1的人工括约肌在闭塞装置的收缩状态下的截面图，

图4示出了图2中给出的半透止回阀的截面图，

图5A示出了图2中给出的压敏止回阀的2维截面图，

图5B示出了图2中给出的压敏止回阀的3D示意图，

图6示出了凹坑球体及其环形支座的多个透视图，

图7示出了球体及其凹部支座的多个透视图，

图8a示出了根据本发明的泵装置的正视图，

图8b示出了根据本发明的泵装置的侧视图，

图8c示出了图8b的A-A截面图，

图9a示出了不具有弹簧的泵装置的第一实施方式的截面透视图

图9b示出了图9a的泵装置在球状物被挤压的状态下的2D截面图，

图10示出了具有弹簧且在球状物被挤压的状态下的泵装置的第二实施方式的2D截面图。虚线箭头示出了加压流体的流动方向，除非箭头标有字母“x”。

图11示出了图10的泵，在球状物被释放的状态下。

图12示出了图10的泵，在平衡状态下。

具体实施方式

附图中使用的附图标记列表如下；

1 人工括约肌

3 压敏止回阀

6 泵球状物

7 泵

8 第二管

9 第一管

11 球囊保持器

13 第一端口

14 第二端口

20 闭塞装置

23 可拉伸流体储器

24 压力补偿球囊

28 管腔

30 半透止回阀

32 穿通座

33 球体

34 凹穴

35 球体

36 环形支座

37 凹坑

39 凹口支座

40 凹部

41 间隙

42 球体

43 凹穴

44 弹簧

45 凹坑球体

60 止回阀

61 弹簧

62 芯

63 堵塞座

65 弹性唇缘

66 腔室

67 管腔

68 球体

70 球体支座

71 近侧端部

72 远侧端部

本发明的目的通过权利要求1的特征来实现，其中公开了一种在使用中含有加压流体的人工括约肌(1)。

图1示出了根据本发明的人工括约肌(1)的透视图。人工括约肌(1)具有位于闭塞装置(20)和可拉伸流体储器(23)之间的泵(7)，用于选择性地转移加压流体。泵(7)具有可压缩球状物(6)，用于由植入人工括约肌(1)的患者启动。可拉伸流体储器(23)与压力补偿球囊(24)流体连通。

图2示出了图1的人工括约肌在闭塞装置(20)的膨胀状态下的截面图。闭塞装置(20)在其收缩以允许患者排尿后自动地并逐渐地膨胀。当球状物被挤压或以其他方式压缩时，球状物中含有的加压流体被转移至可拉伸流体储器(23)。一旦球状物被挤压，球体(68)堵塞通向闭塞装置(20)的路径。在压力补偿球囊(24)和闭塞装置(20)之间总是存在加压流体的自由流动。如图9b和图10所示，一旦泵(7)的球状物(6)被挤压，球状物(6)中含有的加压流体就被转移至可拉伸流体储器(23)。如图11所示，一旦患者释放球状物(6)，加压流体从压力补偿球囊(24)朝向闭塞装置(20)流动并朝向球状物(6)流动。在多次挤压和释放后，闭塞装置(20)中含有的所有流体被转移至可拉伸流体储器(23)。

在图2中，可拉伸流体储器(23)周围示出的箭头意味着可拉伸流体储器(23)由于加压流体从可拉伸流体储器(23)朝向压力补偿球囊(24)并因此朝向闭塞装置(20)的转移而回缩。这种液体的转移是由患者的腹压引起的。可拉伸流体储器(23)周围的虚线对应于可拉伸流体储器(23)在闭塞装置(20)收缩状态下的状态。

根据本发明的人工括约肌(1)包括用于闭塞体通道的可膨胀闭塞装置(20)、可拉伸流体储器(23)和泵装置(7)，该泵装置具有经由第一管(9)与所述闭塞装置(20)流体连通的第一端口(13)和经由第二管(8)与所述流体储器(23)流体连通的第二端口(14)，用于选择性地将所述加压流体从所述闭塞装置转移至所述储器以使所述闭塞装置收缩，使得可以打开堵塞的体通道。泵装置具有可压缩球状物(6)。人工括约肌(1)进一步包括具有管腔(28)的球囊保持器(11)，其在所述流体储器(23)和所述第二管(8)之间建立流体连通。人工括约肌(1)具有压力补偿球囊(24)，该压力补偿球囊与所述球囊保持器(11)的管腔流体连通并且其在使用中将被植入患者的腹部中。根据本发明的泵装置(7)包括管腔(67)，该管腔的第一端部具有球体支座(70)和容纳在所述支座上的球体(68)，并且该管腔的第二端部向球状物(6)开口。泵装置(7)具有堵塞座(63)，该堵塞座位于第一端口(13)的入口处，且其尺寸和形状被设置成当球体通过来自球状物(6)的加压流体被迫靠在堵塞座(63)上时阻止流体朝向第一端口(13)流动。该泵进一步具有腔室(66)，在腔室中球体(68)是可移动的，腔室位于堵塞座(63)和球体支座(70)之间。特征是，泵装置(7)具有一个或多个弹性唇缘(65)，该弹性唇缘周向地位于腔室(66)中球体(68)上方(+y)，其中由弹性唇缘(65)的远侧端部(72)形成的环形空腔的直径小于球体(68)的直径，使得当球状物(6)被挤压时，球体能够被弹性唇缘(65)引导朝向堵塞座(63)。

如图9a和图9b所示，在周向地位于腔室(66)中球体(68)上方(+y)的一个或多个弹性唇缘(65)具有近侧端部(71)和远侧端部(72)。如图9b和图10所示，当泵装置(7)的球状物(6)被挤压时，来自球状物(6)的加压流体进入管腔(67)中并推动球体(68)朝向堵塞座(63)，用于阻止朝向闭塞装置(20)的流动。虚线所示的箭头意味着加压流体的流动方向。如果箭头标有字母“x”，则这意味着箭头所示方向不存在流动。

挤压球状物导致在球状物(6)中含有的加压流体通过球体(68)周围并进入腔室(66)，然后通过第二端口(14)朝向可拉伸流体储器(23)流动。当球状物(6)被挤压或以其他方式压缩时，弹性唇缘(65)进一步弯曲并允许加压流体通过球体(68)周围并进入泵装置(7)的腔室(66)。

当球体(68)在加压流体的压力下在腔室(66)中移动时，球体(68)被一个或多个弹性唇缘(65)的远侧端部(72)引导朝向堵塞座(63)。此引导旨于完美地堵塞第一端口(13)朝向闭塞装置(20)的入口。

一个或多个弹性唇缘(65)的远侧端部(72)限定了环形空腔。该空腔呈2D圆形平面的形式。如图8c和图9b所示，由一个或多个弹性唇缘(65)的远侧端部(72)形成的环形空腔的主轴线(c)和堵塞座(63)的主轴线(c)相互重合，使得球体(68)能够被弹性唇缘(65)引导以完美地堵塞堵塞座(63)。

由弹性唇缘(65)的远侧端部(72)形成的环形空腔的直径小于球体(68)的直径，使得当球状物(6)被挤压时，球体能够被弹性唇缘(65)引导朝向堵塞座(63)。弹性唇缘(65)的另一个重要功能是消除在闭塞装置(20)膨胀期间对第一端口(13)的入口的不期望的堵塞。一旦患者排尿，人工括约肌(1)自动开始闭塞装置(20)的膨胀循环，并且加压流体从可拉伸流体储器(23)流向闭塞装置(20)。在膨胀期间，朝向闭塞装置(20)的流入压力略小于球状物(6)中存在的流体压力。这种轻微的压力差导致球体(68)倾向于在腔室(66)中向上(+y)移动并且不期望地堵塞堵塞座(63)。如果第一端口(13)的入口不期望地被堵塞，则膨胀循环无法完成。弹性唇缘(65)的刚性足以防止球体(68)由轻微的压力差引起第一端口(13)的入口不期望地被堵塞。然而，当球状物(6)被患者挤压时，弹性唇缘(65)的刚性不足以防止球体(68)堵塞第一端口(13)的入口。

泵装置(7)的止回阀(60)具有第一位置，在该第一位置中球体(68)靠在堵塞座(63)上并且当球状物(6)被挤压时阻止朝向闭塞装置(20)的流动。止回阀(60)具有第二位置，在该第二位置中球体(68)停滞并压缩弹簧(61)，并如图11所示，在球状物释放时允许流体流向球状物(6)。止回阀(60)具有第三位置，在该第三位置中当闭塞装置(20)膨胀且系统接近平衡状态时，球体(68)自由地浮动在一个或多个弹性唇缘(65)下方，如图12所示。

图8a示出了根据本发明的泵装置的正视图，而图8b示出了侧视图。图8c示出了图8b的A-A截面图。在此实施方式中，泵的止回阀具有弹簧。容纳在球体支座(70)上的弹簧(61)支撑球体(68)朝向一个或多个弹性唇缘(65)。泵装置(7)的止回阀(60)中的弹簧(61)的使用是可选的，并且该括约肌(1)，特别是泵装置(7)在没有弹簧(61)的情况下也能完美地起作用。图9a和图9b描绘了不具有弹簧的第一实施方式。

图11示出了在闭塞装置(20)收缩期间人工括约肌(1)中的加压流体的流动路径。闭塞装置(20)中含有的加压流体经由第一管(9)在泵(7)的球状物(6)中流动。在收缩期间，由于腹压，压力补偿球囊(24)中含有的和可拉伸流体储器(23)中含有的加压流体也可以朝向泵(7)的球状物(6)流动。然而，如图9b和图10所示，每次球状物被压缩时，球状物中的流体朝向可拉伸流体储器(23)流动。如图10所描绘，当朝向闭塞装置(20)的流动被止回阀(60)阻止时，挤压和释放球状物的动作导致闭塞装置(20)中含有的流体排出。在这种状态下，闭塞装置(20)开启体管，并且患者可以自由地排尿或排便。

在闭塞装置(20)的自动膨胀期间，当球状物(6)充满时，可拉伸流体储器(23)中存在的加压流体不能再流入泵球状物中。当球状物(6)充满加压流体后，可拉伸流体储器(23)中含有的加压流体将首先逐渐流向闭塞装置(20)。一旦闭塞装置(20)完全膨胀，可拉伸流体储器(23)中存在的加压流体将最终流入压力补偿球囊(24)中并使其膨胀。在此位置，闭塞装置(20)完全膨胀并且患者再次能够自制。当人工括约肌(1)接近平衡状态时，可拉伸流体储器(23)中的流体压力等于补偿球囊(24)中和闭塞装置(20)中的压力。

球囊保持器(11)在可拉伸流体储器(23)和压力补偿球囊(24)之间建立了流体连通。球囊保持器(11)具有管腔(28)，可拉伸流体储器(23)附接在该管腔的一个端部。球囊保持器(11)的管腔(28)的另一个端部经由第二管(8)连接至泵(7)。

可拉伸流体储器(23)由弹性材料制成，该弹性材料可以通过拉伸而扩展，使得在拉伸状态下，由于弹性材料的拉伸，储器(23)中含有的加压流体具有的压力大于患者的腹压。加压流体从可拉伸流体储器(23)向闭塞装置的自动且逐渐地转移由可拉伸流体储器(23)的内部压力启动。

半透止回阀(30)位于球囊保持器(11)的管腔(28)中。半透止回阀(30)完全允许来自第二管(8)的流体朝向可拉伸流体储器(23)流动通过。然而，半透止回阀(30)仅允许反方向上的有限流速，即，流体从可拉伸流体储器(23)朝向第二管(8)或球囊保持器(11)的管腔(28)的其余部分流动。当加压流体来自第二管(8)时，例如在闭塞装置(20)收缩期间，流体将球体(35)推向可拉伸流体储器(23)，导致弹簧(44)压缩。一旦弹簧被压缩，来自第二管(8)的所有流体都在球体(35)周围通过并流入可拉伸流体储器(23)中。

压敏止回阀(3)位于球囊保持器(11)的管腔(28)中。压敏止回阀(3)在管腔(11)和压力补偿球囊(24)之间建立了流体连通。压敏止回阀(3)允许来自压力补偿球囊(24)的所有流体朝向管腔(28)流动，并因此经由第二管(8)和第一管(9)朝向闭塞装置(20)流动。

图3示出了图1的人工括约肌在闭塞装置(20)的收缩状态下的截面图。闭塞装置(20)经由第一管(9)连接至泵(7)的第一端口(13)。闭塞装置(20)中含有的加压流体在其膨胀状态期间经由第一管(9)部分地转移到泵(7)的球状物(6)中以及部分地转移到可拉伸流体储器(23)中。可拉伸流体储器(23)周围所示的箭头意味着可拉伸流体储器(23)的体积由于从闭塞装置(20)、从泵(7)的球状物(6)转移的加压流体的附加体积而增加。

图4示出了图2和图3中所描绘的半透止回阀(30)的截面图。半透止回阀(30)可包括弹簧(44)和球体(35)，所述球体容纳在凹口支座(39)上。凹口支座(39)具有凹部(40)，用于允许受限的流体从可拉伸流体储器(23)朝向球囊保持器(11)的管腔(28)流动。虽然半透止回阀(30)允许来自管腔(28)的所有流体朝向可拉伸流体储器(23)流动，但凹部(40)仅允许反方向上非常受限的流速。

虽然图4中给出的半透止回阀(30)包括弹簧(44)和容纳在支座上的球体(35)的常规组合，但是其可以由其他止回阀构造组成。凹部(40)使得半透止回阀(30)独特且特别是“半透的”，其允许反方向上即从可拉伸流体储器(23)朝向气囊保持器(11)的管腔(28)的有限流体流动。

图6中示出了半透止回阀(30)的替代实施方式，其中凹坑球体(45)容纳在环形支座(36)上。凹坑球体(45)在其外表面上具有若干个凹坑(37)，使得可以通过凹坑和环形支座(36)之间的间隙建立来自可拉伸流体储器(23)的流体的受限的反向流动。尽管事实上不需要在环形支座(36)中设立凹部(40)，但是如果需要增加反回流动的流速，则可以在环形支座(36)上形成一个或多个凹部(40)。

图7中示出了半透止回阀(30)的又一替代实施方式，其中具有光滑表面的球体容纳在具有多个凹部(40)的凹口支座(39)上。在此构造中，可以通过凹口支座(39)的凹部(40)和球体(42)之间的多个间隙来建立反向流动，即从可拉伸流体储器(23)朝向管腔(28)的流动。

图5a示出了图2和图3中给出的压敏止回阀的2D截面图，而图5b示出了同一压敏止回阀(3)的3D示意性透视图。压敏止回阀(3)位于压力补偿球囊(24)和所述球囊保持器(11)的管腔之间。压敏止回阀(3)始终允许流体从压力补偿球囊(24)朝向管腔(28)流动，使得压力补偿球囊(24)中含有的流体能够自由地朝向可膨胀闭塞装置(20)流动，并且在使用中，患者腹部中发生的突然压力增加会立即传递至可膨胀闭塞装置(20)以防止泄漏。

压敏止回阀(3)包括在凹穴(34)中自由地浮动的球体(33)。球体(33)的密度基本上接近于由本发明提出的人工括约肌(1)中含有的加压流体的密度。如图5b所示，压敏止回阀(3)的凹穴(34)在其靠近球囊保持器(11)的管腔(28)的端部处具有穿通座(32)。如图5b所示，穿通座(32)的几何形状确保即使球体(33)靠在具有矩形屏障的穿通座(32)上也始终保证流体朝向管腔流动，以确保球体(33)周围的流体通过。凹穴(34)具有光滑的圆形座，当管腔(28)中的流体压力大于压力补偿球囊(24)中的流体压力时，该光滑的圆形座可以在其另一端部被球体(33)堵塞。止回阀(3)被指定为“压敏止回阀(3)”，因为仅当压力补偿球囊(24)中的流体压力显著小于球囊保持器(11)的管腔(28)中的流体压力时，才阻止流体朝向压力补偿球囊(24)流动。

与半透止回阀(30)相比，位于球囊保持器(11)的管腔(28)中的压敏止回阀(3)靠近第二管(8)。

返回到图2，其中闭塞装置(20)被描绘为处于膨胀状态，压力补偿球囊(24)处于其膨胀形式，以及可拉伸流体储器(23)处于其回缩形式。在这种状态下，即闭塞装置处于其膨胀状态下，加压流体能够随时朝向闭塞装置(20)自由地流动。压敏止回阀(3)始终允许流体从压力补偿球囊(24)流向管腔(28)并因此流向闭塞装置(20)。因为压力补偿球囊(24)中含有的流体能够自由地朝向可膨胀闭塞装置(20)流动，所以患者腹部中发生的突然压力增加立即被传递至可膨胀闭塞装置(20)，导致更好地防止泄漏。

图3示出了图1的人工括约肌在闭塞装置(20)的收缩状态下的截面图。当图3中的压力补偿球囊(24)处于回缩形式时，压力补偿球囊(24)的膨胀将与闭塞装置(20)的膨胀同时开始。当闭塞装置(20)膨胀时，系统达到平衡状态，其中闭塞装置(20)、可拉伸流体储器(23)和压力补偿球囊(24)中的流体压力稳定并且彼此相等。

平衡状态对应于体管被闭塞并且患者已经建立他或她的自控能力的状态。返回图5a和5b，一旦几乎达到平衡状态，球体(33)就在凹穴(34)中自由地浮动。这表示压敏止回阀(3)不再阻止加压流体在两个方向上的流动。一旦接近平衡状态，压力补偿球囊(24)膨胀并呈现如图2所示的膨胀形式。处于平衡状态的泵装置(7)在图12中描绘。

平衡状态由半透止回阀(30)建立，半透止回阀允许从可拉伸流体储器(23)向球囊保持器(11)的管腔(28)的受限的流动。可拉伸流体储器(23)中的过压通过半透止回阀(30)平稳且缓慢地降低，该半透止回阀建立了从可拉伸流体储器(23)流出的受限的反向流动。一旦管腔(28)中的流体压力平稳且缓慢地稳定，压敏止回阀(3)就会开启朝向压力补偿球囊(24)的流动，并使该压力补偿球囊膨胀。闭塞装置(20)、可拉伸流体储器(23)和压力补偿球囊(24)中的流体压力稳定，并且利用完全膨胀的闭塞装置(20)达到平衡状态。

根据本发明的人工括约肌(1)的闭塞装置(20)的尺寸和形状被设置成闭塞人类的肛管或尿道管。

闭塞装置的收缩：

当患者需要排尿时，患者应挤压并释放泵的球状物(6)几次，通常3或4次就足以将闭塞装置(20)中含有的所有流体转移至可拉伸流体储器(23)。如图9b和图10所示，当球状物被挤压时，球状物内的流体进入可拉伸流体储器(23)。挤压球状物导致在球状物(6)中含有的加压流体通过球体(68)周围并进入腔室(66)，然后通过第二端口(14)朝向可拉伸流体储器(23)流动。当球状物(6)被挤压或以其他方式压缩时，弹性唇缘(65)进一步弯曲并允许加压流体从球体(68)周围通过。

由于泵具有防止朝向闭塞装置(20)流动的止回阀(60)，因此不存在朝向闭塞装置(20)流动的流体。然而，当如图11所示释放球状物(6)时，闭塞装置(20)中存在的加压流体被吸入球状物(6)中。如图11所示，当球状物被释放时，球状物(6)还吸入压力补偿球囊(24)中含有的流体。止回阀(60)允许来自压力补偿球囊(24)的流体填充在泵(7)的球状物(6)中。随着每次球状物被挤压和释放，闭塞装置(20)中含有的流体体积减小，并且通常在挤压和释放3-5次后，闭塞装置(20)根本没有加压流体。患者现在自由排尿。

闭塞装置的膨胀：

闭塞装置通过患者的腹压以及通过由可拉伸流体储器(23)的壁的拉伸而产生的压力增加而自动膨胀。因为先前在闭塞装置(20)中存在的流体被转移到可拉伸流体储器(23)中，所以可拉伸流体储器(23)的内部压力非常高，这不仅是因为储器(23)处于其拉伸形式而且还因为患者的腹压。因为半透止回阀(30)仅允许受限的反向流体朝向球囊保持器(11)的管腔(28)流动的事实，所以闭塞装置(20)的膨胀逐渐发生。半透止回阀(30)具有微小凹部(40)，其妨碍从可拉伸流体储器(23)朝向管腔(28)的反向流动。然而，受限的反向流体流同时填充球状物(6)和闭塞装置(20)。一旦球状物(6)充满，来自可拉伸流体储器(23)的反向流动开始使闭塞装置(20)膨胀。虽然球状物(6)在尺寸上可以被挤压和回缩，但是球状物(6)不能扩展超过其初始体积。

一旦来自可拉伸流体储器(23)的受限的流动使闭塞装置(20)完全膨胀，根据本发明的人工括约肌(1)就达到几乎稳定的形式，并且最终来自可拉伸流体储器(23)的反向流动流入压力补偿球囊(24)中并填充在其中，如图2所描绘。患者现在可以自制，并且人工括约肌(1)现在对大笑、咳嗽等过程中发生的突然腹压变化敏感。闭塞装置(20)的逐渐且自动的膨胀通常在大约3分钟内完成，在此期间患者可以自由地排尿。

Claims (12)

1.一种人工括约肌(1)，在使用中含有加压流体，所述人工括约肌(1)包括：

用于闭塞体通道的可膨胀闭塞装置(20)，

可拉伸流体储器(23)，

泵装置(7)，其具有经由第一管(9)与所述闭塞装置(20)流体连通的第一端口(13)和经由第二管(8)与所述流体储器(23)流体连通的第二端口(14)，用于选择性地将所述加压流体从所述闭塞装置转移至所述储器以使所述闭塞装置收缩，使得能够打开堵塞的体通道；

可压缩球状物(6)，其附接至所述泵装置(7)并且其在使用中含有所述加压流体的部分，

具有管腔(28)的球囊保持器(11)，其在所述流体储器(23)和所述第二管(8)之间建立流体连通，

压力补偿球囊(24)，其与所述球囊保持器(11)的管腔流体连通，并且其在使用中将被植入患者的腹部中，

其特征在于，所述泵装置(7)包括；

管腔(67)，其第一端部具有球体支座(70)和容纳在所述支座上的球体(68)，并且其第二端部向所述球状物(6)开口，

堵塞座(63)，其位于第一端口(13)的入口处，并且其尺寸和形状被设置成当所述球体通过来自所述球状物(6)的所述加压流体被迫靠在所述堵塞座(63)上时阻止流体朝向所述第一端口(13)流动，

腔室(66)，在所述腔室中所述球体(68)是可移动的，所述腔室位于堵塞座(63)和所述球体支座(70)之间，

一个或多个弹性唇缘(65)，其周向地位于所述腔室(66)中的所述球体(68)上方(+y)，其中由所述弹性唇缘(65)的远侧端部(72)形成的环形空腔的直径小于所述球体(68)的直径，使得当所述球状物(6)被挤压时，所述球体能够被所述弹性唇缘(65)引导朝向所述堵塞座(63)。

2.根据权利要求1所述的人工括约肌(1)，其中，由所述一个或多个弹性唇缘(65)的所述远侧端部(72)形成的所述环形空腔的主轴线(c)和所述堵塞座(63)的主轴线(c)相互重合，使得所述球体(68)能够被所述弹性环形唇缘(65)引导以紧密地堵塞所述堵塞座(63)。

3.根据权利要求1所述的人工括约肌(1)，其中，所述球体支座(70)具有支撑所述球体(68)朝向所述一个或多个弹性唇缘(65)的弹簧(61)。

4.根据权利要求1所述的人工括约肌(1)，其中，所述人工括约肌(1)进一步包括半透止回阀(30)，其位于所述球囊保持器(11)的所述管腔(28)中，其中所述半透止回阀(30)始终允许来自所述第二管(8)的流体朝向所述可拉伸流体储器(23)流动通过，并且其中所述半透止回阀(30)仅允许受限的流体从所述可拉伸流体储器(23)朝向所述第二管(8)流动。

5.根据权利要求4所述的人工括约肌(1)，其中，所述人工括约肌(1)进一步包括压敏止回阀(3)，其处于所述压力补偿球囊(24)和所述球囊保持器(11)的所述管腔之间，其中所述压敏止回阀(3)始终允许流体从所述压力补偿球囊(24)朝向所述管腔(28)流动，使得在所述压力补偿球囊中含有的流体能够自由地朝向所述可膨胀闭塞装置(20)流动，并且在使用中，患者腹部中发生的突然压力增加立即被传递至所述可膨胀闭塞装置(20)。

6.根据权利要求4所述的人工括约肌(1)，其中，所述半透止回阀(30)具有凹口支座(39)，所述凹口支座具有一个或多个凹部(40)，使得穿过所述凹部(40)建立了从所述可拉伸流体储器(23)朝向所述第二管(8)的受限的流体流动。

7.根据权利要求4所述的人工括约肌(1)，其中，所述半透止回阀(30)具有环形支座(16)和凹坑球体(45)，所述凹坑球体具有多个凹坑(37)，使得穿过所述凹坑(37)建立了从所述可拉伸流体储器(23)朝向所述第二管(8)的受限的流体流动。

8.根据权利要求5所述的人工括约肌(1)，其中，所述压敏止回阀(3)具有位于凹穴(34)内的球体(33)，所述球体允许流体仅在所述闭塞装置(20)膨胀期间从所述管腔(28)朝向所述压力补偿球囊(24)流动。

9.根据权利要求5所述的人工括约肌(1)，其中，所述压敏止回阀(3)具有穿通座(32)，所述穿通座位于所述球体(33)和所述管腔(28)之间，并且其确保所述球体(33)由于其球形几何形状而始终允许流体从所述压力补偿球囊(24)朝向所述管腔(28)流动通过。

10.根据权利要求4所述的人工括约肌(1)，其中，所述球体(33)的密度基本上等于所述加压流体的密度，使得所述球体自由地在所述凹穴(34)中自由地浮动。

11.根据权利要求4所述的人工括约肌(1)，其中，所述储器(23)由弹性材料制成，所述弹性材料可通过拉伸而扩展，使得在拉伸状态下，由于所述弹性材料的拉伸，所述储器(23)中含有的所述加压流体具有的压力大于所述患者的腹压。

12.根据权利要求1所述的人工括约肌(1)，其中，所述闭塞装置(20)的尺寸和形状被设置成闭塞人类的肛管或尿道管。