流量控制方法和装置

本发明涉及一种人体脉管如在动静脉移植物中使用的，以下称AV脉管的人体脉管的流量控制方法。本发明还涉及控制人体脉管如AV移植物中的流量的装置及这样一装置与一移植物的组合。

肾病患者尤其是晚期的肾病患者(ESRD)需要做血液透析以从其血液中去除代谢产物等。这一过程很耗费时间，可以通过向血液透析机提供较大的血流以减少透析时间。即使如此，血液透析仍然需要花费四个小时，而且一周需要做三次。

为了提高来自和去向血液透析机的血液流量，需要具有高的血液流量的血管通路。图1示出了提供该通路的一种方法。动脉10和静脉12位于患者的手臂14内。脉管16作为一AV移植物或分流连接在动脉10和静脉12之间。由于AV移植物16直接连接在动脉10和静脉12之间并具有相当大的横截面面积，通过它可产生大的流量。图1中的箭头方向示出了血流方向。需要进行血液透析时，可以将导管(未示出)连接到AV移植物16上。导管可插入通过AV移植物16的高血液流量中，以提供来自和去向血液透析机的高流量。

然而上述技术还是存在相当大的问题。其中之一，如图2所示，是在AV移植物16与静脉12相连的流出通道处即移植物的静脉接合处产生狭窄。狭窄18是脉管的非天生的狭窄，如果不通过血管成形术将狭窄去除，将该狭窄会发展成将静脉完全堵塞。该狭窄是由于新膜增生而产生的，是脉管在非正常条件下工作的结果。现在认为该狭窄的产生可能与很多的机理相关。通过静脉的流量一般是比正常血流高10至20倍。这导致湍流和流动分离以致于流动不是平稳或层状流动，进而产生狭窄。另一原因是静脉与正常状态相比暴露在更高的血液压力下，因为它是与动脉直接相连的。动脉内的血液压力一般是100毫米汞柱，而静脉内的血液压力一般是5毫米汞柱。静脉据此趋于化为动脉血，例如通过加厚静脉血管壁，这也会促使狭窄的产生。另一个可能的原因是，由于移植物的存在，静脉内的血流是脉动的。在AV移植物与静脉之间存在着相当大的柔软性失谐问题，AV移植物如果是合成材料则是准刚性的，而静脉则是柔软的。脉动流动在AV移植物与静脉之间的接合处即缝合线处产生波动应力集中。虽然缝合处一般不会产生故障，但由于在接合处的波动应力集中会产生狭窄。

这是相当重要的问题。在90％的AV移植物中，在静脉接合侧产生狭窄。AV移植物的使用寿命仅一年半左右。一般需要通过手术比如血管成形术去掉该狭窄或手术在患者的另外的肢体处植入一新的移植物以减轻上述问题。

另外的问题是AV移植物16在动脉10和静脉12之间提供一短路，并且通过AV移植物16的高流量需要很大的附加的心脏输出。正常的心脏输出一般是每分钟5升，但设置了AV移植物之后可增加到每分钟7升。此大的额外的心脏输出确实是很成问题，对于大约5％的AV移植物患者都会导致致命的心脏疾患。

本发明提供了一种用于体外回路的血管通道的AV移植物或AV瘘管中的流量控制的方法，所述方法包括以下步骤：(a)当没有流量通过所述体外回路时，对一脉管加以收缩以提供通过所述AV移植物或AV瘘管的减小的流量；和(b)当出现通过所述体外回路的流量时，改变收缩程度，以调节通过AV移植物或AV瘘管的流量。

加以收缩可减少或排除湍流并降低静脉内的血压。收缩还可作为强波反射器来降低或排除在静脉接合处的脉动流动。所有这些均可以减轻狭窄，延长AV移植物或AV瘘管的使用寿命，降低所需的心脏输出。当通过所述体外回路的流动出现时改变收缩程度能够将高流量送向血管通道。

对脉管的收缩仅是局部的，最好是保证一减小的但足够大的剩余流量通过AV移植物以避免形成血栓，保持静脉畅通完好，以便在需要时能够处理高流量。

最好在脉管的一细长的部分上加以收缩。这使得流量控制的完成过程中与湍流耗散相比更利于粘滞耗散。

最好沿脉管在多个位置处加以收缩，和/或沿其长度控制收缩的外形。这能够使由收缩产生的湍流最小化。

最好收缩降低脉管内腔的截面面积，但保持其周边的长度，这样再一次有利于粘滞耗散。

最好在向脉管加以收缩时，监测AV移植物或AV瘘管的静脉接合处的流量，以便收缩时将流量保持在低于出现湍流的水平。

最好该脉管是一AV移植物。

最好收缩步骤包括在其动脉端收缩所述AV移植物。这使得由所述收缩产生的湍流在血流达到静脉接合处之前减少。

本发明提供了一种用于控制AV移植物或AV瘘管中的流量的装置，该AV移植物或AV瘘管用于一体外回路的血管通道，所述装置包括：(a)当没有通过所述体外回路的流量时，用于对脉管加以收缩以向AV移植物或AV瘘管提供一减小的流量的装置；和(b)当出现通过所述体外回路的流量时，用于改变收缩程度以调节通过AV移植物或AV瘘管的流量的装置。

本发明还提供了一种用于控制人体脉管内流量的装置，所述装置包括一致动器，该致动器用于可卸压地收缩所述人体脉管，还包括一用于驱动所述致动器的转动部件。

最好该转动部件包括一马达的驱动轴，或包括一能够在外加磁场下转动的转子。

最好该马达是一微型马达。

本发明还提供了一种用于控制人体脉管内的流量的装置，所述装置包括一可变形部件，该部件在温度变化和磁场变化下能够产生可逆的变形；还包括一由所述可变形部件驱动的致动器，用于可卸压地收缩所述人体脉管，其中所述可变形部件在一第一状态和一第二状态之间是可变形的，在第一状态中，所述致动器收缩所述人体脉管，在第二状态中，所述致动器减小对所述人体脉管的收缩。

最好热变形部件是一种形状记忆材料或是一充满液体的囊。

本发明装置最好还包括一用于接收控制致动器的信号的天线。这避免了通过皮肤接近该装置的需要并避免了潜在的感染的危险。

最好该装置还包括一用于将由天线接收的无线电频率能量转换为该装置的动力以操纵致动器的转换器。其优势是避免了在该装置中设置一内部动力源如一电池的需要，并且驱动装置的无线电频率是抗核磁共振的。

本发明还提供了一种控制人体脉管内的流量的装置，所述装置包括一致动器，该致动器可卸压地收缩所述人体脉管，其中所述致动器包括一具有两个收缩部分的夹子，该两个收缩部分之间的间隙是可调节的，用于容纳所述人体脉管，还包括一控制部分，该控制部分可卸压地保持所述两个收缩部分，以便上述间隙被保持在至少一预定量。

最好收缩部分是作为一个部件整体成形的，以使该装置制造简单而成本低。

下面参照附图仅借助于例子描述本发明的实施方式。

图1示意性地示出了人的小臂，示出了该处的通常的AV移植物；图2是图1所示的静脉接合处的局部视图，示出了与图1中的AV移植物有关的问题；图3是人的小臂的示意图，示出了一本发明装置；图4(a)和4(b)是本发明的第一实施例的装置的示意性的截面视图，所示适用于一AV移植物；图4(c)是本发明的实施例的一变位膜的平面视图；图5示出了本发明装置的第二实施例；图6(a)和6(b)分别以截面视图和平面视图的形式示出了本发明装置的第三实施例；图7和8示出了本发明装置的第四和第五实施例的截面视图；图9、10和11所示的示意图示出了本发明的其它方面。

图12示意性地示出了具有电磁流量测量系统的本发明的一实施例；和图13示出了本发明在Blalock-Taussig分流上的应用。

图3示出了本发明的一装置，该装置中的相应部分具有与图1中的相同的标记。AV移植物16可以是一由如聚四氟乙烯或GORE-TEXTM或其它的合成材料制成的人造的脉管，该AV移植物也可以是一自体固有的移植物。如图3所示，AV移植物16在患者的手臂14中与一动脉10和静脉12。当然，AV移植物16也可以位于人体的其它部位，如腿部、腹股沟部或颈部。

一装置20用来控制AV移植物16内的血液流动。在患者的正常活动期间，装置20用来收缩AV移植物16以便通过其中的血液流动减小或仅是剩余流动。当血液流动需要通过一体外的回路比如一血液透析机时，AV移植物16收缩的程度部分地或全部地降低，以使通过AV移植物16的流动增加为高流量。导管(未示出)可插入AV移植物16中的高流量中，以向血液透析机提供高流量和接受来自血液透析机的高流量。导管可位于装置20的上游或下游，也可以提供在装置20的相对侧。还可以采用具有双管腔的单一导管与AV移植物16相连。

如图3所示，收缩装置20在AV移植物16与动脉10的连接点附近在其上游端收缩AV移植物16。收缩装置20最好完全植入患者体内，而用一外部控制器22来遥控收缩装置20。

当不再需要通过AV移植物16的高流量时，收缩装置20用来再次加以收缩作用降低血液流动。湍流测量装置24、26在通过AV移植物16的流动开始降低时可用来监测静脉接合处附近的湍流。随着收缩程度的增加，流动速率降低至达到由湍流测量装置监测的湍流基本停止的水平。当出现此状况时，可停止进一步的收缩，并使流动保持在低于湍流出现的水平。另一种方案是，可将收缩增加至湍流已经减少至一预定水平，但没有完全消除。最好该减少的湍流强度低于会出现狭窄的水平，但其流动速率仍足够保持静脉畅通。以此方式，在AV移植物的静脉接合处附近可建立一最佳的静止流。

湍流测量装置24、26可以是一种通常的多普勒装置或一种血管音描记仪，并且最好是连接到控制器22或收缩装置20上以自动控制流动速率的调节，或由人工来实现这一操作。

从对本发明装置的以下的描述中可清楚地看出本发明方法的其它的特征。

图4(a)和4(b)分别是收缩装置20和控制装置22的纵向和横向横截面图。控制装置22具有一用于向天线32传送信号的天线30，天线32位于收缩装置20上。天线30、32彼此电磁连接，但分别位于患者皮肤(未示出)的相对侧。连接到天线32上的接收器34响应被传送的信号将动力输送至马达36。

收缩装置20可包含一内部的动力源，如一电池，它由接收器34控制将电动力传送至马达36。接收器34也可以是包含一无线电频率至直流电转换器和调节器，此时由天线30发射的无线电频率信号由天线32接收，这些信号由接收器34转换为电动力以驱动马达36，而不是用这些信号控制该装置的内部动力源，这样就可以省去了装置内的需要周期性更换的电池。

马达36是一小型马达，亦是已知的微型机器，当具有电动力时，它可以用来在任一方向上转动一驱动轴38，或在即使微马达轴38总是在相同方向上转动时致动器也能产生周期性位移的情形下仅在一方向上转动一驱动轴38。微马达36的尺寸足够小使其能够装入一可植入的封闭物内，例如该马达可以是2毫米厚，15毫米长。一转动-直线运动转换装置40将驱动轴38的转动转换为一包含有部件42、44和46的致动器的直线运动。部件42和44是杆或条，而部件46是一种如与AV移植物16接触或通过一种中间材料压到的AV移植物上的纯钛膜。

如图4(a)和4(b)所示，致动器42、44和46收缩AV移植物16，使其管腔48的横截面面积减小。通过输送适当的信号，并借助于马达36的作用，在需要高流量时由致动器的动作减轻收缩作用，在此高流量状态下，膜46的位置由虚线50表示。

收缩装置20被装入封闭物52内，该封闭物比如是一种钛或陶瓷盒，AV移植物可穿过它，或可从其侧面开槽而进入其内。图4(a)和4(b)所示的天线32位于封闭物52的外部，以便不会被封闭物屏蔽并能使该天线被置于皮肤下面以利最佳的无线电频率波的接受。在收缩装置20埋入人体内很深并且来自外部控制装置的无线电频率波的最大渗透深度为2至4厘米的情形下，这种具有在封闭物52的外部且距离其可以随意远的天线32的装置具有优势。另外的方案是，在收缩装置20仅植于皮下而不是很深的情形下，天线32可以是一内部的天线，即装入收缩装置20的封闭物52内。在此实施例中，封闭物52或至少封闭物52的一部分是非金属的，例如可以是陶瓷的或塑料的，以避免对无线电频率波的屏蔽。具有内部天线或与收缩装置20的封闭物52形成一体的天线所具有的优势是简化了该装置在人体内的植入。

该装置还可以包括一未示出的传感器，如一用于测量致动器的位置的传感器或用于计算驱动轴38的转数的传感器。还可以包括测量流量、湍流或压力的传感器。传感器测量到的信息随后可自收缩装置20经天线30、32传送到控制装置22，以便控制装置22可以更精确地控制收缩装置。

图5示出了另一种夹子形式的收缩装置20。该装置的致动器包括一对由一间隙分开的收缩部分60、62，AV移植物16经过该间隙。通过向患者的皮肤64施加压力可减少收缩部分60、62之间的间隙的大小，以收缩AV移植物16。控制部分66具有一组凹槽或槽口，它可与收缩部分60的插入部分68相接合。施加到皮肤64上的压力使插入部分68从图5所示的位置向内向接连着的更低的槽口移动。达到所需的收缩水平之后，插入部分68接合在控制部分66的特定的槽口上，保持该收缩水平。

压力装置70可用于此过程，该装置可包括一用于监测插入部分68从一槽口到下一槽口的移动的传感器，这样就可以已知收缩部分的位置和所施加的收缩的最佳水平。

当需要高流量通过AV移植物16时，通过再次向患者皮肤施加压力而降低收缩作用，但这一次要压在释放部分72上。这使控制部分66张开，以便插入部分68从槽口上分离，使收缩部分60、62之间的张开程度增加了。

如图5所示，收缩装置20可以由一块材料制成，比如由一种生物兼容的塑料材料铸造而成。这使得其制造简单而成本低。

图6(a)和6(b)示出了收缩装置的另一实施例。它包括一致动器板80，该板在封闭物82内，用于在AV移植物16上挤压。一转子84拧在螺纹轴86上。转子84包括一组磁性的北极和南极，它们交互地围绕轴86。转子84可以是任何适合的磁性材料，如铁氧体。

来自患者外部的交互的或旋转的磁场可使转子84绕轴86的轴线旋转。转子84和轴86之间的螺纹接合使转子84在轴86的轴向方向上平移，平移的方向依赖于转子的旋转。以此方式，可利用外部的磁场使转子84沿轴86移动，以促使致动器板80压靠在AV移植物16上以使其收缩，或者在需要有高流量通过AV移植物16时，释放致动器板80的压力而降低收缩作用。

图7和8示出了本发明的收缩装置20的另外两个实施例，这两个实施例都是以热操纵的。每一装置都具有一致动器，该致动器包含有用于收缩AV移植物16的一可移动部件90和一可伸缩膜92，该装置置于封闭物94内。

在图7所示的实施例中，致动器部件90与由热变形材料制成的薄板96相连。所示为在人体体温下的正常状态，AV移植物16被收缩以降低通过它的静止流量。升高薄板96的温度，它变形为由虚线98所示的形状，进而拉动致动器90、92以降低在AV移植物16上的收缩作用。薄板96的材料可以是一种形状记忆材料，比如所谓的新式金属(smart metal)，或它也可以是一种双金属带或者其它的任一种合适的根据温度变化而变位的材料，或是一种靠磁性驱动的形状记忆材料。

在图8所示的装置中，致动器部件90连接到可伸缩膜100上，该膜作为充满液体的囊102的一个表面，该囊102中包含有一种具有低沸点的液体，其沸点比如仅高于人体体温，例如在39℃左右。在正常状态下，囊102内包含有液体，致动器90、92挤压AV移植物16以降低血液流量。当将囊102内的介质的温度升高到高于其沸点时，至少一部分液体蒸发，进而导致囊102内介质的容积的增加。这一膨胀使膜100的位置发生变化，并且力通过部件90传递以提升可伸缩膜92，进而释放对AV移植物16的收缩作用。图中的虚线104示出了此状态下的可伸缩膜100的位置。

图7和8所示的装置20中可具有任意一种加热器106，比如一种电阻加热器。当希望增加通过AV移植物16的血液流动时，使电流通过加热器106以升高薄板96或充满液体的囊102的温度，进而如上所述移动致动器。电流可由一与该装置相连的电池提供，并由来自如以上参照附图4(a)和4(b)所述的一外部控制器的信号来控制，或者电流也可以由无线电频率转换器提供，该转换器将无线电频率发射转换为电动力，而不需要内置的电池，也如以上参照附图4(a)和4(b)所述。另外的方案是，改变该热变形装置的状态所需的温度的增加可由一外部热源来提供。这避免了加热器106的使用。外部热源可以是，例如直接照到装置20附近的皮肤上的红外线灯形式的。加热器106还可以是一天线，当给其施加一适当的电磁场时，会被加热。

当不再需要有高流量通过AV移植物16时，比如当血液透析已经完成时，通向加热器106的动力被切断，或者外部热源被移开。薄板96或者充满液体的囊102冷却回到正常的人体体温并返回到图7和8所示的结构状态，即致动器90、92挤压AV移植物16。

以上所述的所有的收缩装置都是能够用来完全植入患者体内的。封闭物52、82和94是钛、陶瓷或塑料盒，其横截面中的侧边的尺寸可以在10毫米至30毫米的范围内，未收缩的AV移植物的直径一般为5至8毫米。与AV移植物16接触的可伸缩膜46、92是很薄(也就是20至60微米厚)的钛板，或者是最好具有适当的沟纹47以利于变形的较厚的钛膜，如图4(c)的平面视图所示。在图4(a)、4(b)、7和8所示的截面图中可以看到这些沟纹。围绕AV移植物16且在各封闭物之内的区域，如图7和8中的区域110可包含一可变形的但不可收缩的材料如凝胶以控制AV移植物16的收缩。

图9示意性地示出了收缩，如在AV移植物16内的收缩。脉管的正常直径为D，收缩后的直径为d，收缩的长度为L。本发明的方法和装置最好用于AV移植物16的细长部分的收缩，比如图4(a)所示的例子。长度L最好是原始直径D的至少两倍，长度L可以是直径D的甚至5至10倍或更多倍。原因如下。对于通过AV移植物16的给定的流量Q，粘滞损失正比于LQ，而湍流损失正比于[(D/d)2-1]2Q2。这两种损失是导致压力降低和流量减小的收缩作用所引起的整体的耗散的原因之一。剧烈的局部收缩作用产生很多湍流，这些湍流会导致在静脉交叉合流处下游或如果它是由活性组织制成则在AV移植物自身内产生不利的管道狭窄或形成血栓。通过增加收缩作用的长度以增加粘滞损失但降低湍流损失可以达到相同的流动降低效果。

增加收缩作用的长度的一种方法是沿AV移植物16连续地提供多个收缩装置。另一种方法是在装置内提供一单个的细长的致动器，或沿该装置的长度设置多个致动器。

图10示出了另一种用于降低由收缩导致的湍流的技术，即通过控制收缩作用的外形以便避免直径上的突然的过渡。收缩作用的外形的控制可通过提供多个致动器120来实现，每一致动器挤压AV移植物一控制量。所有的致动器120均可以位于一单个的收缩装置内，或者每一致动器120分别放在各个收缩装置内，而各个收缩装置沿着AV移植物连续设置。另外的方案是，可利用一具有预定外形的单个致动器产生所需要的收缩外形。

图11示出了另一种与湍流耗散相比更利于粘滞耗散的技术。如图11的中心所示，未收缩的AV移植物的横截面为近似的圆。围绕其周边施加等压的力在所有方向上大体相同地挤压该脉管将会使其截面减小为一直径更小的圆。然而，粘滞损失与脉管壁的面积有关，因而与该截面的周边相关。通过在不同的方向上不等地挤压AV移植物16，可将该管腔的周边长度上保持为基本不变而降低其截面面积。图11中示出了多种实施方式所产生的形状。箭头示出了挤压力实施的方向和作用点。本发明装置可利用多种方法得到这些收缩形状，比如利用具有波纹的致动器，或利用多个不同的致动器在不同的方向上施加压力或者利用一种凝胶体围绕AV移植物16以控制变形的形状。

本发明的另一特性是利用胶将AV移植物的外表面粘附到致动器上。按照伯努利等式，p+1/2ρν2为常数，其中p为压力，ρ为粘性，ν为流动速度。在收缩状态，流动速度增加以保证其生产流量。在足够高的速度下，由伯努利等式给出的压力会变得低于脉管的外部压力，甚至变成负值。因此，在收缩状态下，脉管有可能产生塌陷因为降低的压力向内吸取其壁。而后流动过程停止，而脉管恢复原状，但是脉管塌陷还是有问题的，会导致不稳定的流动状态。将AV移植物的壁粘附到致动器上，借助于保持AV移植物的最小直径而防止其塌陷，即使在被收缩时。如果收缩成适当的形状，如图11中的一些所示，通过防止在降低的压力下进一步变形也可以防止AV移植物塌陷。

如前面所述，在一装置中，在装置20的相对侧提供将身体外的流动与AV移植物16相连的导管。此情形有利于在比如血液透析过程中增加移植物的收缩以增加通过体外机器的流量。至于其它时间，仍可以部分地加以收缩以减轻上述问题，比如由湍流产生的问题，而保持静脉畅通。

本发明的装置和方法还可以与AV瘘管一起使用，其中流动控制装置置于动脉或静脉上，其位置可以是恰好靠近或远离瘘管。

本发明的可以用于上述任一实施例的另一最佳特性是将流量测量装置合并到变流量控制装置20。图3示出了一个外部流量或湍流测量装置24、26，但根据本发明的另一实施例，植入的装置与流量测量装置相结合。由该装置测量到的流动状况可以例如通过天线32与一外部装置通信以给出通过AV移植物的流量的大小。另外的方案是，或者附加地，可以在植入的装置内利用流量测量以控制所施加的收缩作用，利用一反馈回路以调节流量。

下面将描述可以在流量控制装置的实施例中使用的用于测量流量的两种技术的实施例。

(1)超声波流量测量压电部件发射超声波，该超声波被流动的血液所反射，反射信号通过多普勒效应频率略有改变，进而携带监测到的速度信息。如图4(a)所示，利用所示出的实施例，速度信息从植入装置20通过天线32传递到外部天线30，而后由外部控制装置22接收并显示。

(2)电磁流量传感器该实施例中的流量计根据感应现象的法拉第原理工作，法拉第原理指出，如果将一导体在一磁场内移动，则在该导体内所产生的感应电压与导体的移动方向成直角，并与磁场成直角。所产生的电压与导体的平均移动速度成正比。电压信号U与vDB的乘积成正比，其中，U为通道的电压，v为导体的平均速度，D为电极之间的距离，而B为磁通量密度。

图12中示出了该实施例的一种情形。脉管16内的血液作为移动的导体。可利用外部的磁铁产生磁场B。最好是利用来自外部天线30的磁场。其优势在于这样可以不需要安装磁铁或其它的装置来产生磁场。该磁场最好是一交互磁场，此时与用于控制流量控制装置20的相比，采用了不同频率的B。因此外部控制装置22发射一种频率，例如用于马达36的遥控和用于产生动力，另一频率用于产生进行流量测量所需的磁场B。

电压测量电极120的位置垂直于B和v，其间具有精确的已知距离D。在电极120之间产生的EMF由电压测量装置122测量到。为了得到更高的测量精度，电压测量装置122调到与外加磁场B的频率一致。电极120可装在装置20的主箱内，或装在靠近主箱的一附加室内。

以上参照在AV移植物上的应用描述了本发明的方法和装置，然而，如在前序部分所述的，可以将本发明的方法和装置应用到变流量控制的其它的人体脉管中，指的是在人体内输送物质的管状结构，如血液脉管，淋巴脉管，消化道脉管，尿道脉管及生殖系统脉管等。人体脉管可以是天生的，或是一移植物，比如一自体固有的移植物或一合成移植物。下面将描述除了AV移植物之外的其它的应用的两个实施例。

(A)发育不全的左(或右)心脏综合病症在此情形下，血液仅通过一单一心室提供。如图13所示，必须经常通过提供一将锁骨下动脉或无名动脉202与右或左肺动脉连接起来的分流200来保证肺部循环。这也是已知的改进的Blalock-Taussig分流。分流200自身是一脉管移植物，如一聚四氟乙烯管。患者的安危常常是依赖于分流200和主动脉206之间的血流的最佳分配。

按照本发明，在分流200上设置变流量控制装置20。分流200将来自无名动脉202中的系统循环的血流驱动至肺动脉204内的肺部循环。其中变流量控制装置20可以是以上所述装置中的任一个。流量控制装置20调节分流中的流量，并且根据本发明方法，控制分流中的流动以平衡系统循环和肺循环之间的流动的重新分配。

(B)食管带或食管瓣膜的复位连接食管至胃部的食道的末端处的瓣膜会产生病变，使食物从胃部再进入到食管内，让患者产生不适。还有，用于治疗肥胖，有时可通过外科手术在食道的末端放置食管带。食管带对食管产生局部限制。食管带的设置不很精确，而且只有通过再次的腹部手术才能对其进行调节。根据本发明，将如以上所述的一变流量控制装置设置在食道上以减轻上述的任一问题。可以很容易地遥控对食管的限制程度，在需要时保证所控制的食物进入胃部的通道，而在其它时间对其进行限制以防止食物从胃部再进入食管。

以上描述了本发明的特定的实施例，但可以想到的是本发明除了以上所述之外还有其它的实施方式。以上说明不能理解为是对本发明的限制。