技术领域
[0001] 本
发明涉及控制在身体器官中的
流体和/或其它身体物质的流动，更具体地涉及一种用于控制由身体器官的组织壁形成的内腔中的流体和/或其它身体物质的流动的设备，所述身体器官例如为(但不限于)食道、胃、肠、尿膀胱、尿道、和血管。
背景技术
[0002] 一些
疾病使患者不能保持对身体器官的内腔中的流体和/或其它身体物质的流动的正常控制。(术语“患者”通常包括人，但也可包括动物)。例如，尿失禁是使患者非常难堪的常见疾病，患有尿失禁的患者通常由于尿道括约肌机能障碍而已失去对尿道中的尿流的完全控制。肛
门失禁常常是由于肛门括约肌机能障碍导致
排泄物质不受控制地通过肛门排出而发生。阳痿通常是由于不能充分减少血液从阴茎流出以实现坚挺所致。回流疾病通常是由于贲门机能障碍导致在消化过程中胃壁运动时胃酸涌回至食道中所致。
[0003] 一种对括约肌机能障碍问题的解决方案在于，将人造括约肌植入以替代机能障碍括约肌。过去已经使用各种人造括约肌。这些人造括约肌包括围绕连接到机能障碍括约肌的身体器官从外部施加的套囊、夹紧元件或可膨胀带。
[0004] 例如，美国
专利3,750,194公开了一种液压套囊，其围绕患有尿失禁的患者的尿道施加。流动到液压套囊的液压流体使套囊
挤压尿道并限制通过尿道的流体流动。
[0005] 美国专利6,074,341公开一种机械装置，其为环构件形式并围绕身体器官施加以替代失去或损坏的器官括约肌。环构件包括用于压缩相关器官以封闭其中内腔的线。
[0006] 所有
现有技术的人造括约肌的共同缺点在于，沿人造括约肌可随时间形成硬
纤维化，并可导致人造括约肌机能障碍。这样，所形成的纤维化早晚会形成硬纤维层，而硬纤维层可能使人造括约肌更难以起作用。
[0007] 另一严重缺点在于，压缩、夹紧或限制身体器官的元件可能伤害器官组织壁。这样，所述元件对器官的压缩行为导致所述元件可能随时间侵入器官中，并在最坏情况下穿透被压缩的器官壁部分。此外，被压缩的器官组织壁部分中的血液循环最终由于所述元件施加的压
力而产生障碍，因此，血液循环不良或更糟地为血液循环停止导致被压缩组织恶化。
[0008] 用于防止由于血液循环不良导致组织恶化的一种方案是，可沿器官组织壁部分分别施加两个或更多个分立操作的压缩元件，并依次操作所述元件，由此，每个组织壁部分将有时间恢复，即，恢复正常的血液循环，而同时压缩其它组织壁部分中的一个。不过，根据这种解决方案设计的设备具有多个缺点。首先，这种设备将需要大量空间，从而使其实际上不可植入。第二，这种设备操作以在压缩和非压缩
位置之间日夜移动压缩元件，将需要大量动力供应。这样的大量动力供应使得有必要植入非常大的高容量
电池和/或用于从患者体外持续传送无线
能量而为被植入的可再充电电池频繁充电的复杂系统。这样，这种设备由于其大尺寸和高功耗而将是不实用的或甚至是不现实的。第三，需要复杂控制系统控制移动的元件。最后，这样的前述类型的复杂设备将会显著增大
治疗括约肌机能障碍的成本。
[0009] 之前已使用的对括约肌机能障碍问题的另一解决方案在于，
电刺激括约肌以恢复其正常功能，即，收缩和封闭其相关的内腔。这种解决方案在括约肌的正常功能略有减弱而尚未完全中止时是有作用的。欧洲专利
申请1004330A1公开了一种这种解决方案的示例，其中，将电脉冲传输到患有回流疾病的患者的下食道括约肌以使回流最小。不过，不得不连续以电脉冲刺激食道括约肌以保持其封闭，除非在患者进食时，这可导致刺激效果随时间减小。这种解决方案的更严重的
缺陷是，随时间连续刺激可导致组织由于血液循环不良而恶化。
[0010] 仅当括约肌充分响应刺激(即，封闭相关内腔)时，使用电刺激恢复机能障碍括约肌的括约肌功能才是可行的。在括约肌的括约肌功能已经完全中止或者括约肌已经从患者身体中被移除的情况下，不能采用电刺激。
[0011] 电刺激不同于括约肌的身体器官可能仅不显著地影响相关器官中的流动。例如，当所述器官是肛门失禁患者的小肠时，对小肠的电刺激影响排泄物流动但可能无法完全封闭排泄物通路，至少无法通过采用必要的对人体无害的低刺激强度完全封闭。
发明内容
[0012] 本发明的目的在于，提供一种用于控制由身体器官的组织壁形成的内腔中的流体和/或身体物质的流动的设备，以至少基本地或甚至完全地消除由于植入现有技术装置以压缩这种身体器官所致的组织壁受伤问题。
[0013] 根据本发明这一目的，提供一种用于控制由身体器官的组织壁形成的内腔中的流体和/或身体物质的流动的设备，所述设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩所述组织壁的至少一部分以影响所述内腔中的流动；刺激装置，用于刺激所述组织壁的壁部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置，在所述压缩装置压缩所述壁部分时刺激所述壁部分而使得所述壁部分的收缩进一步影响所述内腔中的流动。
[0014] 本发明提供压缩和刺激装置的有利组合，这导致对身体器官内腔中的流体和/或其它身体物质的流动产生两阶段的影响。这样，压缩装置可通过抵靠壁部分施加相对较弱的力而轻柔地压缩壁部分，而刺激装置可刺激被压缩壁部分以实现所希望的对内腔中的流动的最终影响。用语“轻柔地压缩组织壁的一部分”应被理解为压缩壁部分而不会显著妨碍组织壁的血液循环。
[0015] 优选地，刺激装置适于在压缩装置压缩壁部分时刺激壁部分的不同区域，所述控制装置控制所述刺激装置间歇地且独立地刺激所述壁部分的各区域。这种对器官壁部分不同区域的间隙和独立的刺激允许壁部分组织在本发明的设备的操作过程中保持基本正常的血液循环。
[0016] 压缩和刺激装置的组合使本发明的设备能够应用于在任何类型身体器官的任何部位上，特别是但不限于管状身体器官，这与限于电刺激机能障碍括约肌的现有刺激装置相比是相对于现有技术的显著进步。
[0017] 在本发明的大多数应用中，将存在对被植入压缩装置的日常调节。因此，在本发明的优选
实施例中，压缩装置是可调节的，以能够根据需要调节对壁部分的压缩，其中，控制装置控制压缩装置调节对壁部分的压缩。控制装置可独立于彼此地和同时地控制压缩和刺激装置。可选地，控制装置可控制刺激装置刺激或不刺激壁部分，同时控制装置控制压缩装置改变对壁部分的压缩。
[0018] 初始时，压缩装置可通过使用控制装置被校准，以控制刺激装置刺激壁部分，而同时控制压缩装置调节对壁部分的压缩，直到获得所希望的内腔中的流动限制。
[0019] 流动限制
[0020] 本发明的设备很适于限制身体器官内腔中的流体和/或其它身体物质的流动。这样，在本发明的主要实施例中，压缩装置适于压缩壁部分以至少限制内腔中的流动，控制装置控制刺激装置而使得被压缩壁部分收缩，使得至少进一步限制内腔中的流动。特别地，压缩装置适于将壁部分压缩至压缩状态，其中被压缩壁部分中的血液循环基本不被限制且至少限制内腔中的流动；控制装置控制刺激装置使得壁部分收缩，从而当壁部分通过压缩装置被保持在压缩状态时至少进一步限制内腔中的流动。
[0021] 压缩和刺激装置可被控制以分别压缩和刺激至一定程度，这取决于在本发明的设备的具体应用中希望实现的流动限制。这样，根据第一流动限制选项，所述控制装置控制所述压缩装置压缩所述壁部分而使得所述内腔中的流动被限制但不停止，并控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分而使所述壁部分收缩，使得所述内腔中的流动被进一步限制但不停止。更准确地，所述控制装置可在第一模式中控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分以进一步限制但不停止所述内腔中的流动，并且：
[0022] a)在第二模式中控制所述刺激装置中止对所述壁部分的刺激以增大所述内腔中的流动；或者
[0023] b)在所述第二模式中控制所述刺激和压缩装置中止对所述壁部分的刺激和松开所述壁部分以恢复所述内腔中的流动。
[0024] 根据第二流动限制选项，所述控制装置控制所述压缩装置压缩所述壁部分而使得所述内腔中的流动被限制但不停止，并控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分以使所述壁部分收缩而使得所述内腔中的流动停止。更准确地，所述控制装置可在第一模式中控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分以进一步限制但不停止所述内腔中的流动，并且：
[0025] a)在第二模式中控制所述刺激装置中止对所述壁部分的刺激以允许所述内腔中的流动；或者
[0026] b)在所述第二模式中控制所述刺激和压缩装置中止对所述壁部分的刺激并松开所述壁部分以恢复所述内腔中的流动。
[0027] 根据第三流动限制选项，所述控制装置控制所述压缩装置压缩所述壁部分而使得所述内腔中的流动基本上停止，并控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分以使所述壁部分收缩而使得所述内腔中的流动完全停止。更准确地，所述控制装置可在第一模式中控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分以完全停止所述内腔中的流动，并且：
[0028] a)在第二模式中控制所述刺激装置中止对所述壁部分的刺激以允许所述内腔中的流动；或者
[0029] b)在所述第二模式中控制所述刺激和压缩装置中止对所述壁部分的刺激并松开所述壁部分以恢复所述内腔中的流动。
[0030] 例如，当本发明用于控制肛门失禁患者的排泄物流动时，可采用第三流动限制选项。这样，限制和刺激装置可植入失禁患者的大肠或小肠的任何部分上以用作人造肛门括约肌。在各通便之间，控制装置控制压缩装置将肠的一部分轻柔地压平以至少几乎完全停止肠内排泄物流动，并控制刺激装置刺激被压平部分以确保排泄物流动完全停止。由于控制装置控制刺激装置间歇地和独立地刺激壁部分各区域，如前文中在段落[0015]中所示，因而被植入的压缩装置随时间伤害肠部的
风险显著减小甚至消失，并且确保刺激效果随时间保持。当患者想要通便时，控制装置控制压缩和刺激装置松开所述肠部分并中止刺激，由此排泄物可穿过所述肠部分。不过，应注意，在本发明的一些其它应用中，例如当本发明用于控制尿失禁患者的尿流动时，可以仅中止刺激而足以实现流体流动通过相关器官。
[0031] 当刺激装置刺激被压缩壁部分以收缩而使得内腔中的流动停止时，控制装置适合地控制刺激装置同时地和循环地刺激第一长度的被压缩壁部分和位于第一长度下游的第二长度的被压缩壁部分，其中，控制装置控制刺激装置沿内腔上游方向逐渐刺激第一长度并且沿内腔下游方向逐渐刺激第二长度。
[0032] 控制装置可响应于传感到的患者生理参数或设备功能参数而控制刺激装置改变对壁部分的刺激。例如，控制装置可响应于传感到的内腔中压力增大而控制刺激装置增大对壁部分的刺激强度，使得内腔中的流动保持停止。可提供用于传感患者生理参数(例如与内腔中的压力相关的患者体内压力)的任意
传感器，其中控制装置响应于来自传感器的
信号控制刺激装置。这样的传感器可例如传感患者腹内压力、被植入压缩装置所受的压力或身体器官组织壁上的压力。
[0033] 例如，在本发明用于控制尿失禁患者的尿流动时可采用
压力传感器。因而压缩和刺激装置可施加于尿失禁患者的尿道或尿膀胱上以用作人造括约肌，其中，压缩装置压缩尿道或尿膀胱，使得尿流动基本停止，刺激装置刺激被压缩尿道或尿膀胱而使其收缩，从而完全停止尿流动。控制装置响应于来自压力传感器的信号而控制刺激装置增大刺激强度，其中压力传感器传感患者膀胱或
腹腔中的压力突增，由此尿流动保持停止而且患者保持自制。以这种方式，本发明确保患者即使当其打喷嚏或咳嗽时或执行其它导致患者膀胱/
尿路中压力突增的身体活动时也可自制。
[0034] 根据第四流动限制选项，所述控制装置控制所述压缩装置压缩所述壁部分，使得所述内腔中的流动停止。更准确地，所述控制装置可在第一模式中控制所述压缩装置压缩被压缩的壁部分以停止所述内腔中的流动，并在第二模式下中止对所述壁部分的压缩以恢复所述内腔中的流动。在这种情况下，控制装置仅在需要时控制刺激装置刺激壁部分。可提供用于传感与内腔中的压力相关的患者身体的生理参数的传感器，其中控制装置响应于来自传感器的信号控制刺激装置。这样的生理参数可为患者腹内压力，传感器可为压力传感器。
[0035] 例如，当本发明用于以类似于前文中段落[0026]中所述情况的方式控制尿失禁患者的尿流动时，可采用第四流动限制选项。不过，在此示例中，仅当有必要保持自制时施加刺激。这样，控制装置响应于来自压力传感器的信号而控制刺激装置刺激尿道或尿膀胱以使其收缩，其中，压力传感器传感当患者打喷嚏或咳嗽时或执行其它身体活动时在患者膀胱或腹腔中的压力突增。结果，尿流动保持停止且患者保持自制。
[0036] 在本发明的一些应用中，被植入压缩装置可被设计为将患者器官壁部分正常保持在压缩状态。在这种情况下，控制装置在需要时由患者方便地使用，以控制刺激装置刺激被压缩组织壁部分，优选地同时还调节刺激强度，从而使壁部分收缩而使得内腔中的流动被至少进一步限制或停止，和控制刺激装置中止刺激。更准确地，控制装置可以：
[0037] a)在第一模式中控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分以进一步限制所述内腔中的流动，并在第二模式中控制所述刺激装置中止对所述壁部分的刺激以增大所述内腔中的流动；或者
[0038] b)在第一模式中控制所述刺激装置刺激被压缩的壁部分以停止所述内腔中的流动，并在第二模式中控制所述刺激装置中止对所述壁部分的刺激以允许所述内腔中的流动。
[0039] 第一模式或第二模式中的任一模式可为临时的。
[0040] 压缩装置可包括：多个分立的压缩元件，适于分别压缩患者组织壁的成系列壁部分的任意壁部分。控制装置可控制压缩装置随机地或根据预定次序启动压缩元件。在这种情况下，刺激装置包括位于压缩元件上的刺激元件，其中，控制装置控制刺激装置启动刺激元件以刺激由所述压缩元件压缩的成系列壁部分中的任意壁部分，从而使器官收缩以封闭器官内腔。
[0041] 可替代地，所述控制装置控制所述压缩装置启动所述压缩元件以压缩所述成系列壁部分中的所有壁部分，并控制所述刺激装置启动所述刺激元件以随机地或根据预定次序刺激任意被压缩的壁部分以封闭所述器官的内腔。压缩装置的采用多个分立压缩元件的设计可以抵消压缩装置被植入处的硬纤维化发展。
[0042] 内腔中的流体和/或其它身体物质的移动
[0043] 本发明的设备可用于主动移动患者器官内腔中的流体和/或其它身体物质，如在下文中列举的本发明的实施例中所述。
[0044] 1)所述控制装置控制所述压缩装置在所述壁部分的上游端或下游端封闭所述内腔，然后控制所述压缩装置压缩所述壁部分的其余部分以使所述内腔中的流体和/或其它身体物质移动。
[0045] 1a)根据前述实施例(1)的第一可替代方案，当所述压缩装置压缩所述壁部分的其余部分时，所述控制装置控制所述刺激装置刺激所述壁部分。
[0046] 1b)根据第二可替代方案，所述压缩装置适于压缩所述壁部分以限制但不停止所述内腔中的流动。所述控制装置控制所述刺激装置在所述壁部分的上游端或下游端刺激由所述压缩装置压缩的壁部分以封闭所述内腔，并同时控制所述压缩装置增大对所述壁部分的压缩以使所述内腔中的流体和/或其它身体物质移动。
[0047] 2)所述压缩装置适于压缩所述壁部分以限制或改变所述内腔中的流动，所述控制装置控制所述刺激装置沿所述内腔的上游或下游方向逐渐刺激被压缩的壁部分，使得所述壁部分的逐渐收缩使所述内腔中的流体和/或其它身体物质移动。
[0048] 3)所述控制装置控制所述压缩装置改变对所述壁部分的不同区域的压缩，使得所述壁部分沿所述内腔的上游或下游方向被逐渐压缩而使所述内腔中的流体和/或其它身体物质移动。所述压缩装置可包括沿所述壁部分延伸的至少一个长形压缩元件，其中，所述控制装置控制所述长形压缩元件沿所述内腔的上游或下游方向逐渐压缩所述壁部分。
[0049] 3a)根据前述实施例(3)的优选的可替代方案，所述控制装置控制所述刺激装置逐渐刺激被压缩的壁部分，从而使所述壁部分的逐渐收缩与由所述压缩装置执行的对所述壁部分的逐渐压缩协调或一致。当所述压缩装置包括至少一个长形压缩元件时，所述控制装置控制所述长形压缩元件沿所述内腔的上游或下游方向逐渐压缩所述壁部分。适合地，所述长形压缩元件包括：
接触表面，所述接触表面在尺度上当所述压缩装置压缩所述壁部分时接触所述壁部分的一段长度；所述刺激装置包括：沿所述接触表面分布的多个刺激元件，使得当所述控制装置控制所述刺激装置刺激所述壁部分时，所述刺激元件沿所述壁部分的所述一段长度刺激所述壁部分的不同区域。
[0050] 4)所述压缩装置适于压缩所述组织壁的成系列壁部分中的任意一个以至少限制所述内腔中的流动。所述控制装置控制所述压缩装置连续地压缩所述成系列壁部分中的壁部分，以使所述内腔中的流体和/或身体物质以蠕动方式移动。
[0051] 4a)根据实施例(4)的第一可替代方案，压缩装置包括：多个压缩元件，适于分别压缩组织壁的壁部分。控制装置控制压缩装置依次启动压缩元件，使得成系列壁部分中的壁部分沿器官被连续压缩，由此使内腔中的流体和/或身体物质移动。
[0052] 4b)根据实施例(4)的第二可替代方案，所述压缩装置包括：至少一个压缩元件，其能够沿所述器官的壁移动以连续地压缩所述成系列壁部分中的壁部分；其中所述控制装置控制所述压缩装置使所述压缩元件沿所述成系列壁部分中的壁部分循环地移动。优选地，所述压缩装置包括多个压缩元件，每个压缩元件能够沿所述器官的壁移动以连续地压缩所述成系列壁部分中的壁部分；其中所述控制装置控制所述压缩装置使所述压缩元件依次沿所述成系列壁部分中的壁部分循环地移动。特别地，所述压缩装置包括承载所述压缩元件的
转子，所述控制装置控制所述转子旋转，使得每个压缩元件循环地压缩所述成系列壁部分中的壁部分。适合地，每个压缩元件包括辊子，用于在所述器官的壁上滚压以压缩所述器官的壁。
[0053] 4c)根据前述实施例(4)的优选的可替代方案，所述刺激装置刺激由所述压缩装置压缩的所述成系列壁部分中的壁部分以封闭所述内腔。当所述压缩装置包括至少一个压缩元件时，所述刺激装置适合地包括位于所述压缩元件上的至少一个刺激元件，用于刺激由所述压缩元件压缩的所述壁部分以封闭所述内腔。
[0054] 当所述压缩装置包括多个压缩元件时，所述刺激装置适合地包括位于所述压缩元件上的刺激元件，用于刺激由所述压缩元件压缩的壁部分以封闭所述内腔。
[0055] 5)所述压缩装置适于压缩组织壁的成系列壁部分中的任意一个以限制所述内腔中的流动，其中，压缩装置包括多个压缩元件，适于压缩组织壁的壁部分，刺激装置包括位于压缩元件上的刺激元件，用于刺激由压缩元件压缩的壁部分，以封闭内腔。所述控制装置控制所述压缩装置启动所述压缩元件以压缩所述成系列壁部分中的壁部分而不会完全封闭所述器官内腔，并控制所述刺激装置启动所述刺激元件依次刺激壁部分，使得所述成系列壁部分中的壁部分沿所述器官连续地收缩以使患者内腔中的流体和/或其它身体物质移动。
[0056] 6)所述压缩装置包括用于在所述壁部分的上游端压缩所述壁部分的第一压缩元件、用于在所述壁部分的下游端压缩所述壁部分的第二压缩元件和用于在所述壁部分的下游端和下游端之间压缩所述壁部分的第三压缩元件。所述控制装置控制所述第一、第二和第三压缩元件独立于彼此而压缩和松开所述壁部分。更特别地，所述控制装置控制第一或第二压缩元件在所述壁部分的上游端或下游端处压缩所述壁部分以封闭所述内腔，并控制所述第三压缩元件在所述壁部分的上游端和下游端之间压缩所述壁部分，由此，在所述壁部分的上游端和下游端之间的壁部分中包含的流体和/或其它身体物质在所述内腔中向下游或向上游移动。可选地，当所述第三压缩元件压缩所述壁部分时，所述控制装置控制所述刺激装置在所述壁部分的上游端和下游端之间刺激所述壁部分。
[0057] 6a)根据第一可替代方案，所述控制装置控制所述第一压缩元件在所述壁部分的上游端压缩所述壁部分以限制所述内腔中的流动，并控制所述刺激装置在所述上游端刺激被压缩的壁部分以封闭所述内腔。当内腔在被压缩壁部分的上游端封闭时，所述控制装置控制所述第三压缩元件在所述壁部分的上游端和下游端之间压缩所述壁部分，并可选地控制所述刺激装置在所述壁部分被所述第三压缩元件压缩的同时刺激所述壁部分。结果，在所述壁部分的上游端和下游端之间的壁部分中包含的流体和/或其它身体物质在所述内腔中向下游移动。
[0058] 6b)根据第二可替代方案，所述控制装置控制所述第二压缩元件在所述壁部分的下游端压缩所述壁部分以限制所述内腔中的流动，并控制所述刺激装置在所述下游端刺激被压缩的壁部分以封闭所述内腔。当内腔在被压缩壁部分的下游端封闭时，所述控制装置控制所述第三压缩元件在所述壁部分的上游端和下游端之间压缩所述壁部分，并可选地控制所述刺激装置在所述壁部分被所述第三压缩元件压缩的同时刺激所述壁部分。结果，在所述壁部分的上游端和下游端之间的壁部分中包含的流体和/或其它身体物质在所述内腔中向上游移动。
[0059] 在任意前述实施例(1)至(6)中，刺激装置可通过电脉冲刺激壁部分。
[0060] 当器官为管形时(例如小肠)，特别长的管状器官壁部分可通过手术制备为沿折线形延伸，其中，相邻壁通过两行平行接缝被缝合到一起，相邻壁在两行接缝之间被割穿。结果，这种长的器官壁部分的内腔可显著扩张。在这种情况下，本发明的设备的压缩装置能够每次在其压缩长的器官壁部分时均移动显著更大量的流体。
[0061] 前述在“流动限制”标题下的用于停止器官内腔中的流动的各种解决方案也可用于任意前述实施例(1a)、(1b)、(4a)、(5)、(6)、(6a)和(6b)中。
[0062] 刺激
[0063] 当刺激神经或肌肉组织时，如果没有正确执行刺激，则存在所述组织随时间受伤或劣化的风险。本发明的设备被设计以减小或甚至消除这种风险。这样，根据本发明，所述控制装置控制所述刺激装置间歇地刺激所述器官壁部分的不同区域，使得至少两个所述区域在不同时间点被刺激，也就是说，所述刺激随时间从一个区域转换到另一区域。此外，所述控制装置控制所述刺激装置，使得不同区域中的当前未被刺激的区域在所述刺激装置再次刺激该区域之前有时间恢复至基本正常的血液循环。而且，所述控制装置在连续时间段中控制所述刺激装置刺激每个区域，其中每个时间段足够短以在所述区域中保持令人满意的血液循环，直到所述时间段结束。这提供以下优点：本发明的设备使得对器官壁部分的连续刺激能够实施以实现所希望的流动控制，而同时基本上随时间保持器官的自然生理性质，而没有器官受伤的风险。
[0064] 而且，通过如前所述随时间改变对器官进行刺激的身体部位，可形成以下优点：改变对器官的刺激样式以实现所希望的流动控制。
[0065] 所述控制装置可控制所述刺激装置在一时刻刺激所述壁部分的一个或多个区域，例如，通过依次地刺激不同区域进行刺激。而且，所述控制装置可控制所述刺激装置沿所述壁部分循环地传送对所述区域的刺激，优选地，根据确定的刺激样式进行控制。为了在对组织壁的刺激过程中实现所希望的组织壁反应，所述控制装置可控制所述刺激装置改变对所述壁部分的刺激强度，优选地循环地改变刺激强度。
[0066] 在本发明的优选实施例中，所述控制装置控制所述刺激装置通过脉冲而间歇地刺激所述壁部分的区域，脉冲优选地形成脉冲序列。所述壁部分的区域的至少第一区域和第二区域可分别通过第一脉冲序列和第二脉冲序列被重复刺激，使得所述第一和第二脉冲序列随时间相互转换。例如，在所述第二区域不通过所述第二脉冲序列刺激的同时，所述第一区域可通过所述第一脉冲序列刺激，反之亦然。可替代地，所述第一和第二脉冲序列可相互转换，使得所述第一和第二脉冲序列至少部分地相互重叠。
[0067] 所述脉冲序列可通过多种不同的方式构造。这样，所述控制装置可控制所述刺激装置改变所述脉冲序列的脉冲的幅度、每个脉冲序列的单独脉冲的
占空因数、脉冲序列的每个脉冲的宽度、每个脉冲序列的长度、脉冲序列的脉冲的重复
频率、脉冲序列的重复频率、每个脉冲序列的脉冲数、和/或脉冲序列之间的
截止时间段。不同构造的多种脉冲序列可用于实现所希望的效果。
[0068] 在控制装置控制刺激装置改变用于刺激壁部分响应区域的脉冲序列之间的截止时间段的情况下，也可以控制使各脉冲序列之间的每个截止时间段持续足够长，从而当所述区域在所述截止时间段中不被刺激时，在所述区域中恢复基本正常的血液循环。
[0069] 电刺激
[0070] 根据本发明的优选实施例，刺激装置是电致动刺激装置，其电刺激患者身体器官的组织壁部分，优选地通过电脉冲刺激。这一实施例特别适合于其中壁部分包括对电刺激有反应的肌肉纤维的应用。在此实施例中，当壁部分处于压缩状态时，控制装置控制刺激装置通过优选采用电脉冲序列形式的电脉冲刺激壁部分，使得壁部分收缩。当然，电脉冲序列的构造可类似于前述脉冲序列，控制装置可控制刺激装置以与前述相同的方式电刺激器官壁的不同区域。
[0071] 适合地，电刺激装置包括至少一个且优选地为多个电元件，例如
电极，用于接合并以电脉冲刺激壁部分。可选地，电元件可被设置为相互固定取向。控制装置控制电刺激装置为电元件供电，每次为一个电元件供电或每次为成组电元件供电。优选地，所述控制装置控制所述电刺激装置通过电脉冲对每个元件循环地供能。可选地，所述控制装置可控制所述刺激装置对所述电元件供能，从而对所述电元件每次一个依次供能，或者对多个或成组的所述电元件同时供能。而且，可以对成组的电元件随机地或根据预定样式依次供能。
[0072] 电元件可形成为任意样式的电元件。优选地，所述电元件可形成长形样式的电元件，所述元件能够应用于所述患者器官壁上，使得所述长形样式的电元件沿所述器官的壁部分沿纵向延伸，所述元件邻接所述壁部分的相应区域。长形样式的电元件可包括沿器官壁沿纵向延伸的一行或多行电元件。每行电元件可形成直线的、螺旋的或折线形的电元件路径或任何形式的路径。所述控制装置可控制所述刺激装置沿所述长形样式的电元件沿与所述患者内腔中的流动方向相同或相反的方向沿纵向对所述电元件连续地供能。
[0073] 可选地，所述控制装置可控制所述刺激装置从被压缩的壁部分的大致中心处的位置朝向所述长形样式的电元件的两端对所述电元件连续地供能。当器官内腔保持封闭相对较长时间时，控制装置可控制刺激装置为电元件供能，使得被供能的电元件形成从被压缩壁部分的中心沿两个相反方向朝向长形样式电元件的两端同时行进的两个被供能电元件波。这样的被供能电元件波可多次重复，而不会伤害器官并且不会使器官内腔中的流体或气体沿任何方向移动。
[0074] 适合地，所述控制装置控制所述刺激装置对所述电元件供能，使得当前被供能的电元件形成至少一组的相邻的被供能电元件。根据第一可替代方案，所述组的被供能电元件中的元件形成一条被供能电元件路径。所述被供能电元件路径可至少部分地围绕所述患者器官延伸。在第二可替代方案中，所述组的被供能电元件中的元件可形成两条在患者器官相反侧上延伸的被供能电元件路径，且被供能电元件路径优选地基本横向于所述器官内腔中的流动方向延伸。在第三可替代方案中，所述组的被供能电元件中的元件可形成多于两条在患者器官不同侧上延伸的被供能电元件路径，且被供能电元件路径优选地基本横向于所述患者内腔中的流动方向延伸。
[0075] 根据本发明的优选实施例，所述电元件形成多组元件，所述组形成沿所述患者内腔中的流动方向沿所述患者器官延伸的成系列组。每组电元件中的电元件可形成至少部分地围绕所述患者器官延伸的元件路径。在第一可替代方案中，每组电元件中的电元件可形成在所述患者器官的不同侧上延伸的多于两条电元件路径，所述电元件路径优选地基本横向于所述患者内腔中的流动方向延伸。所述控制装置可控制所述刺激装置随机地或根据预定样式对所述成系列组中的成组电元件供能。可替代地，所述控制装置可控制所述刺激装置沿与所述患者内腔的流动方向相同或相反的方向或者从基本在被压缩的壁部分的中心处的位置沿两个所述方向对所述成系列组中的成组电元件连续地供能。例如，成组的被供能电元件可形成被供能电元件的行进波，如前所述；也就是说，控制装置可控制刺激装置为成组的电元件供能，使得被供能的电元件形成从被压缩壁部分的中心沿两个相反方向朝向长形样式电元件的两端同时行进的两个被供能电元件波。
[0076] 可提供用于将电元件保持固定取向的结构。虽然所述结构可分立于压缩装置，不过，优选地，所述结构可集成到压缩装置中，这是实用的设计并且有利于植入压缩和刺激装置。当电元件形成长形样式电元件时，所述结构可施加于患者器官上，使得长形样式电元件沿与患者内腔中的流动方向相同的方向沿器官延伸，所述元件邻接器官壁部分的相应区域。
[0077] 热刺激
[0078] 在本发明的另一实施例中，刺激装置以热方式刺激器官的壁部分。这样，所述控制装置可当壁部分被压缩时控制所述刺激装置冷却壁部分而使所述壁部分收缩。例如，所述压缩装置可压缩所述壁部分以至少限制所述内腔中的流动，所述控制装置可控制所述刺激装置冷却被压缩的壁部分以使所述壁部分收缩，使得所述内腔中的流动被至少进一步限制，或被进一步限制但不停止，或停止。可替代地，当所述壁部分被压缩和收缩时，所述控制装置可控制所述刺激装置加热所述壁部分而使得所述壁部分膨胀。当所述壁部分包括血管时，所述控制装置可控制所述刺激装置冷却所述血管而使所述血管收缩或者加热所述血管而使所述血管膨胀。如果可行，则可在本发明的任意实施例中实施热刺激，而且热刺激可响应于各种传感器(例如，应变、运动或压力传感器)而进行控制。
[0079] 传感器控制的压缩和/或刺激装置
[0080] 如前所述，所述设备可包括：至少一个可植入的传感器，其中所述控制装置响应于来自所述传感器的信号控制所述压缩装置和/或所述刺激装置。通常，所述传感器直接或间接传感患者的至少一种生理参数、或设备的至少一种功能参数、或患者医疗
植入物的至少一种功能参数。
[0081] 可使用多种不同类型的传感器传感生理参数。例如，运动传感器，用于传感器官运动，即，自然收缩，例如胃或肠收缩；压力传感器，用于传感器官中的压力；应变传感器，用于传感器官的应变；流动传感器，用于传感器官内腔中的流体流动；分光光度测定传感器；PH传感器，用于传感器官内腔中的流体的酸度或
碱度；
氧传感器，用于传感器官内腔中的流体的氧气含量；或用于传感被刺激器官上刺激分布的传感器。可使用用于传感任何其它类型的有用生理参数的任何可想到的传感器。
[0082] 也可使用传感设备功能参数的多种不同类型的传感器，以控制压缩装置和/或刺激装置。例如，用于传感被植入设备
电子部件的电参数的传感器，或用于传感被植入设备
马达的性能的传感器。
[0083] 传感器可包括压力传感器，用于传感与患者身体器官内腔中的压力相关的患者体内压力作为生理参数，其中所述控制装置响应于传感所测得压力的预定值的所述压力传感器而控制所述压缩装置和/或刺激装置以改变对所述患者壁部分的压缩。
[0084] 可替代地，或与压力传感器相组合，
位置传感器可设置用于传感相对于
水平线的患者取向作为生理参数。位置传感器可以是
生物相容的类型，如美国专利4 942 668和5 900 909中所示。例如，控制装置可响应于位置传感器而控制压缩装置和/或刺激装置改变对患者壁部分的压缩，所述位置传感器传感到患者已经采取大致水平的取向，即，患者躺下。
[0085] 前述传感器在适用时可用于本发明的任意实施例中。
[0086] 控制装置可响应于一天中的时刻而控制压缩装置和/或刺激装置改变对患者壁部分的压缩。为此目的，控制装置可包括时钟机构，用于在一天中的不同时间段中控制压缩装置和/或刺激装置改变对患者壁部分的压缩，以增大或减小对内腔中的流动的影响。在提供任意前述类型的传感器以传感生理参数或功能参数的情况下，如果传感器传感到的参数不超前于时钟机构，则时钟机构可用于控制压缩装置和/或刺激装置；或者，如果时钟机构不超前于传感器，则传感器可用于控制压缩装置和/或刺激装置。适合地，所述控制装置响应于来自所述传感器的信号而产生指示物，所述指示物例如为声信号或显示信息。
[0087] 所述控制装置可包括：可植入的内部控制单元，用于响应于来自传感器的信号而直接控制压缩装置和/或刺激装置。控制装置可进一步包括：无线远程
控制器，适于从患者体外设定内部控制单元的控制参数，而不需机械穿透患者身体。可通过无线远程控制器设定的至少一个控制参数是生理参数或功能参数。适合地，内部控制单元包括前述时钟机构，其中无线远程控制器也适于设定时钟机构。
[0088] 可替代地，控制装置可包括在患者体外的外部控制单元，用于响应于来自传感器的信号而控制压缩装置和/或刺激装置。
[0089] 可调节压缩装置
[0090] 在本发明的多种可替代实施例中，压缩装置是可调节的。在这些实施例中，存在操作装置，用于操作所述可调的压缩装置改变对所述器官的所述患者壁部分的压缩，压缩和刺激装置形成压缩/刺激单元。优选地，压缩/刺激单元的压缩和刺激装置集成到适合于实现的单一件中。所述单元的压缩装置包括：接触表面，所述接触表面在尺度上适于接触患者器官组织壁部分的一段长度；所述单元的刺激装置包括：沿所述接触表面设置和分布的多个刺激元件。当所述控制装置控制所述刺激装置刺激所述壁部分时，所述刺激元件沿所述壁部分的所述一段长度刺激所述壁部分的不同区域。刺激元件优选地包括如前所述的电元件，用于通过电脉冲刺激壁部分。不过，在本发明大多数应用中，可适合地采用其它类型的刺激，例如热刺激。
[0091] 操作装置操作压缩/刺激单元的可调的压缩装置，其操作方式取决于压缩装置的设计，如将在以下实施例的示例中阐释。1)压缩装置包括至少两个长形夹紧元件，夹紧元件具有接触表面并在器官的不同侧上沿壁部分延伸，操作装置操作夹紧元件将壁部分夹紧在夹紧元件之间以压缩器官壁部分。
[0092] 2)压缩装置包括一个长形夹紧元件，夹紧元件具有接触表面并在器官的一侧上沿壁部分延伸，操作装置操作夹紧元件将壁部分夹紧在夹紧元件与患者的骨骼或组织之间以压缩壁部分。
[0093] 3)压缩装置包括至少两个接合元件，接合元件具有接触表面并位于器官的不同侧上，操作装置使接合元件旋转，使得接合元件接合和压缩器官壁部分。
[0094] 4)压缩装置包括至少两个连结夹紧元件，连结夹紧元件具有接触表面并位于器官的不同侧上，操作装置使夹紧元件朝向彼此移动，以将器官壁部分夹紧在夹紧元件之间以压缩壁部分。
[0095] 5)压缩装置包括至少两个分立的夹紧元件，夹紧元件具有接触表面，至少一个夹紧元件枢转而使其可在压缩构件的环延伸的平面中转动，操作装置使枢转的夹紧元件转动以改变压缩开口的尺寸。
[0096] 6)压缩装置包括至少一个长形压缩构件，压缩构件具有接触表面和成形装备，成形装备用于使压缩构件形成为围绕器官的至少一个大致封闭环，其中所述环限定压缩开口。操作装置操作环形压缩构件以改变压缩开口的尺寸。
[0097] 6a)长形压缩构件包括具有接触表面的带，操作装置操作所述带改变环形带的纵向延伸度，从而改变压缩开口的尺寸。成形装备可使压缩构件或带形成为具有至少一个预定尺寸的环。
[0098] 6b)长形压缩构件可操作以改变压缩开口的尺寸，使得压缩装置的外周限制表面改变或可替代地不改变。
[0099] 6c)长形压缩构件是弹性的并具有厚度变化，如在穿过其的截面中所见，并可操作以围绕压缩构件的纵向延伸度转动。
[0100] 6d)长形压缩构件包括两个大致或部分地为半圆形的
框架元件，框架元件具有接触表面并铰接在一起，使得半圆形元件可相对于彼此摆动而从完全开放状态(其中，两个半圆形元件大致或部分地形成圆)至完全折叠状态(其中，两个半圆形元件大致形成半圆)。
[0101] 7)压缩装置适于使器官壁部分弯曲以压缩壁部分。
[0102] 在前述的实施例(1)至(7)中，重要的是，压缩装置被设计为压缩所述长度的患者器官组织壁部分。为此目的，压缩装置可包括成行应用的两个或更多个所述压缩元件/构件，其中，所述行沿器官内腔中的流动的方向延伸。优选地，这样的压缩元件/构件是不可膨胀的并且是可机械操作的或可调节的。
[0103] 在前述的实施例(1)至(7)中，操作装置可机械地或者液压地调节压缩/刺激单元的压缩装置。而且，操作装置可包括电致动操作装置，用于操作压缩装置。对于本发明的多种应用而言，适合地，操作装置操作压缩装置，使得内腔的整个流动区域采取压缩状态下的尺寸，因而刺激装置能够使壁部分收缩以停止内腔中的流动。
[0104] 机械操作
[0105] 当操作装置机械操作压缩/刺激单元的压缩装置时，其可为不可膨胀的。而且，操作装置可包括伺服系统，且伺服系统可包括
齿轮箱。用词“伺服系统”涵盖伺服机构的正常限定，即，利用极少量动力控制大量动力的自动装置，不过，其可替代地或另外地可涵盖将作用在具有长冲程的运动元件上的弱力转换为作用在具有短冲程的另一运动元件上的强力的机构的定义。优选地，操作装置以非磁和/或非手动的方式操作压缩装置。马达可被可操作地连接到操作装置。操作装置可操作以执行至少一种可逆功能，马达能够实现功能转换。
[0106] 液压操作
[0107] 在操作装置液压地操作压缩/刺激单元的压缩装置的情况下，其包括用于调节压缩装置的液压装备。
[0108] 在本发明的实施例中，液压装备包括储器和在压缩装置中的可扩张/可收缩的腔，其中，操作装置分配来自储器得液压流体以扩张所述腔，和将液压流体从所述腔分配到储器以收缩所述腔。所述腔可由压缩装置的邻接患者器官组织壁部分的气球限定，使得患者壁部分在所述腔扩张时被压缩并在所述腔收缩时被松开。
[0109] 可替代地，所述腔可由伸缩器限定，伸缩器使压缩装置的邻接壁部分的相对较大收缩元件(例如大气球)移位，从而使患者壁部分在伸缩器收缩时被压缩并在伸缩器扩张时被松开。这样，将相对较少的液压流体增量添加到伸缩器中，导致相对较多的壁部分收缩增大。这样的伸缩器可被替代为适合设计的
活塞/汽缸机构。
[0110] 当液压装备包括压缩装置中的腔时，本发明的设备可根据下列选项设计。
[0111] 1)储器包括第一和第二壁部分，操作装置使第一和第二壁部分相对于彼此移位以改变储器的容积，从而使流体从储器分配到腔，或从腔分配到储器。
[0112] 1a)储器的第一和第二壁部分可通过磁装置、液压装置或电控制装置中的至少一种而相对于彼此移位。
[0113] 2)操作装置包括
泵，用于在储器与腔之间泵送流体。
[0114] 2a)泵包括用于启动泵将流体从储器泵送到腔的第一启动构件和用于启动泵将流体从腔泵送到储器的第二启动构件。
[0115] 2a1)第一和第二启动构件通过对其手动操控而可操作。
[0116] 2a2)启动构件中的至少一个在承受外部预定压力时操作。
[0117] 2a3)第一和第二启动构件中的至少一个通过磁装备、液压装备或电控制装备而操作。
[0118] 2b)所述设备包括在泵与腔之间的
导管，其中，储器形成导管的一部分。导管和泵没有任何止回
阀。储器形成具有可变容积的流体室，泵通过室容积减小将流体从室分配到腔并通过室容积扩张将流体从腔中抽回。所述设备进一步包括用于驱动泵的马达，其中，泵包括用于改变室容积的可移动储器壁。
[0119] 在所有前述实施例1至2b中，当液压装备包括压缩装置中的可扩张腔时，腔可被替换为汽缸/活塞机构以调节压缩装置。在这种情况下，操作装置在储器与汽缸/活塞机构之间分配液压流体以调节压缩装置。
[0120] 在本发明的特定实施例中，操作装置包括被可操作地连接到液压装备的反向伺服器。用词“反向伺服器”应被理解为将作用在具有短冲程的运动元件上的强力转换为作用在具有长冲程的另一个运动元件上的弱力的机构；即，正常伺服机构的反转功能。这样，在较小储器中的流体的少量变化可通过反向伺服器转换为较大储器中的流体的大量变化。反向伺服器特别适合于其手动操作。
[0121] 优选地，反向伺服器包括：包含伺服器流体的可扩张伺服器储器，和液压连接到伺服器储器以形成伺服器流体的封闭导管系统的流体供应储器。可扩张伺服器储器具有第一和第二壁部分，第一和第二壁部分可响应于可扩张伺服器储器容积变化而相对于彼此移位。
[0122] 根据第一可替代方案，伺服器储器的第一和第二壁部分可操作地连接到液压装备。反向伺服器在流体供应储器与可扩张伺服器储器之间分配流体以改变伺服器储器的容积，由此液压装备被操作以调节压缩装置。
[0123] 根据第二可替代方案，提供包含预定量液压流体的可植入主储器，其中反向伺服器可操作以在主储器与液压装备之间分配液压流体，以调节压缩装置。更具体地，主储器设置有被可操作地连接到可扩张伺服器储器的第一和第二壁部分的第一和第二壁部分，使得主储器的容积在可扩张伺服器储器容积变化时变化。这样，当反向伺服器在流体供应储器与可扩张伺服器储器之间分配伺服器流体以改变主储器的容积时，液压流体从主贮器分配到液压装备或者从液压装备分配到主储器。有利地，伺服器和主储器在尺寸上使得：当伺服器储器的容积由于相对较少量的伺服器流体而改变时，主储器的容积由于相对较多量的液压流体而改变。
[0124] 在上述两种可替代方案中，流体供应储器可具有第一和第二壁部分，第一和第二壁部分可相对于彼此移位以改变流体供应储器的容积，从而在流体供应储器与可扩张伺服器储器之间分配伺服器流体。流体供应储器的第一和第二壁部分可通过手动操控、磁装置、液压装置、或电控制装置而相对于彼此移位，以改变流体供应储器的容积，从而在流体供应储器与可扩张伺服器储器之间分配伺服器流体。
[0125] 在液压装备包括压缩装置中的可扩张腔的所有前述实施例1至2b中或者在液压装备包括可液压操作的机械结构的实施例中，操作装置可包括前述的反向伺服器。在本发明的进一步的实施例中，液压装备包括液压互连的可扩张/可收缩的第一和第二储器。第一储器被可操作地连接到压缩装置，使得压缩装置在第一储器扩张或收缩时改变对患者壁部分的压缩。通过改变第二储器容积，液压流体在两个储器之间分配，使得第一储器扩张或收缩。这种实施例不需要在两个储器之间的流体连通导管中的止回阀，这有益于液压装备长期操作。
[0126] 可替代地，液压装备可包括液压互连的第一和
第二活塞/汽缸机构以替代前述第一和第二储器。第一活塞/汽缸机构被可操作地连接到压缩装置，使得压缩装置在第一活塞/汽缸机构的操作下改变对患者壁部分的压缩。通过操作第二活塞/汽缸机构，液压流体在两个活塞/汽缸机构之间分配，使得第一活塞/汽缸机构调节压缩装置。
[0127] 当压缩装置不包括可扩张/可收缩腔时，压缩装置可包括具有前述接触表面并沿器官不同侧上的壁部分延伸的至少两个长形夹紧元件。可包括前述反向伺服器的液压装备以液压方式使长形夹紧元件朝向壁部分移动以压缩壁部分。例如，压缩装置可具有液压室，夹紧元件在液压室中往复滑动，液压装备还可包括泵和包含液压流体的可植入储器。泵将液压流体从储器分配到室以使夹紧元件移动抵靠壁部分，和将液压流体从室分配到储器以使夹紧元件移动远离壁部分。
[0128] 控制装置的设计
[0129] 适合地，控制装置从患者体外控制压缩/刺激单元。优选地，控制装置可由患者操作。例如，所述控制装置可包括：能够手动操作的
开关，用于导通和截止所述压缩/刺激单元，其中所述开关适于皮下植入患者体内以从患者体外手动地或以磁方式操作。可替代地，所述控制装置可包括手持式无线远程控制器，所述控制器能够由患者方便地操作以导通和截止所述压缩/刺激单元。无线远程控制器也可被设计为如
手表那样施加于患者身体上。这样的手表类型的远程控制器可发出
控制信号，所述控制信号使患者身体遵从被植入的设备的信号响应装备。
[0130] 当控制装置从患者体外无线控制压缩/刺激单元时，无线控制功能优选地以非磁方式执行，即，控制装置以非磁方式控制压缩/刺激单元的压缩装置。患者可使用远程控制器控制压缩/刺激单元以调节刺激强度和/或调节对壁部分的压缩。无线远程控制器可包括至少一个外部信号发送器或收发器和可植入患者体内的至少一个内部信号接收器或收发器。
[0131] 优选地，所述无线远程控制器传送用于控制所述压缩/刺激单元的至少一个无线控制信号。所述控制信号可包括频率、幅度、
相位调制信号或它们的组合，并可为
模拟信号、或
数字信号、或模拟信号和数字信号的组合。远程控制器可发送用于承载数字或模拟控制信号的
电磁波载体波信号。而且，载体信号可包括数字信号、模拟信号、或模拟信号和数字信号的组合。
[0132] 任何上述控制信号可包括波信号，例如：
声波信号、
超声波信号、电磁波信号、红外
光信号、可见光信号、紫外光信号、激光信号、
微波信号、
无线电波信号、x射线
辐射信号、和伽玛辐射信号。可替代地，所述控制信号可包括
电场或
磁场或电场和磁场的组合。
[0133] 如前所述，所述控制信号可使患者身体遵从被植入的设备的信号相应装备。
[0134] 所述控制装置可包括：能够植入患者体内的可编程的内部控制单元，例如
微处理器，用于控制所述压缩/刺激单元。所述控制装置可进一步包括：将处于患者体外的外部控制单元，其中，所述内部控制单元能够通过所述外部控制单元被编程。例如，所述内部控制单元能够被编程以随时间控制所述压缩/刺激单元，而且适合地根据活动计划程序控制。本发明的设备可包括：外部数据通讯器，和与所述外部数据通讯器通讯的可植入的内部数据通讯器，其中所述内部通讯器将与所述压缩/刺激单元相关的数据进给回到所述外部数据通讯器，或者所述外部数据通讯器将该数据进给到所述内部数据通讯器。
[0135] 能量源
[0136] 本发明还提供一种与压缩/刺激单元操作结合使用的用于供应能量的解决方案。这样，在广义上，本发明提供一种控制在由患者器官组织壁形成的内腔中的流体和/或其它身体物质的流动的设备，其中所述设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩组织壁一部分以影响内腔中的流动；刺激装置，用于在压缩装置压缩壁部分时间歇地和独立地刺激壁部分不同区域而使得壁部分的收缩进一步影响内腔中的流动，其中压缩装置和刺激装置形成可操作的压缩/刺激单元；能量源；和控制装置，其能够从患者体外操作以控制能量源结合压缩/刺激单元的操作而用于释放能量。在本发明的简单形式中，能量源，例如电池或蓄电器，被植入患者体内。
[0137] 无线能量传送
[0138] 在本发明的优选的更复杂形式中，所述能量源在患者体外，所述控制装置控制所述外部能量源释放无线能量。在本发明的这种复杂形式中，所述设备包括能量传送装置，用于将所释放的无线能量从患者体外传送到患者体内。其中，所述无线能量可包括：电磁能量、电场、
电磁场或磁场或它们的组合或者电磁波。所述能量传送装置可传送无线能量，以当所述无线能量正在被传送时结合所述压缩/刺激单元的操作而直接使用。例如，当电动马达或泵操作所述压缩装置时，磁场或电磁场形式的无线能量可用于直接致动所述马达或泵。
[0139] 这样，马达或泵直接在无线能量的传送过程中运行。这可通过两种不同的方式实现：a)使用被植入患者体内的转化装置将无线能量转化为不同形式的能量，优选地为
电能，并通过所转化的能量致动马达或泵；或者b)使用无线传送的能量直接致动马达或泵。优选地，使用电磁场或磁场形式的无线能量来直接影响马达或泵的特定部件以形成用于驱动马达或泵的
动能。这样的部件可包括集成到马达或泵中的线圈、或被磁场影响的材料、或
永磁体，其中磁场或电磁场影响线圈以形成用于驱动马达或泵的
电流，或者影响所述材料或永磁体以形成用于驱动马达或泵的动能。
[0140] 优选地，所述能量传送装置通过至少一个无线信号(适合地为波信号)传送能量。所述波信号可包括电磁波信号，所述电磁波信号包括以下中的一种：红外光信号、可见光信号、紫外光信号、激光信号、微波信号、无线电波信号、x射线辐射信号、和伽玛辐射信号。可替代地，所述波信号可包括声波信号或超声波信号。所述无线信号可为数字信号或模拟信号或数字信号和模拟信号的组合。
[0141] 无线能量转化
[0142] 根据本发明的特定实施例，提供可植入的能量转化装置，用于将由能量传送装置传送的第一形式的无线能量转化为第二形式的能量，第二形式的能量通常不同于第一形式的能量。所述压缩/刺激单元可以响应于第二形式的能量进行操作。例如，第一形式的无线能量可包括声波，而第二形式的能量可包括电能。在这种情况下，所述能量转化装置可包括压电元件，用于将声波转化为电能。可选地，所述第一形式的能量和所述第二形式的能量中的一种可包括：磁能、动能、声能、
化学能、辐射能、电磁能、光能、核能、或
热能。优选地，所述第一形式的能量和所述第二形式的能量中的一种是非磁能、非动能、非化学能、非声能、非核能、或非热能。
[0143] 能量转化装置与能量传送装置的功能可以不同或类似。在具体实施例中，所述能量转化装置包括至少一个具有正区域和负区域的元件，例如至少一种
半导体，所述元件当暴露于由所述能量传送装置传送的所述第一形式的能量时能够在所述正区域和负区域之间形成能量场，所述能量场产生所述第二形式的能量。更特别地，所述元件可包括电结元件，所述电结元件当暴露于由所述能量传送装置传送的所述第一形式的能量时能够在所述正区域和负区域之间感应出电场，由此所述第二形式的能量包括电能。
[0144] 所述能量转化装置可将所述第一形式的能量直接或间接转化为所述第二形式的能量。可提供可植入的马达或泵，用于操作所述压缩/刺激单元的压缩装置，其中所述马达或泵通过所述第二形式的能量被致动。所述压缩装置能够操作以执行至少一种可逆功能，所述马达能够实现所述功能的反转。例如，所述控制装置可转换所述第二形式的能量的极性以反转所述马达。
[0145] 当所述第一形式的能量正在转化为所述第二形式的能量时，所述能量转化装置可通过所转化的能量直接致动所述马达或泵。优选地，能量转化装置通过采用非磁、非热或非机械方式的第二形式的能量直接操作压缩/刺激单元。
[0146] 在正常情况下，所述压缩/刺激单元包括通过电能供能的电部件。所述设备的其它可植入电部件可为至少一个
电压电平防护器或至少一个恒流防护器。因此，所述能量转化装置可将所述第一形式的能量转化为直流电或脉冲直流电或直流电和脉冲直流电的组合。可替代地，所述能量转化装置可将所述第一形式的能量转化为交流电或直流电和交流电的组合。
[0147] 本发明的设备可包括可植入患者体内的内部能量源，用于为所述压缩/刺激单元的操作供应能量。所述设备可进一步包括能够操作而从“截止”模式切换到“导通”模式的可植入开关，在所述截止模式，所述内部能量源不处于使用状态；在所述导通模式，所述内部能量源为所述压缩/刺激单元的操作供应能量和/或为设备的被植入的电子部件供能。所述开关能够通过由所述能量传送装置传送的所述第一形式的能量操作，或通过由所述能量转化装置供应的所述第二形式的能量操作。所述的开关结构减小了操作之间的设备功耗。
[0148] 所述内部能量源可储存由所述能量转化装置供应的所述第二形式的能量。在这种情况下，所述内部能量源适合地包括蓄电器，例如至少一个电容或至少一个可再充电电池或至少一个电容和至少一个可再充电电池的组合。当内部能量源是可再充电电池时，其可仅在患者方便时充电，例如当患者正在睡觉时。可替代地，内部能量源于可提供能量，用于压缩/刺激单元的操作，但不用于储存第二形式的能量。在这种可替代方案中，内部能量源可为电池，并可提供或不提供前述的开关。
[0149] 适合地，本发明的设备包括：可植入稳定器，用于使所述第二形式的能量稳定。当第二形式的能量是电能时，稳定器适合地包括至少一个电容。
[0150] 能量转化装置可被设计而皮下植入到患者的腹内、胸内、或头部区域中。可替代地，所述能量转化装置可被设计为植入患者身体的开口中和粘膜下或开口粘膜之外的肌肉内。
[0151] 虽然在前述实施例中的压缩/刺激单元被设计为最实用于植入的单一件，不过应注意，作为可替代方案，压缩装置和刺激装置可被设计为分立件。前述压缩和刺激单元的任一种可以可替代地被替代为两个或更多个相互独立控制的分立的压缩/刺激元件。
[0152] 本发明的前述设备适于治疗人或动物的器官的功能障碍。例如，用于治疗尿失禁和肛门失禁、便秘和阳痿。本发明的设备还适于治疗肥胖或胆结石问题，并且适于控制血管中的血液流动或雌性子宫的排卵。
[0153] 当所述设备用于控制通过患者胃部的食物的流动时，所述设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩所述患者胃部的组织壁的至少一部分以影响所述胃部中的食物流动；刺激装置，用于刺激所述组织壁的壁部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述壁部分时刺激所述壁部分而使得所述壁部分的收缩进一步影响所述胃部中的食物流动。
[0154] 当所述设备用于控制患者肠部中的肠内容物的流动时，所述设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩所述患者肠部的组织壁的至少一部分以影响所述肠部中的肠内容物流动；刺激装置，用于刺激所述组织壁的壁部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述壁部分时刺激所述壁部分而使得所述壁部分的收缩进一步影响所述肠部中的肠内容物流动。
[0155] 当所述设备用于控制患者的尿道或尿膀胱中的尿流动时，所述设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩所述患者的尿道或尿膀胱的组织壁的至少一部分以影响所述尿道或尿膀胱中的尿流动；刺激装置，用于刺激所述组织壁的壁部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述壁部分时刺激所述壁部分而使得所述壁部分的收缩进一步影响所述尿道或尿膀胱中的尿流动。
[0156] 当所述设备被用作阳痿治疗设备时，其包括：可植入男性阳痿患者体内的压缩装置，用于轻柔地压缩患者的正常阴茎组织或其延伸部的至少一个阴茎部分；可植入刺激装置，用于刺激所述阴茎部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述阴茎部分时刺激所述阴茎部分而使得所述阴茎部分的收缩限制血液流动离开所述阴茎，以实现坚挺。用语“正常阴茎组织”应被理解为不包括被植入组织。因此，正常阴茎组织包括主海绵体和尿道海绵体之一或二者兼具。用词“其延伸部”包括球海绵(bulbospongious)和相邻区域。
[0157] 可替代地，阳痿治疗设备包括：可植入男性阳痿患者体内的压缩装置，用于轻柔地压缩患者的正常阴茎组织或其延伸部的至少一个阴茎部分以限制血液流动离开所述阴茎；可植入刺激装置，用于在所述压缩装置压缩所述阴茎部分时刺激所述阴茎部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述阴茎部分时刺激所述阴茎部分而使得所述阴茎部分的收缩进一步限制血液流动离开所述阴茎，以实现坚挺。
[0158] 可替代地，阳痿治疗设备包括：可植入男性阳痿患者体内的刺激装置，用于刺激患者的正常阴茎组织或其延伸部的至少一个阴茎部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置刺激所述阴茎部分而使得所述阴茎部分的收缩限制血液流动离开所述阴茎，以实现坚挺。
[0159] 当所述设备用于控制患者的血管中的血液流动时，所述设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩所述血管的组织壁的至少一部分以影响所述血管中的血液流动；刺激装置，用于刺激所述组织壁；和控制装置，用于控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述壁部分时刺激所述壁部分而使得所述壁部分的收缩进一步影响所述血管中的血液流动。
[0160] 当所述设备用于控制卵子流动到雌性子宫中时，所述设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩每条雌性输卵管以限制其通路；和控制装置，用于控制所述压缩装置压缩所述输卵管以防止出现在所述输卵管的通路中的卵子进入子宫腔，和用于松开所述输卵管以允许存在于所述输卵管的通路中的卵子进入所述子宫腔。所述压缩装置可轻柔地压缩所述输卵管的组织壁的至少一部分以限制其通路，可设置可植入的刺激装置，用于刺激所述组织壁，所述控制装置控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述组织壁部分时刺激所述组织壁部分而使得所述组织壁部分的收缩进一步限制所述输卵管的通路。
[0161] 可替代地，卵子流动控制设备包括：可植入压缩装置，用于轻柔地压缩每条雌性输卵管的组织壁的至少一部分以限制其通路；刺激装置，用于刺激所述输卵管的组织壁部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置在所述压缩装置压缩所述组织壁部分时刺激所述组织壁部分，使得所述组织壁部分的收缩进一步限制所述输卵管的通路以防止存在于所述输卵管中的卵子进入子宫腔。
[0162] 可替代地，卵子流动控制设备包括：可植入刺激装置，用于刺激每条雌性输卵管的组织壁的一部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置刺激所述输卵管的组织壁部分以使所述组织壁部分收缩而限制所述输卵管的通路以防止出现在所述输卵管中的卵子进入子宫腔，和用于中止刺激所述输卵管的组织壁部分以允许存在于所述输卵管的通路中的卵子进入所述子宫腔。
[0163] 当所述设备用于控制患有胆结石问题的患者体内的胆结石的流动时，所述设备包括：可植入刺激装置，用于刺激患者的胆囊、肝管或胆管的组织壁的一部分；和控制装置，用于控制所述刺激装置逐渐刺激所述组织壁部分，使得所述组织壁部分逐渐收缩，从而使出现在所述管中的一个或多个胆结石沿朝向十二指肠的方向移动。
[0164] 本发明还提供一种使用前述设备的方法，用于控制由患者的器官的组织壁形成的内腔中的流体和/或其它身体物质的流动，所述方法包括：
[0165] 提供无线远程控制器，其适于从患者体外控制所述压缩装置和/或刺激装置；和[0166] 当患者希望影响所述内腔中的流体和/或其它身体物质的流动时，由患者操作所述无线远程控制器。
[0167] 本发明还提供一种用于控制由患者的器官的组织壁形成的内腔中的流体和/或其它身体物质的流动的方法，所述方法包括：
[0168] a)轻柔地压缩组织壁的至少一部分以影响内腔中的流动；和
[0169] b)刺激被压缩壁部分，使得壁部分的收缩进一步影响内腔中的流动。
附图说明
[0170] 图1A、1B、1C、1D和1E示意性例示出根据本发明的设备的通用实施例的不同操作状态。
[0171] 图1F、1G和1H例示出对通用实施例的改造方案的不同操作状态。
[0172] 图1I、1K和1L例示出对通用实施例的改造方案的可替代操作模式。
[0173] 图2是根据本发明的设备的优选实施例的纵截面，所述设备包括压缩装置和电刺激装置。
[0174] 图3是沿图2中的线III-III的截面。
[0175] 图4是与图3中所示相同的截面，但其中所述设备处于不同操作状态。
[0176] 图5A、5B和5C是图2的实施例的截面，其中显示出当所述设备应用于患者器官组织壁上时的不同操作状态。
[0177] 图6A、6B和6C是对图2的实施例的改造方案的截面，其中显示出当所述设备应用于患者器官组织壁上时的不同操作状态。
[0178] 图7A和7B显示出由图2的设备执行的电刺激模式的不同步骤，此时所述设备正在压缩患者器官组织壁。
[0179] 图8A是脉冲/时序示意图，显示出由本发明的设备产生的用于刺激患者器官组织壁的电刺激脉冲。
[0180] 图8B是显示出对图8A中所示电刺激的改造方案的脉冲/时序示意图，其中采用混合频率和/或幅度的脉冲。
[0181] 图9A和9B分别显示出表示通过形成脉冲序列的脉冲对组织壁的两个不同区域进行电刺激的两个脉冲/时序示意图。
[0182] 图10A和10B显示出具有
修改的脉冲序列的图9A和9B的脉冲/时序示意图。
[0183] 图11A是包括热刺激装置的本发明的设备的实施例的纵截面，其中所示设备正在压缩患者器官组织壁。
[0184] 图11B是与图11A相同的实施例，其中启动热刺激装置。
[0185] 图12A是适于操作图2-11的实施例的压缩装置的液压操作装备的示意图。
[0186] 图12B显示出图12A的实施例，其中所述压缩装置正在压缩患者器官组织壁。
[0187] 图13A是适于操作图2-11的实施例的压缩装置的机械操作装备的示意图。
[0188] 图13B显示出图13A的实施例，其中所述压缩装置正在压缩患者器官组织壁。
[0189] 图13C显示出对图13B的实施例的改造方案。
[0190] 图14A例示出应用于
结肠造口术患者的小肠上的本发明的设备，其中患者在腹部具有造口开口。
[0191] 图14B例示出应用于结肠造口术患者的小肠上的本发明的设备，其中患者具有止于其肛门的小肠。
[0192] 图15是根据本发明使用的可机械操作的不可膨胀的压缩装置的示意性截面图。
[0193] 图16和17分别是沿图15的线XVI-XVI和XVII-XVII所取的截面图。
[0194] 图18示意性显示出图15的实施例的可替代设计。
[0195] 图19示意性例示出用于根据图18的设计的马达结构。
[0196] 图20和21是本发明的不可膨胀的压缩装置的两种可替代设计的示意性截面图。
[0197] 图22和23分别例示出图21的实施例的完全导通的开口和减小压缩的开口。
[0198] 图24是本发明的不可膨胀的压缩装置的进一步的可替代设计的示意图。
[0199] 图25和26分别例示出图24的实施例的完全导通的开口和减小压缩的开口。
[0200] 图27是本发明的不可膨胀的压缩装置的另一可替代设计的示意图。
[0201] 图28和29分别是本发明的不可膨胀的压缩装置的又一可替代设计的示意性截面图。
[0202] 图30A是根据本发明使用的可液压操作的可膨胀的压缩装置的示意图。
[0203] 图30B是与图30A所示相同的实施例，其中压缩装置膨胀。
[0204] 图31A、31B、31C和31D是例示出图30A中所示压缩装置的液压操作的四种不同原理的结构图。
[0205] 图32是储器的截面图，储器具有由远程控制马达控制的可变容积。
[0206] 图33A和33B是根据图31C中所示液压操作原理的特定实施例的反向伺服器的立体图。
[0207] 图34是根据本发明使用的另一可液压操作的压缩装置的示意图。
[0208] 图35A例示出在压缩状态下的图34的压缩装置。
[0209] 图35B例示出在松开状态下的图34的压缩装置。
[0210] 图36A-36E示意性例示出本发明的实施例的不同操作阶段，其中压缩装置和刺激装置协作而使患者器官内腔中的流体和/或其他身体物质移动。
[0211] 图37是例示出本发明的设备的通用实施例的示意性结构图，其中能量传送到被植入患者体内的设备的能量消耗部件。
[0212] 图38至49分别是例示出基于图37的通用实施例的十二个实施例的示意性结构图，其中无线能量从患者体外传送到被植入患者体内的设备的能量消耗部件。
[0213] 图50例示出根据本发明的设备使用的电结元件形式的能量转化装置。
[0214] 图51是例示出本发明的实施例的控制部件的结构图。
[0215] 图52是本发明的实施例的示例性
电路的示意图，其中无线能量被转化为电流。
[0216] 图53A-53C示意性例示出图2中所示类型的本发明的另一实施例的不同操作阶段，其中压缩装置和刺激装置协作而使患者器官内腔中的流体和/或其他身体物质移动。
[0217] 图54A-54B示意性例示出图36A-36E中所示类型的本发明的另一实施例的不同操作阶段，其中压缩装置和刺激装置协作而使患者器官内腔中的流体和/或其他身体物质移动。
[0218] 图55A是根据本发明使用的另一可机械操作的不可膨胀的压缩装置的示意图。
[0219] 图55B显示出在压缩状态下的图55A的压缩装置。
[0220] 图55C是图55B的实施例的端视图。
[0221] 图56是例示出用于供应准确量的无线能量的结构的示意性结构图，其中无线能量用于如前所述的压缩/刺激单元的操作。
[0222] 图57示意性显示出系统的实施例，其中所述设备通过有线绑定能量操作。
[0223] 图58是用于控制无线能量传送的结构的更详细的结构图，其中无线能量用于如前所述的压缩/刺激单元的操作。
[0224] 图59是根据可能实施示例的用于图19中所示结构的电路。
具体实施方式
[0225] 参见附图，相同的附图标记在各个图中始终表示相同的或对应的元件。
[0226] 图1A、1B和1C示意性例示出根据本发明的通用设计设备当设备应用于身体器官(以BO表示)的壁部分上时的不同操作状态。所述设备包括：压缩装置和刺激装置(以CSD表示)，和用于控制压缩和刺激装置CSD的控制装置(以CD表示)。图1A显示出在非启动状态下的设备，其中，压缩装置不压缩器官BO，刺激装置不刺激器官BO。图1B显示出在压缩状态下的设备，其中，控制装置CD控制压缩装置轻柔地压缩器官BO的壁部分至压缩状态，其中被压缩壁部分中的血液循环基本上不被限制且壁部分的内腔中的流动被限制。图1C显示出在刺激状态下的设备，其中，控制装置CD控制刺激装置刺激被压缩壁部分的不同区域，使得器官BO的几乎整个壁部分收缩(变厚)并封闭内腔。
[0227] 图1D和1E显示出对被压缩壁部分的刺激如何在第一刺激模式与第二刺激模式之间变化，其中，在第一刺激模式，壁部分左区域(见图1D)被刺激，而壁部分右区域不被刺激；在第二刺激模式，壁部分右区域(见图1E)被刺激，而壁部分左区域不被刺激，从而在被压缩壁部分中随时间保持令人满意的血液循环。
[0228] 应注意，图1D和1E中所示的刺激模式仅构成如何可刺激器官BO的被压缩壁部分的主要示例。因此，被压缩壁部分的多于两个不同区域可被同时循环刺激或连续刺激。而且，被压缩壁部分的成组的不同区域可被连续地刺激。
[0229] 图1F、1G和1H例示出对图1A-1E中所示的通用实施例的修改方案的不同操作状态，其中压缩和刺激装置CSD包括多个分立的压缩/刺激元件，在此为三个元件CSDE1、CSDE2和CSDE3。图1F显示出元件CSDE1如何在第一操作状态下启动以既压缩又刺激器官BO，使得器官BO的内腔封闭，而其它两个元件CSDE2和CSDE3不启动。图1G显示出元件CSDE2如何在随后的第二操作状态下启动，使得器官BO的内腔封闭，而其它两个元件CSDE1和CSDE3不启动。图1H显示出元件CSDE3如何在随后的第三操作状态下启动，使得器官BO的内腔封闭，而其它两个元件CSDE1和CSDE2不启动。通过在第一、第二和第三操作状态之间随机地或根据预定次序地转换，器官的不同部分可被临时地压缩和刺激，而同时保持器官内腔封闭，由此使器官受伤风险最小化。也可以沿器官内腔连续地启动元件CSDE1-CSDE3，以使内腔中的流体和/或其它身体物质移动。
[0230] 图1I、1K和1L例示出对通用实施例的修改方案的可替代操作模式。这样，图1I显示出元件CSDE1如何在第一操作状态下启动以既压缩又刺激器官BO，使得器官BO的内腔封闭，而其它两个元件CSDE2和CSDE3启动以压缩但不刺激器官BO，使得器官BO的内腔在元件CSDE2和CSDE3接合器官BO之处不完全封闭。图1K显示出元件CSDE2如何在随后的第二操作状态下启动以既压缩又刺激器官BO，使得器官BO的内腔封闭，而其它两个元件CSDE1和CSDE3启动以压缩但不刺激器官BO，使得器官BO的内腔在元件CSDE1和CSDE3接合器官BO之处不完全封闭。图1L显示出元件CSDE3如何在随后的第三操作状态下启动以既压缩又刺激器官BO，使得器官BO的内腔封闭，而其它两个元件CSDE1和CSDE2启动以压缩但不刺激器官BO，使得器官BO的内腔在元件CSDE1和CSDE2接合器官BO之处不完全封闭。通过在第一、第二和第三操作状态之间随机地或根据预定次序地转换，器官的不同部分可被临时刺激，而同时保持器官内腔封闭，由此降低器官受伤的风险。也可以沿器官BO的内腔连续地启动元件CSDE1-CSDE3的刺激，以使内腔中的流体和/或其它身体物质移动。
[0231] 图2-4显示出根据本发明的设备的实施例的基本构件，用于控制由患者器官组织壁形成的内腔中的流体和/或其它身体物质的流动。所述设备包括：具有开放端的管状壳体1、布置在壳体1中的压缩装置2、集成在压缩装置2中的刺激装置3、和用于控制压缩装置2和刺激装置3的控制装置4(如图4中所示)。压缩装置2具有两个长形夹紧元件5、6，夹紧元件5、
6可在管状壳体1中在缩回位置(见图3)与夹紧位置(见图4)之间朝向和背离彼此沿径向移动。刺激装置3包括位于夹紧元件5、6上的多个电元件7，使得在夹紧元件5、6中的一个上的电元件7面向在另一夹紧元件上的电元件7。这样，在此实施例中，压缩和刺激装置形成压缩/刺激单元，其中，压缩和刺激装置集成为单一件。
[0232] 压缩和刺激装置也可相互分立。在这种情况下，可提供一结构以将电元件7保持在相对于彼此的固定取向。可替代地，电元件7可包括分别附接到患者器官壁部分的电极。
[0233] 图5A-5C大体上例示出当设备应用于患者器官的管状组织壁部分8上时图2所示设备的功能。这样，图5A显示出在非夹紧状态下的设备，其中，夹紧元件5、6处于其缩回位置，壁部分8延伸穿过壳体1的开放端而不被夹紧元件5、6压缩。图5B显示出处于夹紧状态下的设备，其中，夹紧元件5、6已经从其缩回位置移动到其夹紧位置，其中夹紧元件5、6将壁部分8轻柔地压缩于压缩状态，其中在被压缩壁部分8中的血液循环基本上不被限制且壁部分8的内腔中的流动被限制。图5C显示出在刺激状态下的设备，其中，夹紧元件5、6压缩壁部分
8，刺激装置3的电元件7电刺激壁部分8的不同区域，使得壁部分8收缩(变厚)并封闭内腔。
[0234] 当设备处于其刺激状态下时，重要的是，以一定方式刺激壁部分8的不同区域而使其随时间推移基本上保持其自然生理性能以防止所述区域受伤。因此，控制装置4控制刺激装置3在连续时间段中间歇地刺激壁部分8的每个区域，其中每个时间段足够短以在所述区域中随时间推移保持令人满意的血液循环。而且，控制装置4控制对壁部分8的区域的刺激，使得当前不被刺激的每个区域在其被再次刺激之前恢复至基本正常的血液循环。为了随时间保持刺激效果，即，为了通过保持壁部分8收缩而保持内腔封闭，控制装置4控制刺激装置3在一时刻刺激一个或多个区域并随时间轮换对各区域的轮流刺激。控制装置4可控制刺激装置3沿管状壁部分8循环地传递对所述区域的刺激，例如，根据确定的刺激样式刺激。为使组织壁在其刺激过程中实现所希望的反应，控制装置可控制刺激装置改变对壁部分8的刺激强度，优选地可循环地改变刺激强度。
[0235] 在图2-4的实施例中，电元件7形成了分别沿每个长形夹紧元件5和6沿纵向延伸的成系列十四组电元件7，见图2。每组电元件7的电元件7形成：在夹紧元件5上成行
定位并横向于夹紧元件5延伸的四个电元件7的第一路径和在夹紧元件6上成行定位并横向于夹紧元件6延伸的四个电元件7的第二路径。这样，两条电元件7的路径在患者器官的相对侧上延伸。控制装置4控制刺激装置3沿与患者器官内腔中的流动方向相反的方向或可替代地沿相同方向对成系列的成组电元件7连续供能。当然，电元件7的每条路径的电元件7的数量可大于或小于4，而且多个平行的行的电元件7可形成电元件7的每条路径。
[0236] 图6A-6C显示出本发明的另一实施例，其包括：管状壳体9，和三个长形夹紧元件10a、10b、10c，夹紧元件10a、10b、10c可在管状壳体9中在缩回位置(见图6A)与夹紧位置(见图6B)之间朝向和背离壳体9的中
心轴线沿径向移动。三个夹紧元件10a-10c围绕壳体9的中心轴线对称设置。此实施例中的刺激装置包括电元件11a、11b、11c，电元件11a、11b、11c形成沿长形夹紧元件10a-10c沿纵向延伸的成系列的成组元件，其中每组电元件的电元件
11a-11c形成围绕壳体9的中心轴线沿周向延伸的三个电元件11a、11b、11c的路径。每组的三个电元件11a-11c分别位于三个夹紧元件10a-10c上。这样，三个电元件11a-11c的路径围绕患者器官延伸。当然，电元件的每条路径的电元件11a-11c的数量可大于3，而且多个平行的行的电元件11a-11c可形成电元件的每条路径。
[0237] 图7A和7B显示出由图2的设备执行的电刺激模式的不同步骤，此时所述设备的夹紧元件5、6正在压缩患者器官12的管状组织壁的一部分以限制器官12的内腔13中的流动。为了清楚起见，在图7A、7B中仅显示出压缩装置2的夹紧元件5、6。这样，图7A例示出成组的电元件的被供能电元件7如何电刺激管状壁的第一部分14和第二部分15以收缩和封闭内腔
13。图7B例示出其它成组的电元件的被供能电元件7如何电刺激管状壁的不同于第一和第二部分的第三部分16以收缩和封闭内腔13，而此时已经中止对管状壁的第一和第二部分
14、15的电刺激，以在第一和第二部分中恢复基本正常的血液循环。以这种方式，被压缩管状壁的电刺激随时间轮流在管状壁的各部分中轮换，以确保在被压缩管状壁中周期性恢复血液循环。
[0238] 控制装置4控制刺激装置3以双相电脉冲(即，正负脉冲组合)对电元件7供能。通过改变不同脉冲参数实现所希望的刺激效果。这样，控制装置4控制刺激装置3改变脉冲幅度(电压)、在连续脉冲之间的截止时间段、
脉冲持续时间和脉冲重复频率。脉冲电流应在1至30mA之间。对于神经刺激而言，约5mA的脉冲电流和约300μs的脉冲持续时间是适合的；而对于肌肉刺激而言，约20mA的脉冲电流和约30μs的脉冲持续时间是适合的。脉冲重复频率适合地约为10Hz。例如，如图8A的脉冲/时序示意图P/t中所示，包括短持续时间和高幅度(电压)的负脉冲PS与负脉冲之后的长持续时间和低幅度(电压)的正脉冲PL的脉冲组合可循环地重复，以形成这种脉冲组合的脉冲序列。负脉冲PS的能量含量应大致等于正脉冲PL的能量含量。
[0239] 图8B是显示出对图8A中所示电刺激的调制的脉冲/时序示意图。这样，图8A的脉冲组合与脉冲序列组合混合，所述脉冲序列组合具有：相对较长的高频率/低幅度脉冲的第一脉冲序列PTL，其与图8A的脉冲组合的正脉冲PL同时出现；和相对较短的高频率/低幅度的第二脉冲序列PTS，其与图8A所示脉冲组合的负脉冲PS同时出现。结果，高频率/低幅度脉冲的脉冲序列PTL和PTS
叠加在图8A的正脉冲PL和负脉冲PS上，如图8B中所示。图8B的脉冲构造及其变化在与对特定人体器官的刺激结合使用时是有益的，以实现所希望的刺激效果。
[0240] 优选地，电脉冲形成脉冲序列，如图9A、9B的脉冲/时序示意图P/t中所示。图9A的脉冲/时序示意图P/t表示患者的管状器官壁部分的采用脉冲序列18A刺激的独立区域。脉冲序列18A包括：三个初始负脉冲，每个负脉冲具有短持续时间和高幅度(电压)；和一个正脉冲，其在负脉冲之后并具有长持续时间和低幅度。在用于使器官的所述区域能够恢复基本正常的血液循环的延迟之后，脉冲序列18A重复。
[0241] 图9B的脉冲/时序示意图P/t表示采用脉冲序列18B刺激的壁部分另一独立区域，脉冲序列18B具有与脉冲序列18A相同的构造。脉冲序列18A和18B相对于彼此偏移，从而使其部分地相互重叠以确保被压缩壁部分总是根据需要被刺激而收缩。
[0242] 图10A和10B的脉冲/时序示意图P/t分别表示壁部分的两个不同区域，这两个区域分别通过循环具有相同构造的重复脉冲序列18C和18D被刺激。每个脉冲序列18C、18D包括：两个初始负脉冲，每个负脉冲具有短持续时间和高幅度(电压)；和一个正脉冲，其具有长持续时间和低幅度并在两个负脉冲之后。在这种情况下，脉冲序列18C和18D相对于彼此偏移，从而使其不相互重叠。这样，在相邻脉冲序列18C之间的截止时间段长于脉冲序列18D的持续时间，在相邻脉冲序列18D之间的截止时间段长于脉冲序列18C的持续时间。
[0243] 脉冲序列18A、18B、18C和18D可通过许多不同方式构造。因而控制装置4可控制刺激装置2改变每个脉冲序列的长度、脉冲序列的重复频率、每个脉冲序列的脉冲数、和/或脉冲序列之间的截止时间段。通常，控制装置4控制脉冲序列之间的每个截止时间段持续足够长，以当刚刚被刺激的区域在通过电脉冲被再次刺激之前在所述区域中恢复基本正常的血液循环。
[0244] 图11A和11B显示出本发明的另一实施例，其控制血管19中的血液流动，包括：具有两个夹紧元件20a和20b的压缩装置；形式为两个热刺激元件21a和21b的刺激装置，热刺激元件21a和21b分别集成在夹紧元件20a和20b中；和控制装置4，用于控制夹紧元件20a、20b和刺激元件21a、21b。夹紧元件20a和20b能够以与前文结合根据图5A-5C的实施例所述的相同方式朝向或背离彼此移动。热刺激元件21a和21b(其可包括帕尔帖(Pertier)元件)位于夹紧元件20a、20b上，从而使热元件21a面向热元件21b。图11A显示出夹紧元件20a、20b如何压缩血管19，以限制血液的流动。图11B显示出控制装置4如何控制热刺激元件21a、21b冷却血管19的壁，使得所述壁收缩并封闭血管19。为了松开血管19，控制装置4控制热刺激元件21a、21b加热血管19的壁以使所述壁膨胀。
[0245] 图12A和12B显示适于操作前述实施例的压缩装置的液压操作装备。具体而言，图12A和12B显示出设置有这样的用于压缩装置2液压操作的装备的图2的设备。(刺激装置未示出)这样，壳体1形成两个液压室22a和22b，在这两个液压室22a和22b中，两个夹紧元件5、
6可相对于患者器官的管状组织壁部分8而向后和先前滑动。液压操作装备包括：可扩张储器23，例如弹性气球，其包含液压流体；导管24a和24b，其处于储器23与液压室22a、22b之间；和双向泵25，其用于将液压流体泵送于导管24a、24b中。控制装置4控制泵25将液压流体从储器23泵送到室22a、22b以使夹紧元件5、6移动抵靠壁部分8而由此压缩管状壁部分8(见图12B)，和将液压流体从室22a、22b泵送到储器23以使夹紧元件5、6移动离开壁部分8而由此松开管状壁部分8(见图12A)。
[0246] 可替代地，图12A和12B的实施例可通过以下方式手动地操作：应用适合的可手动操作的液压装备，以在可扩张储器23与液压室22a、22b之间分配液压流体。在这种情况下，省略泵25。
[0247] 图13A和13B示意性显示出本发明的可机械操作的实施例，包括：开放端的管状壳体26，其应用于患者器官的管状组织壁部分8上；布置在壳体26中的压缩装置27；和用于控制压缩装置27的控制装置4。如前所述的刺激装置(未示出)也设置在壳体26中。压缩装置27包括夹紧元件28，夹紧元件28可在管状壳体26中在缩回位置(见图13A)与夹紧位置(见图13B)之间朝向和背离管状壁部分8沿径向移动，其中，在夹紧位置，夹紧元件28轻柔地压缩管状壁部分8。用于机械操作夹紧元件28的机械操作装备包括附接到壳体26的电动马达29和伸缩式装置30，伸缩式装置30由马达29驱动并可操作地连接到夹紧元件28。控制装置4控制电动马达29使伸缩式装置30扩张，使得夹紧元件28移动抵靠壁部分8，由此管状壁部分8被压缩(见图13B)，和控制马达29使伸缩式装置30缩回，使得夹紧元件28移动离开壁部分8，由此壁部分8被松开(见图13A)。
[0248] 可替代地，可省略马达29，并可改造伸缩式装置30用于手动操作，如图13C中所示。这样，
弹簧30a可被设置为起作用而保持伸缩式装置30扩张，以迫使夹紧元件28抵靠壁部分
8。机械操作装备可包括皮下植入的杆机构29a，其可操作地连接到伸缩式装置30。患者可通过患者
皮肤29b推动杆机构29a以牵拉伸缩式装置30克服弹簧30a的作用而至伸缩式装置30的缩回位置，如通过虚线所示。当患者松开杆机构29a时，弹簧30a使伸缩式装置30扩张，由此迫使夹紧元件29抵靠壁部分8。
[0249] 在前文中结合图13A、13B和13C所述的机械操作装备也可在根据图1-11的实施例中实施。
[0250] 图14A例示出应用于在腹部具有造口的结肠造口术患者的小肠31上的图2的实施例。压缩装置2的夹紧元件5、6压缩小肠31，刺激装置3被供能以封闭肠通路。(为了清楚起见，壳体未示出，而且夹紧元件5、6被放大。)在此实施例中，控制装置包括：外部控制单元，其采用手持式无线远程控制器32的形式；和被植入的内部控制单元33，其可包括微处理器，用于控制压缩和刺激装置。远程控制器32可以由患者操作以控制内部控制单元33来导通和截止压缩装置和/或刺激装置。不过，可替代地，远程控制器32可被替代为皮下植入按钮，所述按钮由患者手动在“导通”和“截止”之间切换。这样的可手动操作的按钮也可与远程控制器32结合使用而作为应急按钮以允许患者在紧急情况下或故障情况下停止设备操作。
[0251] 内部控制单元33控制被植入的操作装置34移动夹紧元件5、6。被植入的能量源35，例如可再充电电池，致动操作装置34。可被皮下植入或植入到腹部中的内部控制单元33还用作能量接收器，即，其用于将无线能量转化为电能并以电能为被植入的能量源35(可再充电电池)充电。
[0252] 被植入的传感器36传感患者的生理参数，例如，肠内压力或与肠内压力相关的参数，其中，内部控制单元33响应于来自传感器36的信号而控制压缩装置2和/或刺激装置3。在此实施例中，传感器36是压力传感器，其中，内部控制单元33响应于压力传感器36传感测量压力预定值而控制压缩装置和/或刺激装置改变对患者肠部31的压缩。例如，控制单元33可响应于压力传感器传感到增大压力而控制压缩装置和/或刺激装置增大对患者肠部31的压缩。可替代地或与此相结合地，远程控制器32以与内部控制单元33相同的方式响应于来自传感器36的信号而控制压缩装置和/或刺激装置。
[0253] 远程控制器32可装配有用于响应于来自传感器36的信号而生成指示物(例如，声信号或显示信息)的装备。当患者的注意力被这种指示压力增大超过
阈值的指示物所吸引时，他或她可使用远程控制器控制压缩装置和刺激装置将肠内容物泵送通过患者的造口。
[0254] 图14B显示与图14A的实施例类似的实施例，其不同之处在于，压缩装置应用于结肠造口术患者小肠上，其中患者小肠通过手术被连接到患者肛门。
[0255] 当然，如果可行，则图14A和14B中所示的压缩装置2可被替代为本发明各种实施例中所述的压缩装置中的任一种。
[0256] 图15-17显示具有长形压缩构件的可机械操作的压缩装置，压缩构件的形式为具有两个重叠端部分38、39的环形弹性芯37。芯37限定大致环形的限制开口，并除了在芯37的可松开和可
锁定的接点41处以外被封装在弹性软管40中，接点41在松开时能够使芯37通过其软管40而围绕患者器官的管状组织壁部分施加。所有这些元件的材料是生物相容材料，使得患者身体不会对其排斥。操作装置42用于机械操作芯37的纵向延伸部以改变限制开口尺寸，并包括与芯37的重叠端部分38、39摩擦接合的
驱动轮43。驱动轮43被轴颈
支撑在置于软管40中的保持部44上并设置有两个反压辊45、46，反压辊45、46使芯37的相应的端部分38、39压靠驱动轮43以增强其间的摩擦接合。操作装置的电动马达47通过长的柔性
驱动轴48连接到驱动轮43，并在
硅酮橡胶主体50中与远程控
制动力供应单元49一起被模制。选择柔性驱动轴48的长度，使得主体50可置于患者身体中的所希望的位置，适合地置于腹部中。
[0257] 动力供应单元49可被控制以致动电动马达47使驱动轮43沿一个方向转动以减小芯37的直径而使得壁部分被压缩，或者使驱动轮43沿相反方向转动以增大芯37的直径而使得壁部分被松开。
[0258] 根据第一可替代方案，可在芯37的端部分38、39之一上形成
齿条，驱动轮43可被替代为驱动齿轮，该驱动齿轮连接到芯37的另一个端部分并与齿条
啮合。
[0259] 根据第二可替代方案，操作装置42可被设计为
蜗杆驱动的软管夹，即，芯7的端部分38、39中的一个可设置有
螺纹，而芯37的另一个端部分可设置有蜗杆，该蜗杆的螺纹与芯37的所述一个端部分的螺纹相互作用。这样的蜗杆的螺纹也可与设置在芯37的两个端部分
38、39上的螺纹相互作用。在此可替代方案中，电动马达47使蜗杆沿一个方向转动以减小芯
37的直径而使得壁部分被压缩，或者使蜗杆沿相反方向转动以增大芯37的直径而使得壁部分沿一个方向被松开，以减小芯37的直径而使得壁部分被压缩，或者使夹紧螺纹件沿相反方向转动以增大芯37的直径而使得壁部分被松开。
[0260] 图18显示出与图15-17的实施例相同的压缩装置，其不同之处在于，马达47被封装在软管40中而使其固定到芯37并具有短的驱动轴51，马达47相对于芯37定位而使得驱动轴51与圆形芯37大致相切地延伸。存在将驱动轴51连接到驱动轮43的
斜齿轮52。
[0261] 图19显示出对图18的实施例中的马达47的适合的可替代布置，其包括：紧固到芯37的一个端部分的第一夹紧构件53和紧固到芯37的另一个端部分39的第二夹紧构件54。马达47紧固到第一夹紧构件53并通过
齿轮传动器56被可操作地连接到蜗杆齿轮55。蜗杆齿轮
55在其相反端处被轴颈支撑在保持部57和58上，保持部57和58分别被刚性紧固到夹紧构件
53和马达47。第二夹紧构件54具有与蜗
轮齿轮55啮合的
小齿轮。当马达47被致动时，蜗轮齿轮55旋转，并将由此沿一个或相反的纵向拉动芯37的端部分39，使得大致环形的芯37的直径增大或减小。马达47、蜗轮齿轮55、齿轮传动器56和第二夹紧构件54构成一定类型的伺服系统，以将作用在具有长冲程的运动元件上的弱力转变为作用在具有短冲程的另一运动元件上的强力。
[0262] 图20显示出包括多个弧形
叶片59的压缩装置，弧形叶片59在布置上类似于传统的相机可调孔机构。马达60操作叶片59改变由叶片59限定的限制开口的尺寸。
[0263] 图21-23显示出包括两个半圆形元件61、62的压缩装置，半圆形元件61、62铰接在一起而使得半圆形元件61、62可在全开状态与倾斜状态之间相对于彼此摆动，在如图22中所示的全开状态，两个半圆形元件61、62大致形成圆，而在如图23中所示的倾斜状态，由半圆形元件61、62限定的限制开口的尺寸减小。马达63操作半圆形元件61、62而使其相对于彼此摆动。
[0264] 图24-26显示出包括弹性带64的压缩装置，其中弹性带64形成圆并具有大致椭圆形截面。马达67操作带64沿其纵向延伸度而在全开状态与减开状态之间转动，在如图25中所示的全开状态，带64的较宽内侧形成大致柱形表面，而在如图26中所示的减开状态，带64的较宽内侧形成大致锥形表面。
[0265] 图27显示出具有两个刚性连结夹紧元件69的压缩装置68，夹紧元件69位于患者器官的管状组织壁部分70的相反侧上。操作装置71使夹紧元件69朝向彼此转动以将壁部分70夹紧在夹紧元件69之间，由此使壁部分收缩，和使夹紧元件69背离彼此转动以使壁部分从夹紧元件69中松开。
[0266] 图28和29显示出包括压缩装置300的本发明的设备实施例，压缩装置300具有三个弯曲构件301、302和303，弯曲构件301、302和303沿患者器官的管状组织壁304的一部分相对于彼此成列设置，并在管状壁304的相反侧上交替定位。(可替代地，每个构件301、302和303可采取沙漏形状。)操作装置(未示出)使两个外侧的构件301、303沿一个方向沿侧向移动抵靠管状壁304并使中间的构件302沿相反方向移动抵靠管状壁304以弯曲管状壁304，由此压缩管状壁部分304，如图29中所示。为了松开壁部分304，操作装置使构件301-303背离管状壁部分304移动而至图28中所示位置。
[0267] 图30A和30B显示出可液压操作的长形压缩装置，其采取具有可扩张/可收缩腔73的带72的形式，其中腔73与包含液压流体的可调节储器74流体连通。图30A例示出带处于非压缩状态；而图30B例示出带处于压缩状态，在压缩状态，腔73通过由储器74供应的液压流体而扩张。
[0268] 图31A、31B、31C和31D是四种不同液压操作压缩装置的结构图。图31A显示出图30A的带72，其腔73与储器75流体连通。图31B显示出图30A的实施例，其中带72的腔73与储器74通过双向泵76形式的操作装置而流体连通。图31C显示出反向伺服系统形式的操作装置，其具有控制第二系统的第一闭路系统。反向伺服系统包括可调节的流体供应储器77和可调节的伺服储器78。伺服储器78控制更大的可调节储器79，可调节储器79与沿患者器官的管状组织壁部分施加的带72相结合而改变带72的腔73的容积，由此进而改变对壁部分的压缩。图31D显示出与图31C的实施例相同的实施例，其不同之处在于，省略更大的储器79。作为替代地，伺服储器78与带72的腔流体连通。
[0269] 在根据图12A至30B的所有前述实施例中，刺激装置可被设置以形成压缩/刺激单元，其中，刺激装置包括位于压缩装置上的多个电元件7(如图12A-15、18、20-23、26-31B中所示)。
[0270] 图32是流体供应装置的截面图，流体供应装置包括限定了室81的伸缩型储器80，室81的尺寸可通过包括远程控制电动马达82的操作装置而变化。储器80和马达82被置于壳体83中。大壁84的移动使室81变化。壁84紧固到
螺母85，螺母85
螺纹连接到可旋转的心轴86上。心轴86通过马达82被旋转。被置于壳体83中的电池89致动马达82。用于控制马达82的信号接收器90也被置于壳体83中。可替代地，电池89和信号接收器90可安装在分离部位。马达82也可通过从被发送信号所传送的能量被致动。
[0271] 如果可行，则图32的流体供应装置可用于为在此申请文件中所述的压缩装置的操作供应液压流体。例如，图32的流体供应装置可替代根据图30A的实施例中的储器74。
[0272] 图33A和33B显示出反向伺服器，包括：方形壳体91和在壳体91中可移动的中间壁92。相对较大的大致柱形伸缩型储器93布置在壳体91中并接到可移动中间壁92。显著小于储器93的另一柱形伸缩型储器94布置在壳体91中的中间壁92的另一侧并也接到壁92。小的伸缩型储器94具有流体供应管95，大的伸缩型储器93具有流体供应管96。
[0273] 参见图33A，当少量液压流体被传导通过供应管95而进入小的伸缩型储器94中时，小的伸缩型储器94扩张并将可移动中间壁92朝向大的伸缩型储器93推动。结果，大的伸缩型储器93通过中间壁92而收缩，由此迫使大量液压流体通过反应管96流出大的伸缩型储器93，如图33B中所示。
[0274] 例如，图33A和33B的反向伺服器可用于图31C的实施例中，其中，小的伸缩型储器94对应于小的伺服储器78，而大的伸缩型储器93对应于大的储器79。而且，图33A和33B的反向伺服器可用于图30A和30B的实施例中，其中，小的伸缩型储器94连接到可调节储器74，而大的伸缩型储器93连接到带72的腔73。
[0275] 图34示意性显示出本发明设备的可液压操作的压缩装置97，其类似于图30A中所示实施例，其不同之处在于，液压系统的设计不同。这样，压缩装置97包括：相对较小的可膨胀的腔98，其与包含液压流体的储器99流体连通；和相对较大的腔100，其可通过小腔98移位。小腔98适于当小腔98膨胀时使大腔100移位以压缩患者的管状壁部分，并适于当小腔98收缩时使大腔100移位以松开壁部分。这样，将相对较少的液压流体从储器99加到小腔98，导致相对较大地增加对壁部分的压缩。
[0276] 大腔100由大气球101形式的收缩元件限定，其可连接到用于校准大腔100的容积的注入端口(未示出)。借助于
注射器从注入端口加入流体或抽出流体，以校准气球101的容积。小腔98由附接到压缩装置97的环形框架103的小伸缩器102限定，并在相反端附接到气球101。
[0277] 图35A和35B示意性例示出当环形框架103沿管状器官的管状壁部分施加时压缩装置97的操作。参见图35A，当小腔98收缩时，伸缩器102将气球101向内拉入环形框架103中，使得压缩装置97压缩壁部分。参见图35B，当小腔98膨胀时，伸缩器102将气球101拉出环形框架103，使得压缩装置97松开壁部分。
[0278] 如前所述，压缩装置和刺激装置可协作，以主动移动患者器官内腔中的流体和/或其它身体物质。这可利用图2中所示压缩/刺激单元得以实现。这样，根据第一协作选项，压缩装置的夹紧元件5、6压缩壁部分8而不完全封闭内腔，由此限制内腔中的流动；控制装置4控制电元件7沿内腔的下游或上游方向逐渐刺激被压缩壁部分而使得壁部分8逐渐收缩，从而使内腔中的流体和/或其它身体物质移动。
[0279] 根据第二协作选项，压缩装置压缩壁部分，使得内腔中的流动被限制，控制装置4控制在长形夹紧元件5、6的一端处的一些电元件7以刺激被压缩壁部分8，以在壁部分8的上游端或下游端封闭内腔。在通过这种方式封闭内腔的情况下，控制装置4控制压缩装置增大对壁部分的压缩，由此内腔中的流体和/或其它身体物质向壁部分8的上游或下游移动。
[0280] 在本发明的用于执行第二协作选项的另一实施例中，压缩装置压缩壁部分，使得内腔中的流动被限制；在压缩装置改变对壁部分的不同区域的压缩的同时，控制装置4控制刺激装置刺激被压缩壁部分，使得壁部分沿内腔的上游或下游方向被逐渐压缩。图36A-36E显示这种可替代实施例的不同操作阶段，其包括：压缩装置104，该压缩装置104包括两个具有凸形表面107、108的长形压缩元件105、106，凸形表面107、108在壁部分8的相反侧上邻接壁部分8的一段长度；和位于凸形表面107、108上的多个电元件7(例如电极)。控制装置4在压缩装置104的操作过程中控制电元件7并且控制长形压缩元件105、106相对于管状壁部分8移动，使得压缩元件105、106逐渐压缩壁部分8，如图36A至36D中所见。
[0281] 这样，在图36A中所示的压缩元件105、106的初始位置，壁部分不被压缩元件105、106压缩，且不对电元件7供能。从此初始位置开始，控制装置4控制压缩元件105、106以使压缩元件105、106的左端朝向壁部分摆动(如箭头所示)，从而压缩管状壁部分8，见图36B，而同时对电元件7供能，从而使与壁部分8接触的电元件7使壁部分8收缩。图36C显示出管状壁部分8的内腔如何被变厚的壁部分8完全封闭。于是，如图36C中所示，控制装置4控制压缩元件105、106移动而使其右端朝向彼此移动(如箭头所示)，而压缩元件105、106的凸形表面
107、108相互滚压，收缩的壁部分8处于凸形表面107、108之间，见图36D。结果，迫使器官内腔中的身体物质向右(如白色箭头所示)。当压缩元件105、106已相互滚压至图36E中所示位置时，控制装置4控制压缩元件105、106的右端背离彼此移动(如图36E中的箭头所示)至图
36A中所示的初始位置。根据图36A至36E所述的操作阶段可循环地重复多次，直到所希望量的身体物质已经以蠕动方式移动到器官内腔中。
[0282] 可替代地，压缩元件105、106中仅有一个可设置有凸形表面，而另一压缩元件具有邻接壁部分的平坦表面。可以使用具有凸形表面的单一压缩元件，其使器官的管状部分8压靠患者的骨骼。
[0283] 在根据图36A至36E的实施例中，当压缩元件105、106的凸形表面107、108正在相互滚压时，控制装置4可以控制电元件7逐渐刺激被压缩壁部分8而使得壁部分8的逐渐收缩与长形压缩元件105、106的运动协调或一致。
[0284] 图37示意性显示出本发明的设备的通用实施例，其中能量被传送到被植入患者体内的设备的能量消耗部件。图37的设备包括被植入的压缩/刺激单元110，其可操作以轻柔地压缩患者器官的管状组织壁部分并刺激被压缩部分的不同区域，使得壁部分收缩。压缩/刺激单元110的压缩装置能够执行可逆功能，即，压缩和松开壁部分，使得压缩/刺激单元110用作人造括约肌。
[0285] 能量源111适于通过动力供应线112为压缩/刺激单元110的能量消耗部件供应能量。可以提供可由患者操作的无线远程控制器或皮下植入开关，用于导通或截止从能量源的能量供应。能量源可以是可植入的永久电池或可再充电电池，或者可被包含在外部能量传送装置中；能量源可由患者直接操作，或者可通过可由患者操作的远程控制器控制，以将无线能量传送到压缩/刺激单元的能量消耗部件。可替代地，能量源可包括：可植入可再充电电池、外部能量传送装置和可植入能量转化装置的组合，其中能量转化装置用于将由外部能量传送装置传送的无线能量转化为电能而为可植入可再充电电池充电。
[0286] 图38显示出图37的通用实施例的特定实施例，其中一些部分被植入患者体内且其它部分位于患者体外。这样，在图38中，被置于患者皮肤109的右方的所有部分被植入，被置于皮肤109的左方的所有部分位于患者体外。设备的被植入的能量转化装置111A适于通过动力供应线112为压缩/刺激单元110的能量消耗部件供应能量。设备的外部能量传送装置113包括无线远程控制器，用于传送由被植入的能量转化装置111A中包含的信号接收器接收到的无线信号。被植入的能量转化装置111A将所述信号中的能量转化为电能，此电能通过动力供应线112供应到压缩/刺激单元110。
[0287] 图38的设备还可包括被植入的可再充电电池，用于为设备的被植入能量消耗部件供能。在这种情况下，由于能量转化装置将所述信号中的能量转化为电能，因而被植入能量转化装置111A还以电能为电池充电。
[0288] 电开关114形式的反转装置，例如微处理器，被植入患者体内，用于反转压缩/刺激单元110的压缩装置。外部能量传送装置113的无线远程控制器发送承载能量的无线信号，而被植入的能量转化装置111A将无线能量转化为电流以操作开关114。当电流极性通过能量转化装置111A被偏移时，开关114反转由压缩/刺激单元110的压缩装置所执行的功能。
[0289] 图39所示的本发明的实施例包括：能量转化装置111A；压缩/刺激单元110；和采取马达115形式的用于操作压缩/刺激单元110的压缩装置的被植入操作装置。当外部能量传送装置113的远程控制器将无线信号发送到能量转化装置111A的接收器时，马达115通过来自能量转化装置111A的能量被致动。
[0290] 图40所示的本发明的实施例包括：能量转化装置111A；压缩/刺激单元110；以及包括马达/泵单元117和流体储器118的被植入组件116。在这种情况下，液压地操作压缩/刺激单元110的压缩装置，即，通过马达/泵单元117将液压流体从储器118泵送到压缩/刺激单元110以压缩壁部分，和通过马达/泵单元117将液压流体从压缩/刺激单元110泵送回储器118以松开壁部分。被植入的能量转化装置111A将无线能量转化为电流，用于致动马达/泵单元
117。
[0291] 图41所示的本发明的实施例包括：外部能量传送装置113，其控制控制单元122在需要时反转马达115；压缩/刺激单元110，其中压缩装置被液压地操作；和被植入的能量转化装置111A，并进一步包括：被植入的液压流体储器119、被植入的马达/泵单元120、形式为
液压阀轮换装置121的被植入反转装置、以及分立的外部无线远程控制器111B。马达/泵单元120的马达是电动马达。响应来自外部能量传送装置113的无线远程控制器的控制信号，被植入的能量转化装置111A通过来自控制信号所承载能量的能量致动马达/泵单元120，由此，马达/泵单元120在储器119与压缩/刺激单元110的压缩装置之间分配液压流体。远程控制器111B控制轮换装置121在一个方向(其中，通过马达/泵单元120将流体从储器119泵送到压缩/刺激单元110的压缩装置以压缩壁部分)与另一相反方向(其中，通过马达/泵单元120将流体从压缩/刺激单元110的压缩装置泵送回储器119以松开壁部分)之间轮换液压流体的流动方向。
[0292] 图42所示的本发明的实施例包括：能量转化装置111A，和压缩/刺激单元110。控制单元122、蓄电器123和电容124也被植入患者体内。分立的外部无线远程控制器111B控制该控制单元122。控制单元122控制能量转化装置111A将电能储存在蓄电器123中，蓄电器123为将能量供应到压缩/刺激单元110。响应于来自无线远程控制器111B的控制信号，控制单元122可从蓄电器123释放电能并通过动力线传送所释放的能量，或通过使电流稳定的电容124而从能量转化装置111A直接传送电能，用于压缩/刺激单元110的操作。
[0293] 根据一个可替代方案，可省略图42的实施例中的电容124。根据另一可替代方案，可省略在此实施例中的蓄电器123。
[0294] 图43所示的本发明的实施例包括：能量转化装置111A，和压缩/刺激单元110。用于为压缩/刺激单元110的操作供应能量的电池125和用于切换压缩/刺激单元110的操作的电开关126也被植入患者的体内。开关126通过由能量转化装置111A供应的能量而操作，以从电池125不处于使用状态的截止模式切换到使电池125为压缩/刺激单元110的操作供应能量的导通模式。
[0295] 图44显示出与图43的实施例相同的本发明的实施例，其不同之处在于，控制单元122也被植入患者体内。分立的外部无线远程控制器111B控制该控制单元122。在这种情况下，开关126通过由能量转化装置111A供应的能量操作，以从截止模式切换到待命模式，其中，在截止模式，防止无线远程控制器111B控制所述控制单元122并且电池125不处于使用状态；而在待命模式，允许无线远程控制器111B控制所述控制单元122从电池125释放电能用于压缩/刺激单元110的操作。
[0296] 图45显示出与图44的实施例相同的本发明的实施例，其不同之处在于，蓄电器123可替代电池125，且被植入的各部件以不同方式相连。在这种情况下，蓄电器123储存来自能量转化装置111A的能量。响应于来自无线远程控制器111B的控制信号，被植入控制单元122控制开关126从蓄电器123不处于使用状态的截止模式切换到使蓄电器123为压缩/刺激单元110的操作供应能量的导通模式。
[0297] 图46显示出与图45的实施例相同的本发明的实施例，其不同之处在于，电池125也被植入患者体内，且被植入的各部件以不同方式相连。响应于来自无线远程控制器111B的控制信号，被植入控制单元122控制蓄电器123(其可为电容)传输能量，以用于操作开关126从电池125不处于使用状态的截止模式切换到使电池125为压缩/刺激单元110的操作供应电能的导通模式。
[0298] 可替代地，开关126可通过由蓄电器123供应的能量操作，以从截止模式切换到待命模式，其中，在截止模式，防止无线远程控制器111B控制电池125供应电能且电池125不处于使用状态；而在待命模式，允许无线远程控制器111B控制电池125供应电能用于压缩/刺激单元110的操作。
[0299] 图47显示出与图43的实施例相同的本发明的实施例，其不同之处在于，马达115、齿轮箱127形式的机械反转装置和用于控制齿轮箱127的控制单元122也被植入患者体内。分立的外部无线远程控制器111B控制被植入的控制单元122，以控制齿轮箱127反转由压缩/刺激单元110的压缩装置(机械操作)执行的功能。
[0300] 图48显示出与图46的实施例相同的本发明的实施例，其不同之处在于，被植入的各部件以不同方式互连。这样，在这种情况下，当蓄电器123(其适合地为电容)启动开关126以切换到导通模式时，电池125致动控制单元122。当开关126处于其导通模式时，允许控制单元122控制电池125为压缩/刺激单元110的操作供应或不供应能量。
[0301] 图49显示出与图39的实施例相同的本发明的实施例，其不同之处在于，将马达115连接到压缩/刺激单元110的齿轮箱127和控制能量转化装置111A致动马达115的控制单元122也被植入患者体内。存在分立的外部无线远程控制器111B，其控制所述控制单元122在需要时反转马达115。
[0302] 可选地，图42中所示蓄电器123可设置在图49的实施例中，其中，被植入的控制单元122控制能量转化装置111A将所转化的能量储存在蓄电器123中。响应于来自无线远程控制器111B的控制信号，控制单元122控制蓄电器123为压缩/刺激单元110的操作供应能量。
[0303] 本领域技术人员应认识到，根据图38-49的前述各种实施例可通过多种不同方式进行组合。例如，以能量操作的开关114可并入图39、42-49的任意实施例中，液压轮换装置121可并入图40的实施例中，齿轮箱127可并入图39的实施例中。开关114可以是一定类型的开关，其包括被设计用于切换的电子部件，例如，微处理器或FGPA(现场可编程栅阵列)。不过，可替代地，以能量操作的开关114可被替代为皮下植入的按钮，此按钮由患者在“导通”与“截止”之间手动切换。
[0304] 可替代地，永久电池或可再充电电池可以替代图38-49中所示实施例的能量转化装置111A。
[0305] 图50显示出电学结元件128形式的能量转化装置，其用于根据图38-49的任意前述实施例。元件128是平坦p-n结元件，其包括夹在一起的p型半导体层129和n型半导体层130。
灯泡131电连接到元件128的相反侧以例示如何获得所产生电流。来自这种p-n结元件128的电流输出与
温度相关。参见以下公式：
[0306] I＝I0(exp(qV/kT)－1)
[0307] 其中：
[0308] I是外部电流；
[0309] I0是反向饱和电流；
[0310] q是基本电量1.602×10-19库仑；
[0311] V是施加电压；
[0312] k是波尔兹曼常数；
[0313] T是绝对温度。
[0314] 在大的负施加电压(反
偏压)下，指数项与1.0相比变得可忽略，I接近于I0。I0显著取决于结的温度以及本征载流子的浓度。具有较小能带隙的材料的I0大于具有较大能带隙的材料的I0。
二极管的
整流器行为，即，其将电流限制到仅一个方向，在此特定实施例中对于p-n结元件128的操作而言是关键的。
[0315] 设计p-n结元件的可替代方式是：将半导体的薄层沉积到支撑材料上，所述支撑材料不吸收相应实施例中所用类型的能量。对于通过光波无线传送的能量而言，玻璃可为适合材料。各种材料可用于半导体层中，例如但不限于：碲化镉、联硒化
铜铟和硅。也可以使用具有多层p型和n
型材料的多层结构以提高效率。
[0316] 通过p-n结元件128产生的电能可与通过
太阳能电池产生的电能具有相同类型，其中，负场和正场形成直流电。可替代地，负和正半导体层可根据所传送的波而改变极性，由此产生交流电。
[0317] p-n结元件128被设计为使其适于植入。这样，元件128的与人体接触的所有外表面均由生物相容材料制成。p-n结半导体被设计为最优地在37℃体温下操作，这是因为，应大于1μA的电流输出显著取决于这样的温度，如前所示。由于皮肤和
皮下组织均吸收能量，因而应考虑元件128的敏感性或工作区域与无线能量传送的强度或程度之间的关系。p-n结元件128优选地被设计为平坦且小巧。可替代地，如果元件128被制成为较大尺寸，则其应为柔性的，以适应患者身体的运动。元件128的体积应保持小于2000cm3。
[0318] 图51显示出本发明的设备的用于控制压缩/刺激单元110的远程控制器的基本部分。在这种情况下，压缩/刺激单元的刺激装置以电脉冲刺激壁部分。远程控制器基于穿过患者皮肤132的通常具有100kHz－1gHz量级高频的电磁波信号的无线传送。在图51中，被置于皮肤132左方的所有部分位于患者体外，而被置于皮肤132右方的所有部分被植入。
[0319] 外部信号发送装置133将定位而接近于信号接收装置134，且信号接收装置134被植入而接近于皮肤132。作为可替代方案，信号接收装置134可例如置于患者腹内。信号接收装置134包括线圈，线圈的直径约为1-100mm且优选地为25mm，线圈被极细的线卷绕并采用电容调谐至特定高频。如果植入患者皮下，则选择小线圈；如果植入患者腹内，则选择大线圈。信号发送装置133包括在尺寸上与信号接收装置134的线圈大致相同的线圈，不过所述线圈被可采用在需要时可处理大电流的粗线所卷绕。信号发送装置133的线圈被调谐至与信号接收装置134相同的特定高频。
[0320] 信号发送装置133适于将数字信息通过功率
放大器和信号接收装置134发到被植入控制单元135。为了避免意外随机高频场触发控制指令，使用数字信号码。使用被置于信号发送装置133上的传统的
键盘命令信号发送装置133发出数字信号用于控制压缩/刺激单元。信号发送装置133通过产生高频信号而开始指令。在短时间之后，当该信号已经为控制系统的被植入部件供能时，发出指令而以预定步骤操作压缩/刺激单元110的压缩装置。所述指令作为采用以下例示形式的数字包被发出。
[0321]开始样式 指令 计数 查看总数
8比特 8比特 8比特 8比特
[0322] 在相当长的时间段(例如，约30秒或更长)中，连续发出指令。当希望采取新的压缩或松开步骤时，计数字节加1以允许被植入控制单元135解码和理解由信号发送装置133命令执行另一步骤。如果数字包的任何部分出错，则其内容被简单地忽略。
[0323] 通过线路136，被植入供能单元137从由信号接收装置134所接收的高频电磁波信号中提取能量。供能单元137将能量储存在能量源(例如，大电容)中，致动控制单元135，并通过线路138致动压缩/刺激单元110。
[0324] 控制单元135包括解调器和微处理器。解调器解调从信号发送装置133发出的数字信号。微处理器接收数字包，对其解码并通过信号线路139发出控制信号，以根据接收到的指令码控制压缩/刺激单元110的压缩装置压缩或松开患者器官的壁部分。
[0325] 图52显示出本发明的实施例的电路，其中无线能量被转化为电流。电路的外部部件包括：微处理器140、信号发生器141和与其相连的
功率放大器142。微处理器140适于切换信号发生器141的导通/截止(on/off)和通过数字指令调制由信号发生器141所产生的信号。功率放大器142放大所述信号并将其发到外部信号发送天线线圈143。天线线圈143与电容144并联以形成
谐振电路，所述谐振电路被调谐至由信号发生器141产生的频率。
[0326] 被植入的电路部件包括一起形成谐振电路的信号接收天线线圈145和电容146，所述谐振电路被调谐至与发送天线线圈143相同的频率。信号接收天线线圈145从所接收高频电磁波感应出电流，
整流二极管147对所感应的电流整流，所述电流对储存电容148充电。储存电容148致动马达149以驱动压缩/刺激单元110的压缩装置。线圈150连接在天线线圈145与二极管147之间，以防止电容148和二极管147在更高频率下加载信号接收天线145的电路。这样，线圈150可对电容148充电和使用调幅发送数字信息。
[0327] 并联连接的电容151和
电阻152以及二极管153形成检测器，用于检测经调幅的数字信息。滤波电路由电阻154和电容157形成，其中，电阻154
串联连接到电阻155、进而串联连接到电容156、进而通过接地端串联连接到电阻154，电容157的一端连接在电阻154、155之间且其另一端连接在二极管153与由电容151和电阻152形成的电路之间。该滤波电路用于滤掉不希望出现的低频和高频。检测到的经滤波的信号被进给到被植入微处理器158，微处理器158对数字信息解码并通过包括晶体管160、161、162和163的H桥路159而控制马达149。马达149可通过H桥路159沿两个相反方向被驱动。
[0328] 微处理器158还监控储存电容148中储存的能量的量。在发出信号启动马达149之前，微处理器158检查储存电容148中储存的能量是否充足。如果所储存的能量不足以执行被
请求的操作，则微处理器158在启动马达149之前等待接收信号而为储存电容148充电。
[0329] 可替代地，储存电容148中储存的能量可仅用于致动开关，而用于致动马达149的能量可从具有相对较高容量的另一被植入能量源(例如电池)获得。在这种情况下，开关适于当开关通过储存电容148致动时在导通模式下将电池连接到马达149，并且当开关未被致动时在待命模式下保持电池与马达148不连接。
[0330] 图53A-53C显示出与图2的实施例相似的本发明的实施例，其不同之处在于，在此由附图标记200表示的压缩/刺激单元设置有另外的夹紧元件。图53A-53C的实施例适于主动移动患者器官内腔中的流体和/或其它身体物质。这样，压缩/刺激单元200还包括：第一对短夹紧元件201和202，和第二对短夹紧元件203和204，其中，第一和第二对夹紧元件位于长形夹紧元件5、6的相反侧。第一对中的两个短夹紧元件201、202可在缩回位置(图53A)与夹紧位置(图53B和53C)之间朝向和背离彼此沿径向运动，第二对中的两个短夹紧元件203、204可在缩回位置(图53C)与夹紧位置(图53A和53B)之间朝向和背离彼此沿径向运动。刺激装置3还包括位于短夹紧元件201－204上的电元件7，使得每对短元件中的相应短夹紧元件
201和203中的一个上的电元件7面向每对短元件中的相应另外的短夹紧元件202和204上的电元件7
[0331] 压缩/刺激单元200施加于患者器官的管状组织壁的壁部分8上，使得短夹紧元件201、202位于壁部分8的上游端，而短夹紧元件203、204位于壁部分8的下游端。在图53A-53C中，壁部分8的上游端在左方，而壁部分8的下游端在右方。
[0332] 控制装置4控制成对短夹紧元件201、202、成对长形夹紧元件5、6和成对短夹紧元件203、204而彼此独立地压缩和松开壁部分8。控制装置还控制一正在压缩壁部分的夹紧元件上的电元件7，以通过电脉冲刺激被压缩壁部分8，使得壁部分8收缩，从而封闭壁部分8的内腔。
[0333] 图53A-53C例示出控制装置4如何控制压缩/刺激单元200的操作以在壁部分8的内腔中向下游循环移动流体和/或其它身体物质。这样，在图53A中，短夹紧元件201、202和长形夹紧元件5、6处于其缩回位置，而短夹紧元件203、204处于其夹紧位置，此时元件203、204上的电元件7电刺激壁部分8。电刺激使得元件203、204处的壁部分8变厚，由此封闭内腔。而且图53B例示出短夹紧元件201、202如何沿径向向内移动到其夹紧位置，此时元件201、202上的电元件7电刺激壁部分8，由此身体物
质量被留存在壁部分8的下游端与下游端之间的内腔中。图53C例示出短夹紧元件203、204如何初始沿径向向外移动到其缩回位置，然后长形夹紧元件5、6沿径向向内移动到其夹紧位置，此时元件5、6上的电元件7电刺激壁部分8。结果，在壁部分8的上游端与下游端之间的内腔中的身体物质在内腔中向下游移动。然后，控制装置4控制压缩/刺激单元200采取图53A中所示状态，由此身体物质可流入和填充在壁部分8的上游端与下游端之间的内腔，使得操作循环完成。
[0334] 可替代地，前述的压缩/刺激单元200的操作循环可反转，以使身体物质在内腔中向上游移动。在这种情况下，控制装置4控制短夹紧元件203、204在壁部分下游端压缩壁部分8以限制内腔中的流动，和控制电元件7在下游端通过电脉冲刺激被压缩壁部分8以封闭内腔。当内腔在被压缩壁部分8的下游端封闭而且短夹紧元件201、202处于其缩回位置时(如图53A中所示)，控制装置4控制长形夹紧元件5、6压缩壁部分的上游端与下游端之间的壁部分8。结果，在壁部分的上游端与下游端之间的壁部分8中所包含的流体和/或其它身体物质在内腔中向上游移动。
[0335] 虽然图53A-53C公开了成对的夹紧元件，不过应注意，可想到设计仅具有单一短夹紧元件201、单一长形夹紧元件5和单一短夹紧元件203的压缩/刺激单元200。在这种情况下，管状壁部分8的底部由压缩/刺激单元200的静止元件支撑，所述静止元件与夹紧元件201、5和203相反设置。
[0336] 图54A和54B示意性显示出本发明的另一实施例，其中，压缩/刺激单元205被设计用于主动移动患者管状器官内腔中的流体和/或其它身体物质。压缩/刺激单元205的压缩装置206包括：转子207，转子207承载与转子207的轴线209等距定位的三个柱形压缩元件208A、208B和208C。压缩元件208A-208C可设计为辊。每个柱形元件208A-208C设置有电元件
7。静止长形支撑元件210与转子207分开且接近地定位，并具有与转子207的轴线209同心的部分柱形表面211。压缩/刺激单元205被施加于患者的管状器官212，使得器官212在支撑元件210与转子207之间延伸。
[0337] 控制装置4控制压缩装置的转子207旋转，使得压缩元件208A-208C连续地压缩管状器官212的一系列壁部分中的壁部分而抵靠长形支撑元件210。压缩元件208A-208C的电元件7通过电脉冲刺激被压缩壁部分，使得壁部分变厚并且封闭器官212的内腔。图54A例示出压缩元件208A如何开始压缩器官212的壁和器官212的内腔如何借助于压缩元件208A上的电元件7而封闭，而压缩元件208B将松开器官212。图54B例示出压缩元件208A如何沿长形支撑元件210行进约半程并沿箭头所指方向移动内腔中的身体物质。压缩元件208B已松开器官212，而压缩元件208C将接合器官212。这样，控制装置4控制转子207，以使压缩元件208A-208C在压缩器官212壁部分的同时依次沿长形支撑元件210循环地移动，使得器官212中的身体物质以蠕动方式移动。
[0338] 图55A、55B和55C显示出用于本发明的设备的另一种可机械操作的压缩装置213。参见图55A，压缩装置213包括施加于患者的管状器官8上的第一环形保持部214和也施加于器官8的与保持部214分开的第二环形保持部215。存在弹性弦216(在此为十二条弦)，其沿管状器官8平行延伸并将两个保持部213、214互连而不接触器官8。图55A例示出未启动状态下的压缩装置213，其中器官8未被压缩。
[0339] 参见图55B和55C，当器官8将被压缩时，环形保持部213和214通过操作装备(未示出)而沿相反方向旋转，由此弹性弦216以图55B和55C中所见方式压缩器官8。为了清楚起见，图55B中仅示出五条弦216。
[0340] 根据本发明，用于电刺激器官8而使得器官8的壁收缩的电极被附接到弦216(在图55A-55C中未示出)。
[0341] 图56示意性例示能够将信息从患者体内发到体外的设备的结构，所述设备提供与设备的至少一种功能参数相关的和/或与患者的生理参数相关的信息，从而将准确量的能量供应到与本发明的设备的被植入压缩/刺激单元301的能量消耗部件相连的被植入内部能量接收器302。这样的能量接收器302可包括能量源和/或能量转化装置。简言之，无线能量从位于患者体外的外部能量源304a发送并由位于患者体内的内部能量接收器302接收。内部能量接收器适于将接收到的能量直接或间接通过开关326供应到压缩/刺激单元301的能量消耗部件。确定在由内部能量接收器302接收到的能量与用于压缩/刺激单元301的能量之间的能量平衡，然后基于所确定的能量平衡控制无线能量传送。能量平衡因而提供所需能量正确量的准确指示，所述能量足以正确操作压缩/刺激单元301，而不会导致温度过度升高。
[0342] 在图56中，患者皮肤由竖直线305指示。在此，能量接收器包括能量转化装置302，能量转化装置302位于患者体内，且优选地位于患者皮肤305下紧邻处。通常而言，被植入能量转化装置302可被置于腹内、胸内、肌肉筋膜内(例如，腹壁中)、皮下、或在任何其它适合的位置处。被植入能量转化装置302适于接收从外部能量源304a发送的无线能量E，外部能量源304a设置在位于患者皮肤305外的外部能量传送装置304中并处于被植入能量转化装置302的近处。
[0343] 如在现有技术中所公知，无线能量E通常可利用任何适合的经皮能量传送(TET)装置传送，TET装置作为装置例如包括：布置在外部能量源304a中的主线圈和相邻的布置在被植入能量转化装置302中的副线圈。当电流进给通过主线圈时，电压形式的能量在副线圈中被感应出，其可用于致动所述设备的被植入能量消耗部件，例如在将进入能量储存在被植入能量源(例如，可再充电电池或电容)中之后。不过，本发明通常不限于任何具体的能量传送技术、TET装置或能量源，可使用任何类型的无线能量。
[0344] 由被植入能量接收器接收到的能量的量可与由被植入设备部件所用能量相比。用词“所用能量”因而应被理解为还包括由被植入设备部件储存的能量。控制装置包括外部控制单元304b，外部控制单元304b基于所确定的能量平衡控制外部能量源304a以调节能量传送量。为了传送正确量的能量，利用确定装置来确定能量平衡和能量需求量，确定装置包括连接在开关326与压缩/刺激单元301之间的被植入的内部控制单元315。内部控制单元315因而可被布置以接收由适合的传感器或类似物(未示出)所获得的各种测量值，所述测量值测量出压缩/刺激单元301的特定特性，一定程度上反映出正确操作压缩/刺激单元301所需的能量的需求量。而且，患者的当前状况也可利用适合测量装置或传感器检测，以提供反映患者状况的参数。因此，这样的特性和/或参数可与压缩/刺激单元301的当前状态(例如，功耗、操作模式和温度)、以及通过各参数反映的患者状况(例如，体温、血压、心跳和呼吸)相关。其它类型的患者生理参数和设备功能参数另行描述。
[0345] 而且，可选地，蓄电器316形式的能量源可通过控制单元315而连接到被植入能量转化装置302，用于蓄积所接收的能量以便压缩/刺激单元301以后使用。可替代地或另外地，这种蓄电器的特性也反映能量需求量，并且也可被测量。蓄电器可被替代为可再充电电池，而所测量的特性可与电池的当前状态、任何电参数(例如能耗电压)、温度等相关。为了向压缩/刺激单元301提供足够的电压和电流而且为了避免
过热，应清楚地理解，电池应通过从被植入能量转化装置302接收正确量的能量而被最优地充电，即，不会过少或过多。蓄电器也可以是具有对应特性的电容。
[0346] 例如，可基于常规而测量电池特性以确定电池的当前状态，所述状态然后可作为状态信息储存在内部控制单元315的适合储存装备中。这样，无论何时进行新的测量，所储存的电池状态信息可相应更新。以这种方式，可通过传送正确量的能量“校准”电池状态，以保持电池处于最优状况。
[0347] 这样，确定装置的内部控制单元315适于基于由所述设备的前述传感器或测量装置、或患者、或被植入能量源(如果使用)、或它们的任意组合进行的测量而确定能量平衡和/或当前能量需求量(单位时间的能量或蓄积能量)。内部控制单元315进一步被连接到内部信号发送器327，内部信号发送器327被布置以将反映被确定的能量需求量的控制信号发送到与外部控制单元304b相连的外部信号接收器304c。于是可响应于接收到的控制信号而调节从外部能量源304a传送的能量的量。
[0348] 可替代地，确定装置可包括外部控制单元304b。在这种可替代方案中，传感器测量值可直接传送到外部控制单元304b，其中能量平衡和/或当前能量需求量可由外部控制单元304b确定，由此将前述的内部控制单元315的功能集成到外部控制单元304b中。在这种情况下，可省略内部控制单元315，传感器测量值直接供应到内部信号发送器327，且内部信号发送器327将测量值发到外部信号接收器304c和外部控制单元304b。然后，能量平衡和/或当前能量需求量可通过外部控制单元304b基于这些传感器测量值而确定。
[0349] 因此，根据图56的结构的这种解决方案采用指示所需能量的信息反馈，这比现有的解决方案更有效，这是因为其基于与接收到的能量相比的实际使用能量，该比较例如针对于能量的量、能量差、或与设备的被植入能量消耗部件所用能量速率相比的能量接收速率。所述设备可使用接收到的能量用于消耗或用于将能量储存在被植入能量源或类似物中。上述不同参数因而将在相关或需要时使用，并由此作为确定实际能量平衡的工具。不过，这样的参数也可本身需要用于在内部采取任何行动以具体操作所述设备。
[0350] 内部信号发送器327和外部信号接收器304c可作为分立的单元被植入，其中使用适合的信号传送方式，例如无线电、IR(红外线)或超声信号。可替代地，内部信号发送器327和外部信号接收器304c可分别集成到被植入能量转化装置302和外部能量源304a中，以基本上使用相同传送技术沿相对于能量传送的逆向传送控制信号。控制信号可根据频率、相位或幅度进行调制。
[0351] 这样，反馈信息可通过包括接收器和发送器的分立的通讯系统传送或者可集成到能量系统中。根据本发明，这样的集成信息反馈和能量系统包括：用于接收无线能量的可植入的内部能量接收器，能量接收器具有内部第一线圈和连接到第一线圈的第一电路；和用于传送无线能量的外部能量传送器，能量传送器具有外部第二线圈和连接到第二线圈的第二电路。能量传送器的外部第二线圈传送由能量接收器的第一线圈接收到的无线能量。这种系统进一步包括：动力开关，用于切换内部第一线圈与第一电路的连接的导通和截止，使得当动力开关切换内部第一线圈与第一电路的连接导通和截止时，与对第一线圈充电相关的反馈信息由外部能量传送器接收，其中反馈信息的形式是在外部第二线圈的负载下的阻抗变化。在实施图17的结构中的这种系统时，开关326是分立的并由内部控制单元315控制，或者被集成到内部控制单元315中。应理解，开关326应以其范围最大的实施例阐释。这意味着，可使用晶体管、MCU、MCPU、ASIC FPGA、或DA转换器或者可导通和截止动力的任何其它电子部件或电路。
[0352] 由此可见，图56中所示的能量供应结构可基本上通过以下方式操作。首先，由确定装置的内部控制单元315确定能量平衡。而且由内部控制单元315形成反映能量需求量的控制信号，控制信号从内部信号发送器327发送到外部信号接收器304c。可替代地，可由外部控制单元304b确定能量平衡，而不是如上所述根据实施情况确定。在这种情况下，控制信号可承载来自各种传感器的测量结果。从外部能量源304a发送的能量的量然后可通过外部控制单元304b基于所确定的能量平衡例如响应于接收到的控制信号进行调节。此过程可在进行能量传送过程中以特定时间间隔间歇地重复，或者可在能量传送过程中基于或多或少的连续性而执行。
[0353] 能量传送的量通常可通过调节外部能量源304a中的各种传送参数(例如，电压、电流、幅度、波频率和脉冲特性)进行调节。这种系统还可用于获取TET系统中的线圈之间的耦合因子的相关信息，从而甚至校准系统以找到外部线圈相对于内部线圈的最优位置和优化能量传送。在这种情况下，简单地比较能量传送量和能量接收量。例如，如果外部线圈移动，则耦合因子可变化，而且正确表现的移动可使外部线圈找到用于能量传送的最优位置。优选地，外部线圈适于在耦合因子最大化之前校准能量传送量以实现确定装置中的反馈信息。
[0354] 此耦合因子信息也可用作在能量传送过程中的反馈。在这种情况下，本发明的能量系统包括：用于接收无线能量的可植入内部能量接收器，能量接收器具有内部第一线圈和连接到第一线圈的第一电路；和用于传送无线能量的外部能量传送器，能量传送器具有外部第二线圈和连接到第二线圈的第二电路。能量传送器的外部第二线圈传送由能量接收器的第一线圈接收到的无线能量。这种系统进一步包括：反馈装置，用于将第一线圈中接收到的能量的量作为反馈信息发出，其中第二电路包括确定装置，用于接收反馈信息，并用于将由第二线圈传送的能量的量和与第一线圈中接收到的能量的量相关的反馈信息进行比较以获得第一和第二线圈之间的耦合因子。能量传送器可响应于获得的耦合因子调节能量发送。
[0355] 参见图57，虽然以上已描述了无线传送能量用于设备操作以实现非侵入操作，不过应认识到，设备也可通过有线绑定能量操作。这样的示例显示在图57中，其中，外部开关326在外部能量源304a与操作装置之间互连，所述操作装置例如为操作压缩/刺激单元301的电动马达307。外部控制单元304b控制外部开关326的操作以实现压缩/刺激单元301的正确操作。
[0356] 图58例示出接收到的能量可如何供应到和用于压缩/刺激单元301的不同实施例。类似于图56的示例，内部能量接收器302从通过传送控制单元304b控制的外部能量源304a接收无线能量E。内部能量接收器302可包括恒压电路，如图58中的虚框“恒V”所示，用于将恒压能量供应到压缩/刺激单元301。内部能量接收器302可进一步包括恒流电路，如图中以虚框“恒C”所示，用于将恒流能量供应到压缩/刺激单元301。
[0357] 压缩/刺激单元301包括能量消耗部件301a，其可为马达、泵、限制装置、或需要能量进行电操作的任何其它医疗设施。压缩/刺激单元301可进一步包括能量储存装置301b，用于储存从内部能量接收器302供应的能量。这样，被供应的能量可由能量消耗部件301a直接消耗，或由能量储存装置301b储存，或者，被供应的能量可被部分消耗部分储存。压缩/刺激单元301可进一步包括能量稳定单元301c，用于稳定从内部能量接收器302供应的能量。这样，能量可按照
波动方式供应，从而可能有必要在消耗和储存之前稳定能量。
[0358] 从内部能量接收器302供应的能量在由压缩/刺激单元301消耗和/或储存之前可进一步由位于压缩/刺激单元301外的分立的能量稳定单元328蓄积和/或稳定。可替代地，能量稳定单元328可被集成到内部能量接收器302中。在任一情况下，能量稳定单元328可包括恒压电路和/或恒流电路。
[0359] 应注意，图56和图58例示出一些可能的但并非限制性的实施选项，其涉及各种所示的功能部件和元件可如何布置和相互连接。不过，本领域技术人员应认识到，在本发明的范围内可进行许多变化和修改。
[0360] 图59示意性例示出所述设备的预想设计之一的能量平衡测量电路，用于控制无线能量传送或能量平衡。电路具有的
输出信号以2.5V为中心并与能量
不平衡成比例地相关。这种信号的微分显示出值是否增减和变化发生得多快。如果接收到的能量的量少于设备的被植入部件所用能量，则更多能量被传送并因而充电至能量源中。来自电路的输出信号通常进给到A/D转换器并转换为数字形式。然后，数字信息可发到外部能量传送装置，从而允许其调节能量传送水平。另一可能性是，采用完全模拟系统，其中使用比较器对能量平衡水平与特定最大和最小阈值进行比较，如果平衡移出最大值/最小值范围，则向外部能量传送装置发出信息。
[0361] 图59示意性显示出电路实施方案，用于使用感应能量传送将能量从患者体外传送到本发明的设备的被植入能量部件的系统。感应能量传送系统通常使用外部传送线圈和内部接
收线圈。接收线圈L1被包括在示意图59中，系统的传送部件被排除。
[0362] 能量平衡的通用思路的实施方案和将信息发送到外部能量传送器的方式当然可通过多种不同方式实现。示意图20和前述评估和传送信息的方法应仅被认为是如何实现控制系统的示例。
[0363] 电路细节
[0364] 在图59中，符号Y1、Y2、Y3等等代表电路内的测试点。图中的部件及其相应值是在此具体实施方案中起作用的值，其当然仅为无限种可能设计解决方案中的一种。
[0365] 用于致动电路的能量由能量接收线圈L1接收。在这种具体情况下，用于被植入部件的能量以25kHz的频率被传送。能量平衡输出信号存在于测试点Y1。
[0366] 结合图56、58和59所述的实施例表现出用于控制将无线能量传送到本发明的设备的被植入能量消耗部件的通用方法。这种方法将在下文中以通用术语限定。
[0367] 这样，提供一种用于控制被供应到前述设备的被植入能量消耗部件的无线能量的传送的方法。无线能量E从位于患者体外的外部能量源传送并由位于患者体内的内部能量接收器接收，内部能量接收器连接到设备的被植入能量消耗部件，从而对其直接或间接供应接收到的能量。确定在由内部能量接收器接收的能量与设备的被植入部件的操作所用能量之间的能量平衡。然后，基于所确定的能量平衡而控制从外部能量源传送无线能量E。
[0368] 无线能量可从外部能量源中的主线圈感应传送到内部能量接收器中的副线圈。可检测能量平衡的变化，以基于检测到的能量平衡变化控制无线能量传送。也可检测在由内部能量接收器接收到的能量与设备的被植入部件的操作所用能量之差，以基于检测到的能量之差控制无线能量传送。
[0369] 当控制能量传送时，如果检测到的能量平衡变化暗示能量平衡正在增大，则可减小无线能量传送量，反之亦然。能量传送的增大/减小可进一步对应于检测到的变化速率。
[0370] 如果检测到的能量差暗示接收到的能量大于所用能量，则可进一步减小无线能量传送量，反之亦然。于是，能量传送的增大/减小可对应于检测到的能量差的量级。
[0371] 如前所述，操作所述设备的被植入部件所用的能量被消耗以操作设备的被植入部件，和/或储存在设备的至少一个被植入能量储存装置中。
[0372] 当设备的被植入部件的电参数和/或生理参数和/或患者的生理参数被确定时，可根据基于所述参数确定的单位时间的传送速率而传送用于消耗和储存的能量。能量传送总量也可基于所述参数确定。
[0373] 当检测到在由内部能量接收器接收的能量总量与消耗和/或储存的能量总量之间存在差异且检测到的差值与涉及所述能量平衡的至少一个测得电参数的对时间的积分相关时，所述积分可被确定用于涉及能量平衡的监控电压和/或电流。
[0374] 当与能量消耗和/或储存量相关的测得的电参数的对时间的微分被确定时，所述微分可被确定用于涉及能量平衡的监控电压和/或电流。
[0375] 从外部能量源传送无线能量，可通过将来自第一电路的电脉冲施加于外部能量源以传送无线能量而进行控制，电脉冲具有前沿和后沿，从而改变在电脉冲的连续的前沿与后沿之间的第一时间间隔长度和/或在电脉冲的连续的后沿与前沿之间的第二时间间隔长度，并且传送无线能量，从电脉冲产生的被传送能量具有变化的功率，功率的变化取决于第一和/或第二时间间隔的长度。
[0376] 在这种情况下，电脉冲频率在第一和/或第二时间间隔变化时可基本恒定。当施加电脉冲时，除了第一和/或第二时间间隔变化以外，电脉冲可保持不变。电脉冲幅度在第一和/或第二时间间隔变化时可基本恒定。进一步地，电脉冲可仅通过在电脉冲的连续的前沿和后沿之间的第一时间间隔长度的变化而变化。
[0377] 包括两个或更多个电脉冲的序列可在一行中供应，其中当施加脉冲序列时，序列在脉冲序列起始处具有第一电脉冲并在脉冲序列结束处具有第二电脉冲，两个或更多个脉冲序列可在一行中供应，其中，在连续的第一脉冲序列中的第二电脉冲的后沿与第二脉冲序列的第一电脉冲的前沿之间的第二时间间隔长度变化。
[0378] 当施加电脉冲时，电脉冲可具有大致恒流和大致恒压。电脉冲也可具有大致恒流和大致恒压。进一步地，电脉冲可具有大致恒定的频率。在脉冲序列内的电脉冲可同样具有大致恒定的频率。
[0379] 由第一电路和外部能量源形成的电路可具有第一特征时间段或时间常数，而且当有效改变被传送能量时，这样的频率时间段可在第一特征时间段或时间常数的范围内或者更短。
[0380] 结合图56、58和59所述实施例也表现出用于控制将无线能量传送到本发明的设备的被植入能量消耗部件的通用特征。这些设备特征将在下文中以通用术语限定。
[0381] 在其最广意义上，所述设备包括：控制装置，用于控制从能量传送装置传送无线能量；和可植入的内部能量接收器，用于接收被传送的无线能量，内部能量接收器连接到设备的可植入能量消耗部件，用于对其直接或间接供应所接收能量。所述设备进一步包括：确定装置，适于确定在由内部能量接收器所接收的能量与设备的可植入能量消耗部件所用能量之间的能量平衡，其中控制装置基于由确定装置所确定的能量平衡而控制从外部能量传送装置传送无线能量。
[0382] 进一步地，本发明的设备可包括任何下述特征：
[0383] －在外部能量源中的主线圈，适于将无线能量感应传送到内部能量接收器中的副线圈。
[0384] －确定装置适于检测能量平衡的变化，控制装置基于检测到的能量平衡变化而控制无线能量传送。
[0385] －确定装置适于检测在由内部能量接收器所接收的能量与设备的被植入能量消耗部件所用能量之差，控制装置基于检测到的能量差而控制无线能量传送。
[0386] －如果检测到的能量平衡变化暗示能量平衡正在增大，则控制装置控制外部能量传送装置减小无线能量传送量，反之亦然，其中能量传送的增大/减小对应于检测到的变化速率。
[0387] －如果检测到的能量差暗示所接收能量大于所用能量，则控制装置控制外部能量传送装置减小无线能量传送量，反之亦然，其中能量传送的增大/减小对应于所述检测到的能量差的量级。
[0388] －用于设备的被植入部件的能量被消耗以操作被植入部件，和/或被储存在设备的至少一个能量储存装置中。
[0389] －当设备的电参数和/或生理参数和/或患者的生理参数被确定时，能量传送装置可根据由确定装置基于所述参数确定的单位时间的传送速率而传送用于消耗和储存的能量。确定装置也可基于所述参数确定能量传送总量。
[0390] －当检测到在由内部能量接收器接收的能量总量与消耗和/或储存的能量总量之间存在差异且检测到的差值与涉及所述能量平衡的至少一个测得电参数的对时间的积分相关时，确定装置确定所述积分用于涉及能量平衡的监控电压和/或电流。
[0391] －当与能量消耗和/或储存量相关的测得电参数的对时间的微分被确定时，确定装置确定所述微分用于涉及能量平衡的监控电压和/或电流。
[0392] －能量传送装置包括被置于人体之外的线圈，设置电路而通过电脉冲致动外部线圈以传送无线能量。电脉冲具有前沿和后沿，且电路适于改变在连续的前沿与后沿之间的第一时间间隔和/或在电脉冲的连续的后沿与前沿之间的第二时间间隔，从而改变被传送无线能量的功率。结果，接收被传送无线能量的能量接收器具有变化的功率。
[0393] －电路适于传输的电脉冲除第一和/或第二时间间隔变化以外保持不变。
[0394] －电路具有时间常数，并适于仅在第一时间常数的范围内改变第一和第二时间间隔，使得当第一和/或第二时间间隔的长度改变时，线圈上被传送的功率改变。
[0395] －电路适于传输的电脉冲将仅通过改变电脉冲的连续的前沿和后沿之间的第一时间间隔长度而改变。
[0396] －电路适于在一行中供应包括两个或更多个电脉冲的序列，该序列在脉冲序列起始处具有第一电脉冲并在脉冲序列结束处具有第二电脉冲。
[0397] －在连续的第一脉冲序列的第二电脉冲的后沿与第二脉冲序列的第一电脉冲的前沿之间的第二时间间隔长度通过第一电路改变。
[0398] －电路适于提供的电脉冲作为脉冲具有大致恒定的高度和/或幅度和/或强度和/或电压和/或电流和/或频率。
[0399] －电路具有时间常数，并适于仅在第一时间常数的范围内改变第一和第二时间间隔，使得当第一和/或第二时间间隔的长度改变时，第一线圈上被传送的功率改变。
[0400] －电路适于提供的电脉冲仅在包括第一时间常数的范围内或相比于第一时间常数的量级而与第一时间常数相对较近定位的范围内改变第一和/或第二时间间隔的长度。
[0401] 虽然本发明已经结合目前被认为最实用和最优选的实施例进行描述，不过应理解，本发明不限于所公开的实施例，而是相反，本发明意在涵盖在所附
权利要求书的精神和范围内所包括的各种修改和等同方案。
