本發(fā)明涉及在人體或者動物體中的植入式閉塞系統(tǒng)。

背景技術(shù)：

如何通過能夠植入患者體內(nèi)的閉塞系統(tǒng)使解剖導(dǎo)管閉塞是眾所周知的。

解剖導(dǎo)管的閉塞通過利用流體填充的能夠膨脹的套管來確保，該能夠膨脹的套管根據(jù)能夠膨脹的套管中的流體的體積對待被閉塞的部分施加或多或少的強壓。

例如，各種人工尿道括約肌就是基于在尿道上施加壓力的這種原理的。在已知的產(chǎn)品當(dāng)中，可能會提到由美國醫(yī)療系統(tǒng)銷售的稱為ams800的植入物，要不然可能會提到由zephyr銷售的稱為zsi375的植入物。相同的原理被發(fā)現(xiàn)在其他類型的應(yīng)用中，其他類型的應(yīng)用例如包括圍繞胃部放置的能夠膨脹的套管的胃環(huán)。

利用流體填充的能夠膨脹的套管可以以不同的形式例如完全或部分地圍繞待被閉塞的導(dǎo)管而制成，并且可以利用不同的生物相容性材料例如植入式硅膠、植入式聚氨酯等形成。

在要求用于閉塞解剖部分的能夠膨脹的套管中的流體的注入和抽吸例如對于人工尿道括約肌ams800和zsi375來說可以被手動地或被動地實現(xiàn)，或者對于更先進(jìn)的植入物來說可以被自動地和主動地(例如來自電源)實現(xiàn)。

為了允許調(diào)節(jié)施加在待被閉塞的導(dǎo)管上的壓力，能夠膨脹的套管與連接至致動器的流體儲存部流體連接，該致動器被構(gòu)造成用于將流體從儲存部注入到套管(以便增加施加在解剖導(dǎo)管上的壓力)或從套管注入到儲存部(以便減小施加在解剖導(dǎo)管上的壓力)。能夠膨脹的套管、儲存部以及能夠膨脹的套管與儲存部之間的流體連接部整體形成流體回路。

在這種閉塞系統(tǒng)中，可能需要測量能夠膨脹的套管中的壓力或流體回路的另一點中的壓力，例如以便在致動器無效時檢查壓力，或者進(jìn)一步用于控制由所述致動器產(chǎn)生的壓力。

因此，文獻(xiàn)ep1584303公開了使用植入在閉塞套管上的壓力傳感器。然而，這種解決方案不能在工業(yè)上實現(xiàn)，因為它引起了傳感器的集成、外廓尺寸、密封和生物相容性的問題。

為此，存在不同類型的壓力傳感器。

在植入式系統(tǒng)中可以考慮的傳感器當(dāng)中，可以使用基于與流體接觸的柔性膜片的壓力傳感器。然而，這些傳感器必須具有隨時間穩(wěn)定的生物相容性，并且需要確保傳感器的完美密封，以便避免流體或濕氣滲透到傳感器或相關(guān)的電子裝置中。

該問題的解決方案可以是使用包括確保系統(tǒng)的密封的柔性金屬膜片的壓力傳感器。然而，這種傳感器具有多個缺點。一方面，由于傳感器的金屬膜片是薄的，所以制造方法可能是精細(xì)的。實際上，由于膜片上的焊接的熱效應(yīng)而引起的機械應(yīng)力會對膜片的剛度產(chǎn)生影響，這可能導(dǎo)致膜片的機械性能的顯著差異。此外，嚴(yán)格來說，這種類型的傳感器通常通過與壓力傳感器接觸的不可壓縮的流體密封和填充。因此，用于組裝系統(tǒng)的不同部分(由數(shù)十個元件組成)的方法是靖細(xì)的且昂貴的。最后，當(dāng)植入該系統(tǒng)時，植入物的不同元件周圍的纖維化可能導(dǎo)致膜片的剛度的變化，并因此導(dǎo)致測量值隨時間而偏移。

要解決的另一個問題是能夠通過消耗最少的能量對解剖導(dǎo)管施加限定的和具體的壓力。

一個簡單的解決方案是使用基于所測量的閉塞壓力的系統(tǒng)。在用于測量閉塞壓力的裝置當(dāng)中，可能會提到通過合適的傳感器直接測量流體回路中的壓力的系統(tǒng)，要不然可能會提到例如從通過如文獻(xiàn)us8,585,580中描述的致動器消耗的電流來間接地測量壓力的系統(tǒng)。

然而，已通過體內(nèi)測試[1]證明，流體回路中的壓力在閉塞期間顯著且永久地變化。至于基于壓力調(diào)節(jié)的系統(tǒng)，該系統(tǒng)具有準(zhǔn)永久地驅(qū)使致動器以便使給定設(shè)定值的壓力保持穩(wěn)定的作用，其結(jié)果是導(dǎo)致系統(tǒng)的過度電力消耗。

已提出了其它原理，例如文獻(xiàn)us8,585,580提出了一種將流體轉(zhuǎn)移到能夠膨脹的套管直到所測量的壓力超過所限定的閾值的系統(tǒng)。該解決方案具有關(guān)于所施加的閉塞壓力不是非常準(zhǔn)確的缺點。實際上，在閉塞階段期間，壓力會被顯著地增加，然后由于組織的放松和閉塞裝置的放松而減小。因此，提供給與待被閉塞的解剖導(dǎo)管接觸的閉塞裝置的流體通常不足以產(chǎn)生所希望的壓力。

此外，這種傳感器的外廓尺寸也引起了問題，在植入式系統(tǒng)必須具有盡可能減小的尺寸并且所述系統(tǒng)進(jìn)一步包括流體轉(zhuǎn)移裝置的情況下，流體輸送裝置的體積可能是很大的并且流體轉(zhuǎn)移裝置的電池也體現(xiàn)了植入式系統(tǒng)的大部分體積。由于所述傳感器的外廓尺寸，因此將這種傳感器集成到該系統(tǒng)中可能是困難的。另外，由于這種類型的傳感器必須與外部接觸以便壓力測量以及與內(nèi)部接觸以便與電子模塊通信，因此需要應(yīng)用可靠的并且氣密的制造工藝?yán)缂す夂附?，這可能是生產(chǎn)階段的限制。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明的目的是設(shè)計一種能夠除去現(xiàn)有系統(tǒng)的缺點的植入式閉塞系統(tǒng)。具體來講，該系統(tǒng)應(yīng)當(dāng)允許可靠地測量套管中的壓力，同時是生物相容性的、被密封的以及使植入式系統(tǒng)的外廓尺寸(encombrement)和調(diào)節(jié)該壓力所需的能量消耗最小化。優(yōu)選地，所述系統(tǒng)還應(yīng)允許控制套管中的壓力。

為此，提出了能夠植入人體或動物體中的閉塞系統(tǒng)，該閉塞系統(tǒng)包括：

-流體回路，該流體回路包括：

●含有可變體積的流體的能夠膨脹的閉塞套管，該能夠膨脹的閉塞套管旨在圍繞待被閉塞的自然導(dǎo)管的至少一部分，

●利用流體填充的具有可變體積的儲存部，該儲存部包括固定部分和可動部分，

●在儲存部和閉塞套管之間的流體連接部，

-致動器，該致動器與儲存部的可動部分機械地連接，以便使所述可動部分相對于固定部分線性地移位，從而調(diào)節(jié)儲存部的體積，

致動器和具有可變體積的儲存部被布置在含有氣體的密封殼體中。

根據(jù)本發(fā)明，所述系統(tǒng)進(jìn)一步包括：

-布置在殼體中的傳感器，該傳感器被機械地連接至致動器和/或儲存部的可動部分，該傳感器被布置成測量在儲存部的可動部分的移位方向上的牽引力和/或壓縮力，所述被測量的力至少由以下產(chǎn)生：

●施加在具有可變體積的儲存部的可動部分上的、與流體回路中的壓力相關(guān)的標(biāo)記為foccl的力，和

●施加在具有可變體積的儲存部的可動部分上的、與殼體中的壓力相關(guān)的標(biāo)記為f殼體的力，

-用于測量流體回路中的流體壓力的裝置，該裝置包括處理單元，該處理單元被配置成從至少將由所述傳感器測量的力、儲存部的可動部分的有效壓力表面積、以及施加在具有可變體積的儲存部的可動部分上的與殼體中的氣體壓力相關(guān)的力f殼體考慮在內(nèi)的計算來確定所述流體壓力。

該系統(tǒng)具有以下優(yōu)點：一方面在于，傳感器被布置在殼體中，這允許在沒有任何遠(yuǎn)程元件(外殼外部)的情況下測量壓力并因此避免了離開殼體的復(fù)雜連接部的應(yīng)用和必須被確保的密封。此外，生物相容性由殼體來確保，因此在傳感器的設(shè)計方面不會產(chǎn)生任何具體的限制。最后，當(dāng)傳感器集成到套管的加壓系統(tǒng)時，所需的外廓尺寸是最小的。

根據(jù)優(yōu)選的實施例，該系統(tǒng)進(jìn)一步包括用于通過儲存部的體積來控制流體回路中的流體壓力的裝置，包括：

●記憶器，流體回路中的壓力和所述儲存部的體積之間的關(guān)系被記錄在該記憶器中，

●處理單元，該處理單元被構(gòu)造成用于：

-接收在流體回路中的流體壓力設(shè)定值，

-從記錄在記憶器中的、儲存部中的壓力和儲存部的體積之間的關(guān)系來確定能夠獲得壓力設(shè)定值而采用的儲存部的體積，

-如果需要，控制致動器以便使儲存部的可動部分移位到限定所述已確定的體積的位置處，

●校準(zhǔn)單元，校準(zhǔn)單元被構(gòu)造成用于：

(a)當(dāng)患者處于已確定的情況時，控制致動器以使儲存部的可動部分移位到多個已確定的位置處，每個位置限定儲存部的已確定的體積，

(b)針對每個所述位置：

-通過用于測量流體回路中的流體壓力的所述裝置來測量流體回路中的流體壓力，

-通過記錄在用于儲存部的各自體積的流體回路中測量的所述流體壓力來更新記憶器。

根據(jù)一個實施例，傳感器能夠測量在儲存部的可動部分的移位方向上的牽引力和壓縮力。

根據(jù)另一個實施例，傳感器能夠僅測量在儲存部的可動部分的移位方向上的壓縮力；在這種情況下，該系統(tǒng)進(jìn)一步包括預(yù)應(yīng)力裝置，該預(yù)應(yīng)力裝置被布置成在所述傳感器上施加已確定的壓縮預(yù)應(yīng)力。

在這種情況下，處理單元被配置成將所述預(yù)應(yīng)力考慮在內(nèi)，以便確定流體回路中的流體壓力。

應(yīng)力裝置有利地包括至少一個壓縮彈簧、牽引彈簧和/或彈性襯墊。

根據(jù)一個實施例，具有可變體積的儲存部的可動部分包括驅(qū)動系統(tǒng)，該驅(qū)動系統(tǒng)與可動壁和可變形的波紋管連接，該波紋管根據(jù)所述可動壁的位置而延伸以及被壓縮。

在這種情況下，處理單元有利地被配置成將所述波紋管的剛度考慮在內(nèi)，以便確定流體回路中的流體壓力。

在有利的實施例中，驅(qū)動系統(tǒng)包括螺桿和螺母，該螺桿被固定至可動壁，該螺母與螺桿連接并且能在通過致動器的驅(qū)動動作的作用下繞螺桿的軸線在雙重作用滾珠抵接件(butéeàbilles)上旋轉(zhuǎn)地移動，螺母與螺桿連接，以便螺母的旋轉(zhuǎn)在可動部分的移位方向上僅平移驅(qū)動螺桿；此外，傳感器被布置在所述滾珠抵接件中，以便測量在儲存部的可動部分的移位方向上的至少一個牽引力和至少一個壓縮力。

根據(jù)另一個實施例，具有可變體積的儲存部的可動部分包括與滾動膜片連接的驅(qū)動系統(tǒng)。

根據(jù)另一個實施例，具有可變體積的儲存部包括形成儲存部的固定部分的圓柱體和在圓柱體中滑動的、形成所述儲存部的可動部分的活塞。

有利地，致動器選自壓電致動器、電磁致動器、電活性聚合物和形狀記憶合金。

根據(jù)本發(fā)明的一個實施例，該系統(tǒng)進(jìn)一步包括氣體壓力傳感器，該氣體壓力傳感器被布置在殼體中以便測量殼體中的氣體壓力，處理單元被配置成在確定力f殼體時將所述被測量的氣體壓力考慮在內(nèi)。

有利地，具有可變體積的儲存部的壁由殼體的壁形成，該壁包括可穿孔的穿刺端口。

有利地，該系統(tǒng)進(jìn)一步包括用于在流體回路中的應(yīng)力超過確定閾值時減小所述應(yīng)力的裝置。

根據(jù)優(yōu)選的實施例，該系統(tǒng)進(jìn)一步包括加速器，處理單元被配置成從加速器的測量數(shù)據(jù)來確定患者是否處于已確定的情況。

更有利地，用于測量壓力的裝置被配置成用于在調(diào)節(jié)儲存部的體積時測量流體壓力并且用于檢查所述被測量的值與預(yù)期值之間的匹配性。

根據(jù)本發(fā)明的優(yōu)選的實施例，該系統(tǒng)是人工尿道括約肌。

根據(jù)一個實施例，處理單元被配置成用于計算流體回路中的相對流體壓力，所述相對壓力等于在流體回路中確定的流體壓力和施加在患者上的大氣壓力之間的差。

根據(jù)一個實施例，該系統(tǒng)進(jìn)一步包括旨在放置在患者的身體外部并且包括適于測量施加在患者上的大氣壓力的氣壓傳感器的裝置，所述裝置能夠?qū)⑺鰤毫y量值傳送到處理單元，以便計算流體回路中的所述相對流體壓力。

替代性地，處理單元被配置成從流體回路中的壓力以及從流體回路中的流體在套管的給定致動構(gòu)造中的已知相對壓力來確定施加在患者上的大氣壓力。

附圖說明

通過下述參照附圖給出的詳細(xì)說明，本發(fā)明的其它特征和優(yōu)點將變得顯而易見，在附圖中：

-圖1為植入式閉塞系統(tǒng)的整體視圖，

-圖2為根據(jù)本發(fā)明的第一實施例的植入式閉塞系統(tǒng)的殼體的內(nèi)部的截面圖，

-圖3為根據(jù)本發(fā)明的第二實施例的植入式閉塞系統(tǒng)的殼體的截面圖，

-圖4為根據(jù)本發(fā)明第三實施例的植入式閉塞系統(tǒng)的殼體的截面圖，

-圖5為根據(jù)本發(fā)明的第四實施例的植入式閉塞系統(tǒng)的殼體的內(nèi)部的截面圖，

-圖6為示出了在存在預(yù)應(yīng)力的情況下可以由壓縮或牽引力傳感器測量的不同力的示意圖，

-圖7為示出了在沒有任何預(yù)應(yīng)力的情況下可以由壓縮和牽引力傳感器測量的不同力的示意圖，

-圖8為示出了流體回路中的壓力根據(jù)注入到閉塞套管中的體積而變化的曲線圖，

-圖9為示出在校準(zhǔn)過程中流體回路中的壓力相對于不同體積的流體注入到閉塞套管中的所用的時間而變化的曲線圖。

-圖10為根據(jù)本發(fā)明的第五實施例的植入式閉塞系統(tǒng)的殼體的截面圖。

-圖11為圖10的系統(tǒng)的力傳感器和致動器的截面圖，圖11示出了被測量的力。

具體實施方式

植入式閉塞系統(tǒng)的概述

參考圖1，閉塞系統(tǒng)包括含有可變體積的流體的能夠膨脹的閉塞套管3以及利用流體填充的具有可變體積的儲存部5(示出在圖2至5中)，能夠膨脹的閉塞套管3旨在圍繞待被閉塞的自然導(dǎo)管(未示出)的至少一個部分。

閉塞套管可以由生物相容的彈性體(參見例如文獻(xiàn)us4222377、ca1248303或us4408597)制成。

所述儲存部包括固定部分和可動部分，可動部分的移位改變了儲存部的體積。

為此，閉塞系統(tǒng)包括與儲存部的可動部分機械連接的致動器，以便使所述可動部分相對于固定部分線性地移位，從而調(diào)節(jié)儲存部的體積。致動器可以尤其包括電磁馬達(dá)和減速器。致動器由用于控制套管的壓力的裝置控制，這將在下文進(jìn)行詳細(xì)描述。

對于儲存部的每個體積，可動部分具有已知的有效壓力表面積，該有效壓力表面積根據(jù)實施例可以是恒定的或可變的。

閉塞系統(tǒng)進(jìn)一步包括在儲存部5和閉塞套管3之間的流體連接部2(通常是管子)。

因此，儲存部5的體積變化導(dǎo)致套管3中的流體的添加或抽出，從而增加或減小施加在由套管圍繞的導(dǎo)管上的壓縮力。

利用可變體積的儲存部、閉塞套管和流體連接部形成的組件在下面的描述中被稱為流體回路。

除了用于控制閉塞套管的壓力的裝置之外，植入式系統(tǒng)還包括一個或多個電子模塊，該電子模塊給出了產(chǎn)生所有所需功能的可能性。植入式系統(tǒng)進(jìn)一步包括可再充電的電源或不包括可再充電的電源，以使得系統(tǒng)能夠被供電。在特定的構(gòu)造中，電源在人體外部并且以無線方式向植入式系統(tǒng)傳輸能量。

具有可變體積的儲存部、致動器以及所述電子模塊、和電源(如果需要的話)被布置在旨在植入患者體內(nèi)的殼體1中。殼體1包含氣體例如空氣，所述殼體必須被密封，以避免流體或氣體從體內(nèi)介質(zhì)或到體內(nèi)介質(zhì)的任何轉(zhuǎn)移。殼體是生物相容性材料的，并且可以例如由能夠植入的鈦制成并通過激光焊接來密封。密封的檢查尤其可以通過氦氣(例如，小于10^-9mbar.l/s的泄漏速率的氦氣)來實現(xiàn)，以確保在該裝置被植入的期間殼體的完全密封。

根據(jù)特定的實施例，殼體可以包含氣體壓力傳感器，其功能將在下文描述。

有利地，殼體1在界定具有可變體積的儲存部的壁中包括穿刺端口4，穿刺端口可以利用針穿孔并且在抽出針后能夠密封地閉合，從而允許儲存部的流體的注入或抽出。

殼體還包含與致動器和/或具有可變體積的儲存部的可動壁機械連接的傳感器，該傳感器可以測量在儲存部的可動部分的移位方向上的壓縮和/或牽引力。

在適用于這種用途的傳感器中，可能會提到以下傳感器，例如：

-基于一個或數(shù)個應(yīng)變儀(這種應(yīng)變儀允許測量牽引力和壓縮力)的傳感器；

-一個或數(shù)個由interlink電子公司銷售的測量壓縮力的fsr^tm型傳感器(“力敏電阻”的首字母縮略詞)；和/或

-一個或數(shù)個與允許測量力的機構(gòu)連接的壓力傳感器。例如，可能會提到液壓傳感器，該液壓傳感器被結(jié)合有充滿流體的袋部并被布置成測量預(yù)定表面上的壓力，從而使得能夠推斷出施加到測量表面的力。

該系統(tǒng)可進(jìn)一步包括允許測量患者周圍環(huán)境中的大氣壓力的裝置。能夠測量施加在患者的身體上的當(dāng)前大氣壓力的氣壓傳感器可以例如被布置在由患者承載的外部裝置中。該測量值可以通過無線鏈路傳輸?shù)讲贾迷谥踩胧綒んw中的控制裝置。

具有可變體積的儲存部

根據(jù)優(yōu)選的實施例，具有可變體積的儲存部包括組裝在殼體中的波紋管，該波紋管和殼體例如由植入式鈦制成。具有可變體積的儲存部然后由波紋管(充當(dāng)可動部分)、殼體的壁和與殼體的所述壁一起充當(dāng)固定部分的罩構(gòu)成。儲存部進(jìn)一步包括允許流體從儲存部的外部轉(zhuǎn)移并且轉(zhuǎn)移到儲存部的外部的孔。

利用金屬波紋管來產(chǎn)生具有可變體積的儲存部的功能對于本領(lǐng)域技術(shù)人員來說已知的(參見例如文獻(xiàn)us4581018)。這種波紋管例如由servometer和witzenmann銷售。

波紋管具有的優(yōu)點是確保植入物的完全密封，同時允許可動壁的移動。在波紋管的整個行程范圍內(nèi)，其有效的壓力表面積可以被認(rèn)為是恒定的。

然而，在裝置的設(shè)計中應(yīng)考慮波紋管的機械剛度，波紋管的機械剛度可能影響裝置的性能(對發(fā)電量、力的方向等的影響)。下面將詳細(xì)描述如何將該參數(shù)考慮在內(nèi)。

然而，本發(fā)明并不限于使用波紋管來形成具有可變體積的儲存部。因此，本領(lǐng)域技術(shù)人員可以應(yīng)用被認(rèn)為沒有任何機械剛度的活塞或滾動膜片來生產(chǎn)具有可變體積的儲存部。在這種情況下，與波紋管的情況不同，在計算壓力時，剛度將被視為零或可忽略不計。

儲存部的可動部分具有有效壓力表面積，該有效壓力表面積根據(jù)儲存部的實施例可以是恒定的或可變的。

就波紋管來說，有效壓力表面積被認(rèn)為是恒定的并且由制造商給出。對于滾動膜片來說，有效壓力表面積根據(jù)滾動膜片的位置而變化并且由制造商針對不同的行程值給出，

就在圓柱體中沒有任何摩擦而滑動的活塞來說，有效壓力表面積等于活塞的前表面積。

致動器

致動器可以選自任何的機電系統(tǒng)，該機電系統(tǒng)允許電能轉(zhuǎn)換成具有所需動力的機械運動，以使得具有可變體積的儲存部的可動部分能夠以所需的速度和力進(jìn)行移位。例如，在本領(lǐng)域技術(shù)人員已知的致動器當(dāng)中，可能會提到壓電致動器、與減速器連接或者不連接的具有或不具有電刷的電磁馬達(dá)(至于無電刷馬達(dá)，無電刷馬達(dá)可以由2極或4極組成)、電活性聚合物或形狀記憶合金。

圖2示出了本發(fā)明的一個實施例并且描繪了殼體1的內(nèi)部的一部分的截面圖。

具有可變體積的儲存部5包括可動部分，該可動部分在該實施例中為波紋管9。

波紋管具有通過居間的輪(l’intermédiaired’unenoix)10與驅(qū)動螺桿17連接的凸緣6，該螺母被固定至凸緣6并且具有與螺桿17的外螺紋配合的內(nèi)螺紋。

儲存部由殼體1的壁的一部分和波紋管9的一部分界定。

此外，殼體1的壁包括穿刺端口4，該穿刺端口可以被針穿孔以便從儲存部中添加或抽出流體。

儲存部5進(jìn)一步包括確保與閉塞套管(未示出)進(jìn)行流體連接的管狀的連接部7。

殼體1進(jìn)一步包括致動器，該致動器包括與減速器8連接的馬達(dá)13。連接器9在控制裝置根據(jù)是否需要增大或減小儲存部的體積來在一個方向或另一個方向發(fā)送用于操作馬達(dá)的命令時允許馬達(dá)13被供電。

減速器與齒輪18連接，齒輪本身與驅(qū)動螺桿17連接，以便將馬達(dá)13的軸的轉(zhuǎn)矩和旋轉(zhuǎn)傳遞到驅(qū)動螺桿17。螺桿17的旋轉(zhuǎn)然后平移驅(qū)動居間的輪10，這具有使凸緣6沿著與螺桿17的軸線平行的方向平移移位的作用，凸緣6的移位方向取決于馬達(dá)13的旋轉(zhuǎn)的方向。

圍繞儲存部5的殼體的內(nèi)部空間11利用氣體填充。

因此，儲存部5的體積變化具有改變內(nèi)部體積11并因此改變所述體積11中的氣體的壓力的作用。

氣體壓力傳感器(未示出)可以可選地布置在體積11中，以便測量該體積中的壓力。

齒輪18通過滾珠軸承16被容納在塊體15中，滾珠軸承使得齒輪能夠在塊體15中旋轉(zhuǎn)。當(dāng)齒輪18被固定至驅(qū)動螺桿17時，塊體15通過螺桿17在殼體內(nèi)被平移驅(qū)動。襯墊20從殼體1的壁與螺桿17的旋轉(zhuǎn)軸線平行地延伸，該襯墊能夠引導(dǎo)塊體15的平移。

力傳感器面向與儲存部5相對的塊體15的表面而被連接在殼體的壁上。標(biāo)記19是指允許將傳感器的測量數(shù)據(jù)發(fā)送到用于測量和控制壓力的裝置的連接器。

在該實施例中，力傳感器21僅測量壓縮力。

然而，為了使得能夠測量牽引力，該系統(tǒng)包括在力傳感器上施加確定的壓縮力的預(yù)應(yīng)力裝置14。這種預(yù)應(yīng)力裝置因此使力傳感器上產(chǎn)生“偏移”，這使得能夠測量牽引力和壓縮力。

所述預(yù)應(yīng)力裝置可以包括一個或數(shù)個與引導(dǎo)襯墊20配合并且插入在各自的調(diào)節(jié)螺桿的頭部和塊體15之間的調(diào)節(jié)螺桿，壓縮彈簧，拉伸彈簧和/或彈性襯墊。

如被觀察到的，力傳感器與套管加壓系統(tǒng)的集成特別緊湊，因此不會對植入式系統(tǒng)的外廓尺寸造成不利后果。

圖3示出了本發(fā)明的另一實施例并描述了殼體1的內(nèi)部的一部分的截面圖。

與圖2具有相同的附圖標(biāo)記的元件實現(xiàn)相同的功能并因此將不再進(jìn)行描述。

在該實施例中，力傳感器22可以例如基于通過應(yīng)變儀得到的測量值。傳感器22被連接在塊體15上和在與儲存部相對的一側(cè)上面向所述塊體的殼體壁上。力傳感器22能夠測量壓縮力和牽引力。圖2的實施例的預(yù)應(yīng)力裝置在這種情況下是不需要的。

圖4示出了本發(fā)明的一個實施例并且描繪了殼體1的內(nèi)部的一部分的截面圖。

在本實施例中，儲存部5的可動部分不是波紋管，而是滾動膜片27。如圖2中的，力傳感器21僅測量壓縮力并因此與預(yù)應(yīng)力裝置14連接。

圖5示出了本發(fā)明的另一實施例并描繪了殼體1的內(nèi)部的一部分的截面圖。

與圖2具有相同的附圖標(biāo)記的元件實現(xiàn)相同的功能并因此將不再進(jìn)行描述。

在該實施例中，力傳感器22可以例如基于通過應(yīng)變儀得到的測量值。力傳感器可以被集成在帶內(nèi)螺紋的居間的輪10和凸緣6之間。帶內(nèi)螺紋的居間的輪10和力傳感器22也可以形成單個的且完整的組件，該組件將應(yīng)變儀和帶內(nèi)螺紋的部分集成在一起，從而實現(xiàn)力測量和通過驅(qū)動螺桿17進(jìn)行驅(qū)動。力傳感器22能夠測量壓縮力和牽引力。圖2的實施例的預(yù)應(yīng)力裝置在這種情況下是不需要的。

圖10示出了本發(fā)明的另一實施例并且示出了殼體1的內(nèi)部的一部分的截面圖。

具有與圖2相同的附圖標(biāo)記的元件實現(xiàn)相同的功能，并因此將不再進(jìn)行描述。

在該實施例中，螺桿17被固定至波紋管9的可動凸緣6并且不旋轉(zhuǎn)。波紋管9的上部可動部分6的線性運動是通過螺母10的旋轉(zhuǎn)完成的，螺母的旋轉(zhuǎn)線性地驅(qū)動螺桿17。螺母10被固定至由減速器8驅(qū)動的齒輪18上。螺母10被布置成使得僅允許繞螺桿17的軸線的旋轉(zhuǎn)。為此，雙重作用的滾珠抵接件利用滾珠16而被布置在力傳感器22上，該滾珠允許螺母10轉(zhuǎn)動并支撐沿著螺桿17的軸線所遭受的力。施加在螺母10上的力與在其它構(gòu)造中所施加的力相同。

圖11示出了由力傳感器22所遭受的并且測量的主要力，目的在于從該主要力推斷出流體回路中的壓力。為了測量沿著螺桿17的軸線的兩個方向上的力，力傳感器22被集成到滾珠抵接件16中，以便能夠測量兩個方向上的力。支撐件29給出了保持力傳感器21的可能性。在該實施例中，力23、25和26通過集成到驅(qū)動螺母10中的滾珠抵接件16處的力傳感器來測量。在這種情況下，力傳感器可以是包括應(yīng)變儀的傳感器，該應(yīng)變儀放置成測量沿著螺桿17的軸線的兩個方向上的力，該螺桿被固定到波紋管9的凸緣6。

圖10和圖11中所示的實施例與其他實施例相比，具有允許空間增大的優(yōu)點并且對于相同尺寸的植入物來說給出了獲得更大的波紋管的行程的可能性。此外，機械集成更簡單。

確定閉塞系統(tǒng)的流體回路中的壓力

流體回路中的壓力被間接確定。如在前文中所指出的，壓力傳感器在可變體積的儲存部的壁之一上或在流體回路的部分之一上的集成將是限制并且會具有多個缺點。

代替這種傳感器，本發(fā)明使用具有可變體積的儲存部的可動部分來間接測量閉塞系統(tǒng)的流體回路中的壓力。

因此，植入式系統(tǒng)包括用于測量流體回路中的流體壓力的裝置，該裝置包括所述力傳感器和與所述傳感器連接的處理單元(例如微處理器)。處理單元考慮到了由所述傳感器獲取的力測量值以及系統(tǒng)的其它機械參數(shù)、物理參數(shù)和尺寸參數(shù)，以確定流體回路中的流體壓力。

為了測量流體回路中的相對壓力，可以在由患者承載的外部裝置中布置允許測量當(dāng)前大氣壓力的傳感器(例如氣壓傳感器)，以便將大氣壓力關(guān)于高度和/或天氣條件的變化考慮在內(nèi)。

當(dāng)在確定條件下確保了使流體回路中的壓力等于已知的相對壓力(例如，用于儲存部的可動部分的特定位置的零相對壓力)時，另一實施例可以基于直接從流體回路得到當(dāng)前大氣壓力的測量值。

然后在下面描述的兩個實施例中將大氣壓力的測量值考慮在內(nèi)，以便從如下文所述的絕對壓力的測量值推斷出相對壓力。

下文的描述基于僅測量壓縮力(不是牽引力)的力傳感器。相同的原理可以被應(yīng)用于測量壓縮力和牽引力的力傳感器。在這種情況下，沒有預(yù)應(yīng)力系統(tǒng)也允許產(chǎn)生力的“偏移”，以便測量壓縮力和牽引力。

圖6示出了在圖2的實施例的范圍內(nèi)的、由力傳感器測量的不同的力：

-標(biāo)記23是指相對于流體回路中的壓力的力；

-標(biāo)記24是指預(yù)應(yīng)力；

-標(biāo)記25是指與波紋管的剛度相關(guān)的力；

-標(biāo)記26是指與殼體中的氣體壓力相關(guān)的力。

圖7示出了在圖5的實施例的范圍內(nèi)的、由放置在帶內(nèi)螺紋的居間的輪10和可動壁6處的力傳感器測量的不同的力：

-標(biāo)記23是指相對于流體回路中的壓力的力；

-標(biāo)記25是指與波紋管的剛度相關(guān)的力；

-標(biāo)記26是指與殼體中的氣體壓力相關(guān)的力。

為了推斷出流體回路中的壓力p1，考慮的參數(shù)如下：

seff：具有可變體積的儲存部的可動部分的有效壓力表面積(如上文所述，該表面積根據(jù)系統(tǒng)的構(gòu)造可以是固定的或可變的)；

fprec：由預(yù)應(yīng)力系統(tǒng)產(chǎn)生的力；

k：與具有可變體積的儲存部(例如波紋管的情況)相關(guān)的剛度，該剛度在具有可變體積的儲存部的某些構(gòu)造(在具有滾動膜片或活塞的系統(tǒng)的情況下)可以被忽略；

i：具有可變體積的儲存部的可動部分相對于參考位置的相對位置，

f損失：當(dāng)力被傳遞到力傳感器上時與不同的機械部件的摩擦相關(guān)的機械損失。

f傳感器：由力傳感器測量的力。

p殼體：植入式氣密殼體中含有的氣體的壓力，所述壓力可以從可動部分相對于其參考位置的位置和從可動部分的有效壓力表面積推斷得出，或者可以由放置在殼體中(可選)的氣體壓力傳感器測量得出。

從這些元素可以推斷出施加在具有可變體積的儲存部的可動壁上的多個力：

foccl：與閉塞系統(tǒng)的流體回路中的壓力相關(guān)的、在具有可變體積的儲存部的可動部分上減小的(正或負(fù))力；

f殼體：與植入式氣密殼體中的壓力相關(guān)的、在具有可變體積的儲存部的可動部分上減小的(正或負(fù))力；

f壁：與可變體積的儲存部的可動部分的位置和剛度相關(guān)的力。

因此，認(rèn)為，殼體中的氣體壓力是從可動部分相對于其參考位置的位置和由可動部分的有效壓力表面積來推斷出的。

力傳感器上的力的平衡通過以下方式表達(dá)：

f傳感器＝foccl+fprec-f壁-f殼體-f損失

其中：

foccl＝p·seff

f壁＝k·i

其中，pinit和vinit是常數(shù)，分別對應(yīng)于殼體被氣密密封時殼體中的初始壓力和初始?xì)怏w體積。

pinit可以例如等于殼體被氣密密封時的大氣壓力。

由預(yù)應(yīng)力裝置產(chǎn)生的力允許在力傳感器上產(chǎn)生“偏移”，這使得能夠測量正力和負(fù)力。

f殼體力是從可動壁相對于其起點的位置和從可動壁的有效壓力表面積推斷出的。在這種情況下，認(rèn)為殼體是完全氣密的。也可能呈現(xiàn)殼體的氣體向外而引起的可忽略的損失，該損失在計算力f殼體時可以被忽略或被考慮。最后，力f殼體也可以通過壓力傳感器來直接測量和通過乘以表面積seff來推斷出。

因此，閉塞系統(tǒng)的流體回路的壓力p1可以從以下公式推斷出：

其中，fprec和f損失是已知的常數(shù)。

力fprec可以由預(yù)應(yīng)力彈簧來產(chǎn)生。當(dāng)塊體15的位移非常小時，可以認(rèn)為，彈簧的行程相對于其剛度可被忽略，并且認(rèn)為預(yù)應(yīng)力是恒定的。

fprec被選擇以便能夠在整個希望的測量范圍內(nèi)測量負(fù)壓力和正壓力。

在力傳感器能夠測量壓縮力和牽引力的情況下，移除預(yù)應(yīng)力系統(tǒng)(圖3和圖5中所示的實施例的情況)是可能的。在這種情況下，常數(shù)fprec不被考慮在p1的計算中。

為了推斷出流體回路中的相對壓力p2，施加在患者身體上的當(dāng)前大氣壓力應(yīng)當(dāng)被考慮在內(nèi)。壓力patm的測量可以如之前段落中所述的來實現(xiàn)。

在這種情況下，p2以以下方式計算：

p2＝p1+(pinit-patm)

在優(yōu)選實施例中，殼體被密封成使殼體中的空氣體積最大化(儲存部的可動部分處于初始位置，以便使可變體積的儲存部具有最小體積)。這給出了無論可動壁的位置如何使得殼體中的氣體的壓力總是為正的可能性。

下面的段落示出了根據(jù)本發(fā)明所述的方法測量壓力的兩個示例。

以下兩個示例中所述的裝置具有以下特征：

●seff＝1x10^–3m²

●k＝5n/mm

●fprec＝20n

●vinit＝10x10^–5m³

●pinit＝1000hpa

●patm＝900hpa

●f損失＝0n

在這些示例中，我們已經(jīng)考慮到，殼體密封時的大氣壓力(pinit)不同于測量流體回路中的壓力時施加在患者的身體上的大氣壓力(patm)。

示例1：由根據(jù)圖2所述的實施例的、包括僅測量壓縮力的力傳感器的裝置來測量流體回路中的壓力。

針對i＝0(波紋管的上部位置，對應(yīng)于儲存部的最小體積)，處理單元進(jìn)行以下計算，以測量流體回路中的壓力p1：

例如，針對流體回路中的零相對壓力，力傳感器測量預(yù)應(yīng)力(20n)的壓縮力以及測量與施加在患者的身體上并因此施加在柔性閉塞套管上的大氣壓力(900hpa)和與殼體中的氣體壓力(1000hpa)的差相關(guān)的力，即，由處理單元計算得出值p1：

f傳感器＝20n+seff×(patm-pinit)

f傳感器＝20n+1.10^-3×(90000-100000)＝10n

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-10000+(100000-90000)＝0pa

例如，針對為5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的力為由流體回路中的壓力產(chǎn)生的力foccl(即5n)、預(yù)應(yīng)力的力(即20n)、和與大氣壓力相關(guān)的力(-10n)，即合力為15n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-5000+(100000-90000)＝5kpa。例如，針對為-5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的力為由流體回路中的壓力產(chǎn)生的力foccl(即-5n)、預(yù)應(yīng)力的力(即20n)、和與大氣壓力相關(guān)的力(即-10n)，即合力為5n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-15000+(100000-90000)＝-5kpa

例如，針對i＝4mm(波紋管的低位置，產(chǎn)生殼體中的氣體壓縮力和與波紋管的剛度相關(guān)的返回力)，處理單元進(jìn)行以下計算，以測量流體回路中的壓力：

例如，針對流體回路中的零相對壓力，力傳感器上的力為fprec(20n)、f壁(-20n)、f殼體(-4.167n)和與大氣壓相關(guān)的力(即-10n)，即合力為-14.167n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-10000+(100000-90000)＝0pa

例如，針對為5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的力為foccl(5n)、fprec(20n)、f壁(-20n)、f殼體(-4.167n)和與大氣壓力相關(guān)的力(即-10n)，即合力為-9.167n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-5000+(100000-90000)＝5kpa

例如，針對為–5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的力為foccl(-5n)、fprec(20n)、f壁(-20n)、f殼體(-4.167n)和與大氣壓力相關(guān)的力(即-10n)，即合力為-19.167n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-15000+(100000-90000)＝-5kpa

示例2：通過根據(jù)圖5所述的實施例的包括能夠測量壓縮力和牽引力的力傳感器的裝置來測量流體回路中的壓力。

針對i＝0，處理單元進(jìn)行以下計算，以測量流體回路中的壓力：

例如，針對流體回路中的零相對壓力，力傳感器僅測量與施加在患者的身體上并因此施加在柔性閉塞套管上的大氣壓力(900hpa)和殼體中的氣體壓力(1000hpa)的差相關(guān)的力，其對應(yīng)于-10n的力，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-10000+(100000-90000)＝0pa

例如，針對為5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的僅有的力為由流體回路中的壓力產(chǎn)生的力foccl(即5n)和與大氣壓力相關(guān)的力(即，-10n)，該僅有的力也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-5000+(100000-90000)＝5kpa

例如，針對為-5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的僅有的力為由流體回路中的壓力產(chǎn)生的力foccl(即-5n)和與大氣壓力相關(guān)的力(即，-10n)，該僅有的力也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-15000+(100000-90000)＝-5kpa

針對i＝4mm，處理單元進(jìn)行以下計算，以測量流體回路中的壓力：

例如，針對流體回路中的零相對壓力，力傳感器上的力為f壁(-20n)和f殼體(-4.167n)和與大氣壓力相關(guān)的力(即-10n)，即合力為-34.167n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-10000+(100000-90000)＝0pa

例如，針對為5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的力為foccl(5n)、f壁(-20n)和f殼體(-4.167n)，以及與大氣壓力有關(guān)的力(即，-10n)，即合力為-29.167n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-5000+(100000-90000)＝5kpa

例如，針對為-5kpa的流體回路中的相對壓力，力傳感器上的力為foccl(-5n)、f壁(-20n)和f殼體(-4.167n)，以及與大氣壓力相關(guān)的力(即-10n)，即合力為-39.167n，也就是由處理單元計算得出的值：

流體回路中的相對壓力p2可由以下公式推斷得出：

p2＝p1+(pinit-patm)

p2＝-15000+(100000-90000)＝-5kpa

在上述兩個示例中，假設(shè)的是裝置不包括任何測量殼體中的氣體壓力的壓力傳感器。

在裝置包括測量殼體中的氣體壓力的壓力傳感器的構(gòu)造中，足以利用p傳感器代替該項

其中，p傳感器是氣體壓力傳感器的測量值。

應(yīng)當(dāng)注意，本發(fā)明還可以應(yīng)用于包括具有可變體積的儲存部的裝置，而不存在活塞或滾動膜片型的任何機械剛度。在這種情況下，在計算壓力p1時剛度k被認(rèn)為是零或忽略不計。

閉塞系統(tǒng)的壓力控制

由于該系統(tǒng)的優(yōu)選的目的是控制壓力，所以壓力的閉環(huán)控制首先似乎是用于對閉塞系統(tǒng)進(jìn)行加壓的最佳選擇。然而，閉塞系統(tǒng)中的壓力不僅僅取決于加壓系統(tǒng)。與患者的器官的運動相關(guān)的或與他/她的呼吸相關(guān)的外部作用例如可能產(chǎn)生將通過在前描述的壓力測量系統(tǒng)來測量的壓力。

這可能在壓力的伺服控制期間具有引起致動器的過大應(yīng)力并因此引起太大的電力消耗的作用。實際上，外部壓力可以在閉塞系統(tǒng)的壓力變化期間變化，伺服控制系統(tǒng)將傾向于嘗試并補償這些變化，這將產(chǎn)生致動器的過大應(yīng)力。

為了找到對這個問題的補救措施，本發(fā)明的目的之一是提出一種用于控制加壓系統(tǒng)的壓力的簡單方法。取代在壓力方面控制該系統(tǒng)的是，致動器通過具有可變體積的儲存部的可動部分的位置伺服控制而被控制。知道每個位置處的可動部分的有效壓力表面積，因此其相當(dāng)于閉塞系統(tǒng)的體積伺服控制。

在體外和體內(nèi)進(jìn)行的測試([1])已經(jīng)表明，流體回路中的壓力與注入到閉塞系統(tǒng)中的體積之間的關(guān)系隨時間具有限定的和可重復(fù)的關(guān)系。這在患者的特定條件下即當(dāng)患者是靜止的并且處于已確定的位置(例如四肢伸展或站立)時是正確的。

用于控制流體回路中的流體壓力的裝置尤其包括記錄有流體回路中的壓力與從儲存部注入或注入到儲存部的體積之間的關(guān)系的記憶器、處理單元(可選地與用于測量流體回路中的壓力的裝置的處理單元相同)和校準(zhǔn)單元，校準(zhǔn)單元的操作在下文進(jìn)行描述。

圖8為示出了流體回路中的壓力相對于注入到來自閉塞套管的流體回路中的體積的變化的曲線圖。應(yīng)當(dāng)注意，取決于所述注入的或移除的體積的壓力關(guān)系可能具有滯后現(xiàn)象，即壓力升高期間的壓力曲線可能與壓力下降期間的壓力曲線不同。為了能夠在壓力方面控制系統(tǒng)，加壓系統(tǒng)定期以給定的注入體積進(jìn)行壓力測量。該校準(zhǔn)過程在預(yù)定條件下實施。例如，在人工尿道括約肌的情況下，可以在排尿后幾分鐘以及當(dāng)患者站立并基本上靜止時實現(xiàn)校準(zhǔn)。為此，加壓系統(tǒng)逐漸增加預(yù)定注入體積的壓力并將測量值記錄在位于植入物的記憶器的表中。該校準(zhǔn)過程可以在限定的時間段例如每周執(zhí)行，要不然根據(jù)由醫(yī)生借助于與植入物進(jìn)行無線通信的程序而進(jìn)行的檢查來執(zhí)行。在任何情況下，無論在校準(zhǔn)期間所發(fā)現(xiàn)的患者所在地點的高度和天氣狀況如何，都應(yīng)能夠恢復(fù)當(dāng)前的大氣壓力以便在流體回路中執(zhí)行準(zhǔn)確的壓力測量。

圖9為示出了在校準(zhǔn)過程中流體回路中壓力p2相對于注入到閉塞套管的不同流體體積所用的時間t的變化28的曲線圖。

當(dāng)患者處于四肢伸展位置并且基本上靜止時，可另外執(zhí)行校準(zhǔn)。這給出了記錄將因為植入在患者的不同高度處的植入式殼體和閉塞套管之間的水柱而產(chǎn)生與患者站立時所記錄的壓力值不同的壓力值的可能性。

校準(zhǔn)可以考慮到流體回路中可能存在的滯后現(xiàn)象。在這種情況下，植入物的記憶器包括表，該表包括要被注入的體積的值以便獲得給定的壓力，以及待被抽出的體積的值以便獲得給定的壓力。

在正常工作期間，當(dāng)以給定壓力進(jìn)行加壓的命令被發(fā)送到加壓系統(tǒng)時，與設(shè)定的壓力值對應(yīng)的體積在記憶器的表中被查出并用于將閉塞系統(tǒng)加壓到所希望的壓力。

作為安全步驟，可以在加壓階段期間測量壓力，以確保裝置的正常工作并與預(yù)期的壓力值相匹配。

為了測量患者的運動并確定他/她是否是靜止的，以及為了測量他/她的姿勢并確定他/她是站立的還是四肢伸展的，可以使用加速器。

為了實現(xiàn)相對于閉塞系統(tǒng)中的壓力校準(zhǔn)體積的過程，使用了時鐘。例如，它可能是rtc類型的。

安全系統(tǒng)

在流體回路中的壓力變得非常高并且接近在與流體回路的不同元件的壓力強度相關(guān)的技術(shù)建議中限定的極限的情況下，處理單元可以自動地發(fā)送用于對閉塞套管進(jìn)行減壓的命令。

根據(jù)本發(fā)明的特別有利的實施例，用于致動套管的裝置包括用于減小由流體回路中的太大壓力引起的機械應(yīng)力的構(gòu)件，從而給出使得致動裝置免受惡化的風(fēng)險的可能性。

致動裝置所經(jīng)受的由流體回路中的太大壓力導(dǎo)致的機械應(yīng)力可能變得非常顯著，這可能導(dǎo)致致動裝置的部分中的一個或多個的惡化。加壓系統(tǒng)、管子、套管、壓力傳感器和/或連接器可能會受到這種退化的影響。

為了避免致動裝置的惡化，應(yīng)力減小構(gòu)件被設(shè)計成當(dāng)機械應(yīng)力(流體回路中的壓力)超過已確定的應(yīng)力閾值時用于吸收所述應(yīng)力的一部分，以便減少由致動裝置經(jīng)受的應(yīng)力。

應(yīng)力減小構(gòu)件的尺寸被設(shè)計成使得應(yīng)力降低到對于損壞致動裝置的風(fēng)險來說應(yīng)力太低的水平，同時足夠高以便不能完全釋放由套管施加的壓縮力。

根據(jù)用于減小應(yīng)力所計劃的方法和根據(jù)致動裝置的結(jié)構(gòu)，本領(lǐng)域技術(shù)人員能夠設(shè)計滿足這些條件的構(gòu)件。

根據(jù)一個實施例，應(yīng)力減小構(gòu)件包括膨脹室，該膨脹室被布置在液壓回路中并且當(dāng)流體回路中的壓力超過限定的閾值時被機械地觸發(fā)。這具有將液壓回路的一部分流體朝向膨脹室轉(zhuǎn)移的作用，以便減小液壓回路中的壓力。

替代性地，應(yīng)力減小構(gòu)件可以包括與彈簧系統(tǒng)連接的活塞，彈簧系統(tǒng)具有足夠高的剛度，以便當(dāng)液壓回路中的壓力對應(yīng)于裝置的正常工作壓力時基本上保持固定并且在更高壓力的作用下保持移動。

應(yīng)力減小構(gòu)件可以具有不同的實施例；例如，以非限制性的方式：

-與膨脹室中的彈簧或具體的材料連接的閥；

-由柔性材料制成的液壓回路的部件，該柔性材料具有根據(jù)一定壓力閾值變形的性質(zhì)；

-超過一定壓力閾值或根據(jù)所施加的壓力的可變形膜片；

-具有可變體積的儲存部，該儲存部被設(shè)計成超過一定壓力閾值或根據(jù)所施加的壓力是可變形的；

-致動機構(gòu)，其被設(shè)計成超過一定壓力閾值或根據(jù)所施加的壓力是可變形的。

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