尿道阻断器、尿失禁自动控制系统及其体内机
阅读说明：本技术 尿道阻断器、尿失禁自动控制系统及其体内机 (Urethra blocker, urinary incontinence automatic control system and in-vivo machine thereof ) 是由 吴双宸 于 2019-11-22 设计创作，主要内容包括：一种尿道阻断器、用于控制尿失禁的体内机和尿失禁自动控制系统。尿道阻断器包括C形囊以及位于C形囊外侧的支撑环,所述C形囊与液体连接管相连通,用于通过液体连接管填充以及排出液体以阻断和放松尿道,所述支撑环被构造成在支撑环内的压力高于一阈值时产生弹性变形而张开。(A urethral blocking device, an intrabody device for controlling urinary incontinence and an automatic urinary incontinence control system. The urethral occluder includes a C-shaped balloon communicating with the liquid connection tube for filling and discharging liquid through the liquid connection tube to occlude and relax the urethra, and a support ring located outside the C-shaped balloon and configured to elastically deform to expand when a pressure inside the support ring is above a threshold value.)
技术领域
本公开涉及一种尿道阻断器。本公开还涉及一种包括该尿道阻断器的用于控制尿失禁的体内机以及包括该体内机的尿失禁自动控制系统。
背景技术
尿失禁在老年人群中比较多见，也有一些治疗方法，但仍有大量患者没有有效治疗手段，只能依靠持续导尿或尿垫、尿裤等姑息措施，因而导致患者生活质量的严重下降，同时也给患者的家庭带来极大的困扰。因此临床上需要开发新的尿失禁治疗装置。
临床上已经开发出一种人工尿道***装置，其优点是既能恢复对排尿的控制,又能通过正常尿道排尿,并不影响***和附近组织的解剖结构,病人能获得较好的生活质量。但是，现有的人工尿道***装置也存在一些缺陷。例如，现有的人工尿道***装置可靠性较低，例如其在特定情况下可能会对尿道组织的过度压迫，从而对尿道组织造成损伤。
发明内容
针对现有的人工尿道***装置中的至少一个缺陷，本公开的目的之一是提供一种尿道阻断器，所述尿道阻断器包括C形囊以及位于C形囊外侧的支撑环，所述C形囊与液体连接管相连通，用于通过液体连接管填充以及排出液体以阻断和放松尿道，所述支撑环被构造成在支撑环内的压力高于一阈值时产生弹性变形而张开。
在一种构造中，所述支撑环被构造成在支撑环内的压力小于或等于所述阈值时维持形状不变或回复弹性变形前的原形状。
在一种构造中，所述支撑环被构造成在弹性变形过程中弹力保持恒定。
在一种构造中，所述支撑环由具有超弹性效应的材料制成或者由至少两个弹簧片组合制成，其中所述材料优选为镍钛合金。
在一种构造中，所述支撑环包括依次相连的第一部段、第二部段、第三部段和第四部段，其中所述第二部段和所述第三部段构成了所述支撑环的C形主体部分，所述第一部段从第二部段的一端在与第二部段的弯曲方向相反的方向上弯曲，所述第四部段从第三部段的一端在与第三部段的弯曲方向相反的方向上弯曲，其中所述第一部段和所述第四部段分别从第二部段的所述一端和所述第三部段的所述一端起首先彼此靠近直至彼此接触然后再彼此远离。
在一种构造中，在所述C形囊和所述支撑环之间设置有压力传感器。
在一种构造中，所述C形囊和所述支撑环利用压铸成型而模制成一体。
在一种构造中，所述C形囊、所述支撑环和所述压力传感器利用压铸成型而模制成一体。
在本公开的第二方面中，提供了一种用于控制尿失禁的体内机，所述体内机完全植入身体内，所述体内机包括根据本公开第一方面所述的尿道阻断器。
在本公开的第三方面中，提供了一种尿失禁自动控制系统，所述尿失禁自动控制系统包括位于体外的体外机和完全植入身体内的体内机，所述体内机包括根据本公开第三方面所述的尿道阻断器。
附图说明
当参照附图阅读以下详细描述时本公开的这些和其它特征、方面和优势将变得理更好理解，在所述附图中，相同的附图标记表示相同的零件，其中：
图1是根据本公开的尿失禁自动控制系统的示意框图；
图2是根据本公开的尿失禁自动控制系统的体外机的体外无线传输模块和体内机的体内无线传输模块的一种实施方式的电路框图；
图3是根据本公开的尿失禁自动控制系统的体内机的示意图；
图4是根据本公开的尿失禁自动控制系统的体内机的控制盒的内部结构示意图；
图5是根据本公开的尿失禁自动控制系统的体内机的储液囊的示意图；
图6是根据本公开的尿道阻断器的第一种状态的示意图；
图7是根据本公开的尿道阻断器的第二种状态的示意图；
图8是根据本公开的尿道阻断器的第三种状态的示意图；
图9是根据本公开的尿失禁自动控制系统的体内机的一种液路连接的示意图；
图10是图9所示的液路连接的第一流动状态的示意图；
图11是图9所示的液路连接的第二流动状态的示意图；
图12是图9所示的液路连接的第三流动状态的示意图；
图13是图9所示的液路连接的第四流动状态的示意图；以及
图14是图9所示的液路连接的第五流动状态的示意图。
具体实施方式
以下将参照附图描述本公开，其中的附图示出了本公开的若干实施例。然而应当理解的是，本公开可以以多种不同的方式呈现出来，并不局限于下文描述的实施例；事实上，下文描述的实施例旨在使本公开的公开更为完整，并向本领域技术人员充分说明本公开的保护范围。还应当理解的是，本文公开的实施例能够以各种方式进行组合，从而提供更多额外的实施例。
应当理解的是，说明书中的用辞仅用于描述特定的实施例，并不旨在限定本公开。说明书使用的所有术语(包括技术术语和科学术语)除非另外定义，均具有本领域技术人员通常理解的含义。为简明和/或清楚起见，公知的功能或结构可以不再详细说明。
说明书使用的用辞“包括”、“包含”和“含有”表示存在所声称的特征，但并不排斥存在一个或多个其它特征。说明书使用的用辞“和/或”包括相关列出项中的一个或多个的任意和全部组合。
说明书使用的用词“连接”、“相连”或类似用词旨在表示直接连接和/或间接连接。
本说明书描述的系统可利用一个或多个微控制器来接收信息并变换所接收的信息以生成输出。该微控制器可包括任意类型的计算装置、计算电路或者任意类型的微控制器或能够执行存储在存储器中的一系列指令的处理电路。该微控制器可包括多个微控制器和/或多核中央处理单元(CPU)并且可包括任意类型的微控制器。该微控制器还可包括存储器以存储数据和/或算法以执行一系列指令。
图1示出了根据本公开的尿失禁自动控制系统的示意性框图。本公开的尿失禁自动控制系统用于治疗***松弛导致的尿失禁。尿失禁自动控制系统包括体外机100和体内机200。所述体内机200可以完全植入身体内部，其可以用于完成人工尿道***的主要功能。所述体外机100可以位于身体外部，其可以用于给体内机供电及与体内机通讯，还可以完成体内机控制及信息显示以及提示报警功能。
如图1所示，所述体外机100可以包括体外无线传输模块110、体外微控制器120和电源模块130。所述电源模块130与体外无线传输模块110以及体外微控制器120相连，用于为体外无线传输模块110和体外微控制器120供电。所述电源模块130可以由电池供电或者由任何其他合适的外部电源供电。所述体外微控制器120与所述体外无线传输模块110相连。所述体内机200可以包括体内无线传输模块210、体内微控制器220和尿道阻断器230。所述体内微控制器220与所述体内无线传输模块210相连。所述体内微控制器220被配置成控制尿道阻断器230以阻断和松开尿道。所述体外无线传输模块110与所述体内无线传输模块210无线地耦联。所述体外无线传输模块110被配置成用于向所述体内无线传输模块210传输电能从而为体内机200供电。所述体外无线传输模块110与所述体内无线传输模块210之间能够进行双向无线通讯以传输信息。
所述体外无线传输模块110可以包括驱动电路、体外机的信息读写电路以及体外线圈Wp1。所述体内无线传输模块210可以包括体内线圈Ws1、体内机的体外信息读出电路、体内机的体内信息写入电路以及供电电路。所述驱动电路与所述体外线圈Wp1相连并且被配置成用于向体外线圈Wp1输出交变的电信号。所述体外线圈Wp1被配置成用于产生交变磁场。所述体内线圈Ws1被配置成基于所述交变磁场产生感应电动势。所述供电电路与所述体内线圈Ws1相连，用于为体内机提供稳定的电能。所述供电电路还可以与诸如可充电电池的储能元件相连。所述体外机的信息读写电路、所述体内机的体外信息读出电路和体内机的体内信息写入电路被配置成用于将待通讯的信息调制到传输能量的电磁波上发送并且将接收的信号解调成可读取信息，从而在体外机100和体内机200之间双向传递信息。所述体外线圈Wp1和所述体内线圈Ws1均包括磁铁，诸如低涡流磁铁，使得所述体外线圈Wp1和所述体内线圈Ws1能够利用磁铁的新引力而彼此定位，保证两个线圈的良好耦合。
由此，在由体外机100对体内机200供电时，驱动电路驱动具有一定波形的电流通过体外线圈产生交变磁场，在与体外线圈耦合的体内线圈Ws1上产生感应电动势，经过体内机的供电电路的整流、滤波和稳压等处理，可以为体内机中的其他部件提供稳定的直流电压。当在体外机100和体内机200之间进行信息传输时，通讯信息按照一定规则被调制到传输能量的电磁波上，使能量与信息传输共用一套电磁传输线圈。这达到了结构简单，能量传输高效和双向信息传输可靠的效果。
图2示出了根据本公开的体外无线传输模块110和体内无线传输模块210的一种实施方式的电路框图。
在体外无线传输模块110中，Wp1为体外线圈，用于向体内线圈Ws1输出能量和信息。驱动电路向体外线圈Wp1输出一定频率的交变功率电信号。体外机的信息读写电路(具体地可以是体外机的体内信息读出电路)包括电流传感电路和比较器,其中电流传感电路用于检测体外线圈Wp1的电流并且将电流值变换为电压信号，比较器根据电流传感电路的输出电压和体外微控制器120输出的阈值电压这两组信号解析出体内机200发出的信息。体外微控制器120按照预定的通讯频率(远低于驱动电路输出的功率电信号频率)启/停驱动电路，以向体内机送出信息。
在体内无线传输模块210中，Ws1为体内线圈，用于接收体外线圈Wp1发送的能量。体内线圈Ws1接收的交流信号通过第一匹配网络和具有第一时间常数的第一整流滤波电路变换成直流电压，用于给体内机200提供电能。体内机的体外信息读出电路与供电电路共用第一匹配网络，但使用具有第二时间常数的第二整流滤波电路，将Ws1接收能量的有/无转换成为电压信号的高/低发送给体内微控制器220。其中，第一时间常数大于第二时间常数。其中以预定通讯频率变化的信号可解读出体外机下传的信息，而超过一定时长的低电平可作为体外机100供电中断的判断依据。交流开关根据体内微控制器220输出的信息，将第二匹配网络接通体内线圈Ws1，导致相应的体外线圈Wp1的等效阻抗发生改变。利用此方式，将信息传送给体外机100。在一种构造中，第一匹配网络和第二匹配网络可以是阻抗匹配网络。所述阻抗匹配网络可以是串联和并联电抗性元件进行阻抗匹配的电路。
对于体外机100向体内机200的供电，选用适当的工作频率，例如采用100kHz至4MHz工作频率，以尽量降低传输线圈和开关元件的综合损耗。体内线圈和体外线圈均通过串联和/或并联适当电抗性元件(电容或电感)进行阻抗匹配以提高能量的传输效率。
对于体外机100和体内机200之间的无线信息传输，为兼顾信息可靠传输、电磁兼容性及能量传输效率要求，选用远低于能量传输工作频率的信息传输波特率。对于体外机100向体内机200传送信息，通过驱动电路适时接通/停止对体外线圈Wp1的驱动，体内机200通过检测体内线圈Ws1输出电压的有/无，按照预定的编码规则解读出信息。对于体内机200向体外机100传送信息，采用适时以交流开关或交流开关+匹配电容短路体内线圈Ws1的方式使体外线圈Wp1的等效阻抗发生改变，从而改变体外线圈Wp1的电流。通过电流传感电路及比较器即可按照预定的编码规则解读出传输的信息。
所述体外机100还可以包括显示和操控模块140、报警模块150、蓝牙模块160和/或WIFI模块。所述电源模块130与显示和操控模块140、报警模块150、蓝牙模块160和/或WIFI模块170相连，从而为它们供电。
显示和操控模块140与所述体外微控制器120相连。显示和操控模块140用于显示尿失禁自动控制系统的运行信息并且用于输入操作命令和参数。例如，显示和操控模块140可以实时显示电池剩余容量，在容量达到下限时提示更换和充电。显示和操控模块140可以包括触摸屏。显示和操控模块140也可以由单独的显示屏和诸如键盘的输入设备组成。
报警模块150与所述体外微控制器120相连。报警模块150用于向使用者发出系统异常的报警信号。所述报警信号可以是声音信号和/或光信号。
蓝牙模块160和/或WIFI模块170与所述体外微控制器120连接。蓝牙模块160和/或WIFI模块170被配置成能够与云端服务器或诸如手机的移动终端通信，上传系统运行情况，通过移动终端来提示患者或看护人员排尿操作，并且能够通过移动终端上的APP软件监控系统运行状况。
在使用时，当患者输入排尿命令，体外无线传输模块110和体内无线传输模块210将该排尿命令传送至体内微控制器220，体内微控制器220控制执行机构使尿道阻断器处于释放状态，排尿开始。当患者输入关闭命令，无线通信模块将关闭命令传送至体内微控制器220，体内微控制器控制执行机构使尿道阻断器处于闭合状态，排尿结束。
所述尿道阻断器230可以包括夹闭机构。所述夹闭机构可以通过各种驱动方式实现对尿道的夹闭。例如，可以通过向套在尿道上的液囊充注或释放液体来完成夹闭尿道的功能(通过液压驱动)；根据电磁铁的原理，通过电磁铁带动夹闭机构动作来完成对尿道的夹闭功能(通过电磁力驱动)；通过电机运转带动夹闭机构动作来完成对尿道的夹闭功能(通过电机产生的机械力驱动)；利用诸如镍钛合金的形状记忆合金当温度变化时会张开/闭合的双程记忆效应来完成对尿道的夹闭功能(通过形状记忆合金在温度变化时产生的力驱动)；或者利用双金属片由于金属膨胀系数的差异而在温度改变时产生形变来完成对尿道的夹闭功能(通过双金属片在温度变化时产生的力驱动)等等。
在一种构造中，可以在尿道的不同位置处设置至少两个尿道阻断器230(图1和图3例示性地示出了设置两个尿道阻断器的情况)。所述体内微控制器220被配置成控制所述至少两个尿道阻断器230轮流地阻断尿道。也就说是，在某一时段内，可以用一个尿道阻断器来阻断尿道，而使其它尿道阻断器处于释放状态；在下一时段内，用下一个尿道阻断器来阻断尿道，而使其它尿道阻断器处于释放状态。每个时段可以设置成10分钟、20分钟、30分钟或者任何其它合理的时长，由体内微控制器220控制各尿道阻断器自动地进行轮流阻断。以这种方式，可以有效地避免尿道的某一个位置长时间地被夹闭而造成组织血流不畅和组织坏死。
下面以通过液压驱动夹闭尿道为例，结合图3至图14，详细地描述体内机以及其中的尿道阻断器的构造。
如图3和图4所示，除了上面描述过的结构以外，体内机200还包括泵240(例如微型泵)、电磁阀250(例如微型电磁阀)、具有上面描述的体内微控制器220的电路板260和储液囊270。其中，所述泵240的流量可以为3mL/min-40mL/min。所述泵240的压强值可以为5-120kPa。其中，所述泵240、所述电磁阀250和所述电路板260被容纳在控制盒280内。所述泵240、所述电磁阀250与电路板260上的体内微控制器220相连以由所述体内微控制器220控制。所述储液囊270、所述尿道阻断器230和上面描述的体内线圈Ws1设置在控制盒280外。所述储液囊270和所述尿道阻断器230以及所述储液囊270通过相应的连接管290与控制盒280内的泵240和电磁阀250连接。所述连接管可以由硅胶或者任何其它合适的材料制成。
图5示出了储液囊270的示意性结构。储液囊270可以由满足植入人体生物学兼容的硅橡胶材料制成。储液囊270可以呈扁球形状，用于储存和提供尿道阻断器所需的液体。储液囊270可以设有补液注射阀2701，用于经皮注射入补充液体。补液注射阀2701可与储液囊270一体形成，也可作为独立部件通过管道与储液囊270相连接。补液注射阀2701可以为纽扣形状。补液注射阀2701的穿刺面具有弹性，例如可以是高密度的橡胶膜。这使得当补液完成拔出针后，穿刺面由于自身的弹性作用恢复，可以保持储液囊270的密封。在所述穿刺面的相对侧可以设置阻针板2702。所述阻针板2702可以由不易被刺穿的材料制成，以防止储液囊270在补液时被刺穿，所述材料例如为PET塑料、金属板或类似物。储液囊270具有进出液口，所述进出液口通过连接管290与外界连接。
图6至图8示出了尿道阻断器230的一种实施方式。如所示，所述尿道阻断器230包括C形囊2301。所述C形囊2301环绕在膀胱颈下的尿道10上。C形囊2301形成了未封闭的环状囊。未封闭的环状囊可以在患者有组织水肿的情况下使得尿导管等顺利***尿道，避免尿道损伤。C形囊可以由硅胶或者任何其它合适的材料制成。当尿道阻断器被充入液体(例如生理盐水)时C形囊鼓起升压，C形囊内侧鼓起对尿道进行挤压以封闭尿道(如图6所示)；当尿道阻断器内的液体被释放时，C形囊放松，尿道开放完成排尿操作(如图7所示)。所述C形囊2301通过连接管290经由泵240以及电磁阀250与储液囊270相连，以接受从储液囊270充入的液体以及将液体释放到储液囊270中。所述体内微控制器220通过控制所述泵240和所述电磁阀250来控制C形囊2301的充液与放液。
在一种构造中，所述尿道阻断器230还包括位于C形囊2301外侧的支撑环2302。所述支撑环2302可以被构造成在支撑环2302内的压力高于一阈值时产生弹性变形而张开(如图8所示)，而在支撑环2302内的压力恢复到所述阈值以下时回复到弹性变形前的原形状(如图6和图7所示)。所述支撑环2302还可以被构造成在支撑环2302内的压力小于或等于所述阈值时维持形状不变。在一种构造中，所述支撑环2302被构造成在弹性变形过程中弹力保持恒定。所述阈值可以被设定为20KPa，或者对于女性患者，所述阈值可以被设定为15kPa,而对于男性患者，所述阈值可以被设定为20kPa。所述阈值也可以被设定为其它合理的压力值。
所述支撑环2302可以由具有超弹性效应的材料制成，所述材料例如为或镍钛合金或者其它类似材料。所述支撑环2302也可以由至少两个弹簧片组合制成。所述支撑环2302和所述C形囊2301可以通过模具利用硅橡胶压铸成型而模制成一体。
通过采用如上所述的支撑环2302，当支撑环内的内容物(包括组织、C形囊等)的压强由于组织水肿或其它原因而高于阈值时，如图8所示，支撑环产生弹力变形而逐渐开大，这样就可以给尿道等组织留出缓冲的空间，防止不可控的长时间尿道阻断或膀胱压力过大而导致的组织缺血坏死和上尿路病变。当压力降低时，支撑环可以自动回位，恢复功能。
在一种构造中，所述支撑环2302的形状如下所述地设计。如图6所示，所述支撑环可以包括依次相连的第一部段2302A、第二部段2302B、第三部段2302C和第四部段2302D。所述第二部段2302B和所述第三部段2302C构成了所述支撑环2302的C形主体部分。所述第一部段2302A从第二部段2302B的一端在与第二部段2302B的弯曲方向相反的方向上弯曲，所述第四部段2302D从第三部段2302C的一端在与第三部段2302C的弯曲方向相反的方向上弯曲。如图6所示，所述第一部段2302A和所述第四部段2302D分别从第二部段2302B的所述一端和所述第三部段2302C的所述一端起首先彼此靠近直至彼此接触然后再彼此远离。支撑环2302的如上所述的形状使得，支撑环在平时可以为尿道阻断器提供恒力支撑，而在环内压力过大的情况下，组织可以顺畅地从支撑环的由第一部段2302A和所述第四部段2302D构成的嘴部逸出。
在一种构造中，所述C形囊2301和所述支撑环2302之间设置有压力传感器2303。所述支撑环2302、所述C形囊2301和所述压力传感器2303可以通过模具利用硅橡胶压铸成型而模制成一体。所述压力传感器2303例如是薄膜压力传感器或者任何合适的压力传感器。所述压力传感器2303与所述体内微控制器220相连以将感测到的压力信号发送给体内微控制器220。所述体内微控制器220可以实时(例如每100ms)采集所述压力传感器2303所检测到的压力检测值。
在所述压力检测值超过最高压力设定值时，所述体内微控制器220控制泵和电磁阀释放相应的尿道阻断器230以松开尿道。这提高了系统的安全性，从而保证了患者的安全。优选地，在所述压力检测值超过最高压力设定值时，所述体内微控制器220给体外机100发送报警信号使得体外机100的报警模块150报警，并且体内微控制器220延时设定的时间(例如10s)再释放相应的尿道阻断器230，从而给患者足够的准备时间，提高用户体验。
在处于充液状态的尿道阻断器230中的所述压力检测值小于最低压力设定值时，所述体内微控制器220控制泵和电磁阀向该尿道阻断器230的C形囊2301充液，直至C形囊2301的压力满足要求。这样，通过压力反馈和压力自动调节，系统在少量漏液的情况下也可以正常运行。上面所述的最高压力设定值和最低压力设定值可以根据患者自身情况进行个性化设置。
此外，系统还另外采用了多项安全保护措施，确保当系统出现故障或供电失效时，所有尿道阻断器会全部释放，让尿道保持自由状态，保证系统在失效时不会引起尿道长时间闭锁而引起上尿路病变，提高系统的安全性和可靠性。
在一种构造中，所述体内微控制器220被配置成实时(例如每100ms)检测体内机的供电电压。例如，体内微控制器220可以通过检测体内机的体外信息读出电路中的电位信号来判断体内机的供电电压是否正常。所述体内微控制器220被配置成在检测到体内机的供电电压异常时控制泵和电磁阀以立即停止向尿道阻断器充液，然后继续实时检测体内机的供电电压；如果在一段设定时间(例如30s)后所述供电电压仍为异常，则体内微控制器220控制泵和电磁阀释放全部尿道阻断器以松开尿道；如果在一段设定时间(例如30s)后所述供电电压恢复正常，则体内微控制器220恢复对泵和电磁阀的正常控制。
为了进一步增强系统的安全性，在一种构造中，所述体内机还包括独立于所述体内微控制器的保护电路，所述保护电路在体内机200从体外机100接收到的信号处于低电位(例如图2中的“下传信息读出”信号的电平为“低”)并持续超过设定时间(例如超过正常信息传输低电平时长)的情况下被触发以控制泵和电磁阀释放全部尿道阻断器而松开尿道。这样可以不依赖微控制器，仅靠“下传信息读出”信号持续时间来触发保护电路，释放尿道阻断器，从而增强了系统的容错冗余。
为了保证体内机的供电电压异常时体内微控制器的控制操作正常进行，体内机200的供电电路具有用于存储电能的储能元件。为保证各电磁阀均有足够的能量用于其释放操作，每个电磁阀设有储能电容，所述储能电容在电磁阀正常工作时储存能量。各电磁阀的储能电容所存能量仅用于各自电磁阀的释放操作。
如前面所述，体内机200可以在尿道的不同位置处设置至少两个尿道阻断器230。在这种情况下，每个尿道阻断器230均可以具有如图6至图8以及如上文所述的结构。图9至图14以例示的方式示出了在设置两个尿道阻断器230a和230b的实施例的情况下的体内机200的液路连接。但是本领域技术人员可以想见，可以设置多于两个尿道阻断器，在这种情况下，只需要在图9所示的液路的O点处并联一个新增加的尿道阻断器并为该新增加的尿道阻断器串联一个新增加的电磁阀即可。
如图9所示，体内机200包括储液囊270、泵240、总电磁阀250A、第一尿道阻断器230a、第二尿道阻断器230b、第一尿道阻断器电磁阀250a、第二尿道阻断器电磁阀250b。第一尿道阻断器电磁阀250a和第二尿道阻断器电磁阀250b的各自的第一端分别与第一尿道阻断器230a和第二尿道阻断器230b相连，第一尿道阻断器电磁阀250a和第二尿道阻断器电磁阀250b的各自的第二端均与所述总电磁阀250A的第一端相连，所述总电磁阀250A的第二端与所述储液囊270的进出液口相连，所述泵240的第一端与第一尿道阻断器电磁阀250a和第二尿道阻断器电磁阀250b的各自的第二端相连，所述泵240的第二端与所述储液囊270的进出液口相连。
图10和图11示意性地示出了第一尿道阻断器230a夹闭尿道而第二尿道阻断器230b松开尿道的原理图。如图所示，首先，体内控制器220控制泵240启动，第一尿道阻断器电磁阀250a打开，总电磁阀250A和第二尿道阻断器电磁阀250b关闭，此时储液囊270中的液体经过泵240、第一尿道阻断器电磁阀250a注入第一尿道阻断器230a，第一尿道阻断器230a中液体不断增多、膨胀，完全关闭尿道，此时泵240停止工作，第一尿道阻断器电磁阀250a关断保压，同时总电磁阀250A和第二尿道阻断器电磁阀250b打开，第二尿道阻断器230b中的液体通过自身张力返回到储液囊270，第二尿道阻断器230b释放，松开对尿道夹闭。
图12和图13示意性地示出了第二尿道阻断器230b夹闭尿道而第一尿道阻断器230a松开尿道的原理图。如图所示，首先，体内控制器220控制泵240启动，第二尿道阻断器电磁阀250b打开，总电磁阀250A和第一尿道阻断器电磁阀250a关闭，此时储液囊270中的液体经过泵240、第二尿道阻断器电磁阀250b注入第二尿道阻断器230b，第二尿道阻断器230b中液体不断增多、膨胀，完全关闭尿道，此时泵240停止工作，第二尿道阻断器电磁阀250b关断保压，同时总电磁阀250A和第一尿道阻断器电磁阀250a打开，第一尿道阻断器230a中的液体通过自身张力返回到储液囊270，第一尿道阻断器230a释放，松开对尿道夹闭。
图14示意性地示出了尿道阻断器全部松开的流动状态。当需要排尿时，总电磁阀250A、第一尿道阻断器电磁阀250a和第二尿道阻断器电磁阀250b全部打开，第一尿道阻断器230a和第二尿道阻断器230b中的液体由于自身张力及来自膀胱的尿道内部压力作用下通过各电磁阀回流到储液囊270中，各尿道阻断器释放对尿道的压力，这时尿经过尿道排出体外。
通过这种方式，可以确保两个尿道阻断器每隔一定时间(例如20分钟)自动轮流压紧尿道，防止因长时间夹紧尿道，组织血流不畅导致组织坏死。
工业实用性
本公开可以应用于尿失禁的自动控制，因此具有工业实用性。
尽管仅仅在此图解以及描述了本公开的特定实施例，但是本领域的技术人员能够想到多种修改方案和变形方案。因此，应当理解的是所附权利要求旨在涵盖处于本公开的真实精神范围内的所有修改方案和变形方案。