一种导流控制系统

摘要

本公开涉及流体控制技术领域，特别涉及一种导流控制系统。所述系统包括导管、调节装置、监测装置和控制器，其中，导管具有出口、入口和侧孔，调节装置包括活动件和驱动件，活动件设置在导管内，驱动件连接活动件和控制器，监测装置用于采集目标物的活动周期，控制器则根据活动周期控制驱动件，使驱动件驱动活动件在第一状态与第二状态之间切换，确保通道内流体的流向与目标物的活动周期匹配，实现了基于目标物的活动周期灵活调整流体流向及流量的效果。

权利要求

1.一种导流控制系统，其特征在于，包括：导管，所述导管包括管壁、由管壁限定的通道和开设在所述管壁上的侧孔，所述通道的一端为入口、另一端为出口，所述侧孔与所述通道连通且位于所述入口与所述出口之间，调节装置，所述调节装置包括活动件和驱动件，所述活动件设置在所述通道内，所述驱动件能够驱动所述活动件处于第一状态或第二状态，当所述活动件处于第一状态时，所述活动件至少部分阻塞所述通道，增加经所述侧孔排出的流体的量，当所述活动件处于第二状态时，所述活动件减小对所述通道的阻塞，增加经所述出口排出的流体的量；

监测装置，所述监测装置用于获取目标物的活动周期，以及将所述活动周期传输至控制器；

所述控制器与所述驱动件相连，所述控制器用于根据所述活动周期控制所述驱动件驱动所述活动件在第一状态与第二状态之间切换，以使得所述通道内流体的流向与所述目标物的活动相匹配；

所述流体为血液，所述目标物为心脏，所述活动周期包括所述心脏的收缩时段和舒张时段。

2.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述导管的侧孔朝向在所述心脏的冠状动脉；

所述控制器用于：在所述心脏的收缩时段，控制所述驱动件驱动所述活动件处于所述第一状态，在所述心脏的舒张时段，控制所述驱动件驱动所述活动件处于所述第二状态。

3.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述监测装置为心电监测仪。

4.根据权利要求2所述的系统，其特征在于，所述监测装置包括传感器和处理器，所述传感器与所述处理器通信；所述传感器设置在所述侧孔附近，用于采集所述冠状动脉的压力信号，并将采集的压力信号传输至所述处理器；所述处理器用于根据所述冠状动脉的压力信号提取周期数据，将提取获得的周期数据作为所述心脏的活动周期。

5.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述活动件为可膨胀的球囊，所述球囊位于所述侧孔与所述出口之间；

所述驱动件包括气源、气管和阀，所述气源通过所述气管与所述球囊相连，所述阀设置在所述气管上，所述气源用于对所述球囊进行充气或排气，所述阀用于连通或关断所述气源与所述球囊之间的气体传输。

6.根据权利要求5所述的系统，其特征在于，所述气源包括第一气源和第二气源，所述第一气源用于对所述球囊进行充气，所述第二气源用于对所述球囊进行排气；所述气管的一端与所述球囊相连、另一端为分支管路，所述分支管路包括第一支管和第二支管，所述第一支管与所述第一气源相连，所述第二支管与所述第二气源相连；所述阀包括第一阀和第二阀，所述第一阀设置在所述第一支管上，所述第二阀设置在所述第二支管上。

7.根据权利要求6所述的系统，其特征在于，所述第一阀、所述第二阀均与所述控制器连接；

在所述控制器控制第一阀打开、第二阀关闭的情况下，所述球囊处于所述第一状态；在所述控制器控制第一阀关闭、第二阀打开的情况下，所述球囊处于所述第二状态。

8.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述活动件为可偏转的瓣膜，所述瓣膜具有活动侧和连接侧，所述瓣膜的连接侧通过弹性件与所述侧孔的边沿连接；

所述驱动件包括牵引索，所述牵引索的一端与所述瓣膜的活动侧相连、另一端与所述控制器相连；

当所述控制器控制所述牵引索处于收紧状态时，所述牵引索带动所述瓣膜的活动侧向所述通道内偏转，使所述瓣膜处于所述第一状态；当所述控制器控制所述牵引索处于松弛状态时，所述弹性件带动所述瓣膜的活动侧向所述侧孔偏转，使所述瓣膜处于所述第二状态。

9.根据权利要求1所述的系统，其特征在于，所述导管由柔性材料制成。

说明书

一种导流控制系统

技术领域

[0001] 本公开涉及流体控制技术领域，特别涉及一种导流控制系统。

背景技术

[0002] 体外心肺支持辅助(extracorporeal membrane oxygenation,ECMO)，为一种可经皮置入的机械循环辅助技术。体外心肺支持辅助系统通常由主机、泵头和膜式氧合器三个
部分构成。主机对体外心肺支持辅助系统的运行进行控制和监测，泵头用于使体内外的血
液进行循环，膜式氧合器用于提供氧气并交换体内排出的血液内的二氧化碳。体外心肺支
持辅助系统主要引流患者体内的静脉血液至体外，经过膜式氧合器氧合并排除血液中的二
氧化碳后的血液回输患者体内。根据血液回输的途径不同，体外心肺支持辅助系统主要有
静脉到静脉(venovenous ECMO,VV‑ECMO)和静脉到动脉(venous‑arterial ECMO,VA‑ECMO)
两种形式，前者仅具有呼吸辅助作用，而后者同时具有循环和呼吸辅助作用。

[0003] 对于急性心衰患者，其主要问题是包括心脏在内的各主要脏器供血供氧不足，且由于心脏自身供氧不足，则心脏输出进一步减少从而进一步加剧症状，最终导致患者因心
力衰竭而死亡。目前临床上通常采用VA‑ECMO(股动静脉插管)和IABP(Intra‑Aortic 
Balloon Pump Therapy，主动脉球囊反搏)的方法进行生命支持及改善心衰的情况。但这一
方法存在几个主要缺陷：

[0004] (1)经股动脉回输的氧合后的高含氧量血流离冠脉入口很远，无助于改善冠脉入口附近的血液氧合，因此无法改善心脏供氧不足的情况。并且，由于IABP球囊的存在，也无
法通过在锁骨下动脉或其他动脉回路这些离冠脉入口更近的地方插管，来向心脏输入高氧
含量的血液。

[0005] (2)由于缺陷(1)的存在，在患者自身肺部功能有缺陷造成氧合不足时，IABP球囊挤压入冠脉的血液也为氧含量较低的血液，虽然增加了心脏血供，但无助于根本性减轻心
脏供氧不足的问题，无法或不足以纠正心衰的发展。

[0006] (3)IABP球囊对主动脉血流扰动较大，容易造成器官(肝脏、肾脏)等的灌注不良的情况，造成并发症且不利于患者预后。

[0007] 可见，相关技术中缺乏有效解决或改善心脏自身供氧不足问题的方案。

发明内容

[0008] 针对现有技术的缺陷，本公开的目的在于提供一种导流控制系统，能够基于目标物的活动周期灵活调整流体的流向及流量。将其用于体外心肺支持辅助时，能够解决或改
善心脏自身供氧不足的问题。

[0009] 本公开提供了一种导流控制系统，包括：

[0010] 导管，所述导管包括管壁、由管壁限定的通道和开设在所述管壁上的侧孔，所述通道的一端为入口、另一端为出口，所述侧孔与所述通道连通且位于所述入口与所述出口之
间，

[0011] 调节装置，所述调节装置包括活动件和驱动件，所述活动件设置在所述通道内，所述驱动件能够驱动所述活动件处于第一状态或第二状态，当所述活动件处于第一状态时，
所述活动件至少部分阻塞所述通道，增加经所述侧孔排出的流体的量，当所述活动件处于
第二状态时，所述活动件减小对所述通道的阻塞，增加经所述出口排出的流体的量；

[0012] 监测装置，所述监测装置用于获取目标物的活动周期，以及将所述活动周期传输至控制器；

[0013] 所述控制器与所述驱动件相连，所述控制器用于根据所述活动周期控制所述驱动件驱动所述活动件在第一状态与第二状态之间切换，以使得所述通道内流体的流向与所述
目标物的活动相匹配。

[0014] 本公开通过监测装置获取目标物的活动周期，根据目标物的活动周期来控制驱动件动作，从而驱动活动件在第一状态与第二状态之间切换，当活动件处于第一状态时，活动
件至少部分阻塞导管的通道，使大部分流体能够经导管的侧孔排出，当活动件处于第二状
态时，活动件对通道的阻塞作用被减小或解除，使大部分流体能够经导管的出口排出，实现
根据目标物的活动周期灵活改变导管内流体的流向和/或流量的效果。

[0015] 将本公开的导流控制系统用于体外心肺支持辅助时，将导管上的侧孔推进至血管中靠近冠状动脉的部位，在心脏的收缩时段，通过驱动活动件，使活动件阻塞导管通道，迫
使氧合后的血液从侧孔向冠状动脉方向灌注，在心脏的舒张时段，通过驱动活动件，使活动
件撤销对导管通道的阻塞，将氧合后的血液导向其他脏器，从而模拟心脏搏动产生的血压
血流搏动，解决心脏供氧不足的问题。

附图说明

[0016] 为了更清楚地说明本公开的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单的介绍。显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本公开的一些实施例，对
于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其
它附图。

[0017] 图1是本公开实施例提供的导流控制系统的结构示意图；

[0018] 图2是本公开实施例提供的处于第一状态下的导流设备的一种结构示意图；

[0019] 图3是本公开实施例提供的处于第二状态下的导流设备的一种结构示意图；

[0020] 图4是图2所示导流设备的一种使用状态的示意图；

[0021] 图5是图2所示导流设备的另一种使用状态的示意图；

[0022] 图6是本公开实施例提供的处于第一状态下的导流设备的另一种结构示意图；

[0023] 图7是本公开实施例提供的处于第二状态下的导流设备的另一种结构示意图；

[0024] 图8是图6所示导流设备的一种使用状态的示意图；

[0025] 图9是图6所示导流设备的另一种使用状态的示意图；

[0026] 图10是本公开实施例提供的处于第一状态下的导流设备的另一种结构示意图；

[0027] 图11是本公开实施例提供的处于第二状态下的导流设备的另一种结构示意图；

[0028] 图12是图10所示导流设备的一种使用状态的示意图；

[0029] 图13是图10所示导流设备的另一种使用状态的示意图。

[0030] 图中：1‑导流设备，2‑导管，3‑调节装置，4‑活动件，5‑驱动件，6‑监测装置，7‑控制器，8‑锁骨下动脉，9‑冠状动脉，21‑管壁，22‑通道，23‑入口，24‑出口，25‑侧孔，26‑阀门板，
41‑球囊，42‑瓣膜，43‑弹性件，51‑气管，52‑第一气源，53‑第二气源，54‑第一阀，55‑第二
阀，56‑拉索，57‑定位件。

具体实施方式

[0031] 为了使本技术领域的人员更好地理解本公开方案，下面将结合本公开实施例中的附图，对本公开实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是
本公开一部分的实施例，而不是全部的实施例。基于本公开中的实施例，本领域普通技术人
员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都应当属于本公开保护的范
围。

[0032] 需要说明的是，本公开的说明书和权利要求书及附图中的术语“第一”、“第二”等是用于区别类似的对象，而不必用于描述特定的顺序或先后次序。应该理解这样使用的数
据在适当情况下可以互换，以便这里描述的本公开的实施例能够以除了在这里图示或描述
的那些以外的顺序实施。此外，术语“包括”和“具有”以及他们的任何变形，意图在于覆盖不
排他的包含。

[0033] 急性心衰患者的主要问题在于包括心脏在内的各脏器供血供氧不足，目前临床采用的VA‑ECMO配合IABP的方法虽然能够解决心脏供血问题，但无法改善心脏供氧问题。

[0034] 改善心脏供氧问题的关键在于将含氧量高的血液导入冠状动脉，经过体外氧合的血液的含氧量高于动脉血液的含氧量，如果将体外氧合的血液导向冠状动脉，必然能够改
善心脏供氧。然而，目前血液插管在回输血流时，由体外血泵等动力源及压力流阻决定血流
的流速，由置管位置及插管开口等决定血流方向，无法改变血液输送过程中血流的方向。
即，现有的插管不能满足在靠近冠状动脉的地方输入高含氧量血液的需求。为此，本公开实
施例提供一种导流控制系统，能够改变氧合后血液在人体内的流向，实现在心脏射血时，增
加对冠状动脉的血氧供给，在心脏射血以外，增加对其他脏器的血氧供给的效果，模拟心脏
搏动产生的血压血流搏动，改善或者消除心脏缺氧的问题。

[0035] 图1是本公开实施例提供的导流控制系统的结构示意图。请参见图1，导流控制系统包括导管2、调节装置3、监测装置6和控制器7。其中，导管2包括管壁21、由管壁21限定的
通道22和开设在管壁21上的侧孔25，通道22的一端为入口23、另一端为出口24，侧孔25与通
道22连通且位于入口23与出口24之间。调节装置3包括活动件4和驱动件5，活动件4设置在
通道22内，驱动件5能够驱动活动件4处于第一状态或第二状态，当活动件4处于第一状态
时，活动件4至少部分阻塞通道22，增加经侧孔25排出的流体的量，当活动件4处于第二状态
时，活动件4减小对通道22的阻塞，增加经出口24排出的流体的量。监测装置6用于获取目标
物的活动周期，以及将活动周期传输至控制器7。控制器7与驱动件5相连，控制器7用于根据
活动周期控制驱动件5驱动活动件4在第一状态与第二状态之间切换，以使得通道22内流体
的流向与目标物的活动相匹配。

[0036] 在一个可行的实现方式中，监测装置6可以为心电监测仪，通过监测心脏的心电信号，获得心脏收缩与舒张的周期。

[0037] 在另一个可行的实现方式中，监测装置6可以包括传感器和处理器，传感器与处理器通信；传感器设置在侧孔25附近，用于采集冠状动脉的压力信号，并将采集的压力信号传
输至处理器；处理器用于根据冠状动脉的压力信号提取周期数据，将提取获得的周期数据
作为心脏的活动周期。具体的，传感器可以为压力传感器或压敏器件(如Mems压力传感器芯
片)，通过连续采集侧孔25附近压力值，获得压力变化数据，处理器可以根据冠状动脉的压
力信号提取压力变化数据，根据压力变化数据确定心脏的活动周期，其中，压力增加时段为
心脏的收缩时段，压力减小时段为心脏的舒张时段。处理器可以根据压力变化数据生成压
力变化曲线，该压力变化曲线用于表征压力值随时间的变化，当需要预判下一时刻的压力
变化时，可以将当前时刻和前一时刻的压力变化值与压力变化曲线中的压力值进行匹配，
根据匹配结果预判下一时刻的压力变化趋势，从而根据压力变化趋势来调整活动件的状
态，以使活动件的作动与心脏射血同步。

[0038] 本公开提供的导流控制系统可用于体外心肺支持辅助，以改善或解决心衰患者心脏缺氧问题。具体为：将导管2的一端连接血液供给模块，例如膜式氧合器，导管2的另一端
自锁骨下动脉置入体内，使导管2上的侧孔25处于主动脉中与心脏相对的位置；利用监测设
备获取心脏的活动周期；根据心脏的活动周期，控制导管2内的活动件4在第一状态与第二
状态之间切换；其中，当活动件4处于第一状态时，活动件4至少部分阻塞导管2的通道22，体
外氧合后的血液在通过导管2注入体内时，受到活动件4阻挡，被迫向侧孔25方向排出，从而
增加向冠状动脉灌注的血液的量，当活动件4处于第二状态时，活动件4减小对通道22的阻
塞，大部分氧合后的血液都能从通道22的出口24排出，从而增加向其他脏器灌注的血液的
量。本公开实施例以将导管从锁骨下动脉插入为例进行说明，实际应用中，在其他部位插管
及需要改变血流方向时，均可以采用本公开实施例提供的方案。本公开实施例基于心脏搏
动周期向心脏或其他脏器交替灌注氧合后的血液，模拟心脏搏动产生的血压血流搏动，既
提高了心脏血氧供给，又能确保下游器官的血流灌注效果。

[0039] 图2和图3示出了上述导管2及调节装置3的一种可实现结构。请参见图图2和图3，其展示了一种导流设备1，该导流设备1包括导管2和调节装置3，导管用于导流血液，调节装
置3用于调节导管2内血液的流向和/或流量。其中，导管2由柔性材料制成，为可弯曲的软
管。导管2包括管壁21、由管壁21限定的通道22和开设在管壁21上的侧孔25，通道22的一端
为入口23、另一端为出口24，侧孔25与通道22连通且位于入口23与出口24之间。可选的，侧
孔25可以是沿导管2的长度方向设置的条形孔，以尽量减小侧孔25对通道22截面的影响，确
保血液在从入口23流向出口24过程中，尽量少的向侧孔25泄漏。调节装置3可以包括气源、
球囊41和气管51，球囊41设置在通道22内且位于出口24与侧孔25之间；气源通过气管51与
球囊41相连，用于对球囊41进行充气或排气；球囊41在充气后膨胀，以至少部分阻塞通道
22，增加经侧孔25排出的流体的量，球囊41在排气后收缩，以减小对通道22的阻塞，增加经
出口24排出的流体的量。可选的，气源包括第一气源52和第二气源53，第一气源52用于对球
囊41进行充气，第二气源53用于对球囊41进行排气，第一气源52可以是高压气源，第二气源
53可以是负压气源或者大气，第一气源52和第二气源53均设置在通道22以外。气管51的一
端与球囊41相连，另一端为分支管路，分支管路的包括第一支管和第二支管，第一支管与第
一气源52相连，第二支管与第二气源53相连。第一支管上设有第一阀54，第二支管上设有第
二阀55，第一阀54用于连通或关闭第一气源52与球囊41之间的气体输送，第二阀55用于连
通或关闭第二气源53与球囊41之间的气体输送。

[0040] 进一步的，将第一阀54、第二阀55与控制器7连接，以控制气源对球囊41进行充气或排气，使球囊41在第一状态与第二状态之间切换，其中，控制器7可以为电磁阀。具体的，
在控制器7控制第一阀54打开、第二阀55关闭的情况下，第一气源52为球囊41充气，使球囊
41充气膨胀以阻塞通道22，此时，球囊41处于第一状态，如图3所示；在控制器7控制第一阀
54关闭、第二阀55打开的情况下，球囊41连接外部大气或者负压源，由于球囊41自身收缩力
及负压源的吸附作用，会迅速排出球囊41中的气体，使球囊41处于第二状态，如图2所示。

[0041] 图3和图4示出了图2中导流设备1的使用状态图。请参见图4，将导管自锁骨下动脉8插入，将侧孔停留在主动脉中面向冠状动脉的位置，在心脏收缩时段，控制器7控制第一阀
54打开、第二阀55关闭，第一气源52为球囊41充气，球囊41充气膨胀以阻塞通道22，迫使血
液从侧孔25流向心脏冠状动脉9，以增加心脏血氧供给；请参见图5，在心脏舒张时段，控制
器7控制第一阀54关闭、第二阀55打开，球囊41收缩以减小或消除对通道22的阻塞，血液从
通道22出口24流向除心脏外的其他脏器。实际应用中，球囊41对通道22的阻塞程度可以通
过控制充气量来调节，在球囊41未完全阻塞通道22时，血液可以同时从侧孔25和出口24流
出，在球囊41完全阻塞通道22时，血液仅从侧孔25流出。

[0042] 图6和图7示出了上述导管2及调节装置3的另一种可实现结构。请参见图6和图7，其展示了一种导流设备1，该导流设备1包括导管2和调节装置3，导管2用于导流血液，调节
装置3用于调节导管2内血液的流向和/或流量。

[0043] 导管2包括管壁21、由管壁21限定的通道22、开设在管壁21上的侧孔25和设置在侧孔25附近的阀门板26，通道22的一端为入口23、另一端为出口24，侧孔25与通道22连通且位
于入口23与出口24之间，阀门板26的一侧与侧孔25的边沿相连，阀门板26的另一侧为活动
侧。本公开实施例中的导管采用柔性材料制成，在置入血管过程中，可以弯曲成与血管路径
一致的形状。

[0044] 调节装置3包括气源、球囊41和气管51，球囊41设置在通道22内且位于出口24与侧孔25之间；气源通过气管51与球囊41相连，用于对球囊41进行充气或排气。其中，气源包括
用于对球囊41进行充气的第一气源52和用于对球囊41进行排气的第二气源53，具体的，第
一气源52可以是高压气源，第二气源53可以是负压气源或者大气。气管51的一端与球囊41
相连，另一端为分支管路，分支管路的包括第一支管和第二支管，第一支管与第一气源52相
连，第二支管与第二气源53相连，第一气源52和第二气源53均设置在通道22以外。在第一支
管上设置第一阀54，在第二支管上设置第二阀55，第一阀54用于连通/关闭第一气源52与球
囊41之间的气体输送，第二阀55用于连通/关闭第二气源53与球囊41之间的气体输送。需要
说明的是，气管51可以沿着导管2内壁或者外壁设置，当然，也可以在导管2的管壁21上开设
气管通道22，将导管2自气管通道22插入导管的通道22内，从而可以使导管2内壁较光滑，尽
量减小气管对通道22内流体的阻碍。进一步的，阀门板26的形状和尺寸均与侧孔25相匹配，
当阀门板26封堵侧孔25时，阀门板26的外壁与导管2的外壁齐平，从而避免在拔出导管2时
勾连血管组织。

[0045] 在一种可行的实现方式中，阀门板26通过弹性件与侧孔25的边沿相连。在球囊41充气膨胀时，膨胀后的球囊41堵塞通道22，阻碍流体从出口24排出，集聚在通道22内的流体
向管壁21施加的压力增大，当压力大于弹性件的支撑力时，阀门板26的活动侧向远离侧孔
25的方向偏转，通道22内流体从侧孔25排出。在球囊41排气收缩时，通道22内的阻碍逐渐消
除，流体能够顺畅的从出口24排出，从而流体对管壁21的压力减小，施加在阀门板26上的压
力也减小，当施加在阀门板26上的压力小于弹性件的支撑力时，弹性件带动阀门板26的活
动侧封堵侧孔25，恢复其初始位置，达到自动复位的效果。

[0046] 第一阀54和第二阀55均与控制器7连接，控制器7控制第一阀54和第二阀55的开关，来对球囊41进行充气或排气，使球囊41在第一状态与第二状态之间切换，其中，控制器7
可以为电磁阀。具体的，在控制器7控制第一阀54打开、第二阀55关闭的情况下，第一气源52
为球囊41充气，使球囊41充气膨胀以阻塞通道22，此时，球囊41处于第一状态，如图7所示；
在控制器7控制第一阀54关闭、第二阀55打开的情况下，球囊41连接外部大气或者负压源，
由于球囊41自身收缩力及负压源的吸附作用，会迅速排出球囊41中的气体，使球囊41处于
第二状态，如图6所示。

[0047] 图8和图9示出了图6中导流设备1的使用状态图。请参见图8，将导管自锁骨下动脉8插入，将侧孔停留在主动脉中面向冠状动脉的位置，在心脏收缩时段，控制器7控制第一阀
54打开、第二阀55关闭，第一气源52为球囊41充气，球囊41充气膨胀以阻塞通道22，随着血
液的持续注入，通道入口23至球囊41段中血液对管壁21的压力逐渐增大，当压力大于弹性
件的支撑力时，阀门板26被打开，暴露出侧孔25，使血液从侧孔25流向心脏冠状动脉9，增加
心脏血氧供给；请参见图9，在心脏舒张时段，控制器7控制第一阀54关闭、第二阀55打开，随
着球囊41收缩，球囊41对通道22的阻塞逐渐减小，使得血液能够通过通道22出口24流向除
心脏外的其他脏器，血液对管壁21的压力逐渐减小，当压力小于弹性件的支撑力时，弹性件
带动阀门板26复位，以封堵侧孔25，阻挡血液从侧孔25流出。实际应用中，球囊41对通道22
的阻塞程度可以通过控制充气量来调节，在球囊41未完全阻塞通道22时，血液可以同时从
侧孔25和出口24流出，在球囊41完全阻塞通道22时，血液仅从侧孔25流出。

[0048] 在另一种可行的实现方式中，阀门板26的活动侧连接牵引索，牵引索向通道22的入口23延伸。当牵引索处于松弛状态时，阀门板26的活动侧向远离侧孔25的方向偏转，从而
打开侧孔25，允许流体从侧孔25流出，当牵引索处于收紧状态时，阀门板26的活动侧贴近侧
孔25，从而封堵侧孔25，阻止流体从侧孔25流出。具体的，可以在球囊41充气膨胀时，通过牵
引索控制阀门板26打开，使通道22内流体可以经侧孔25排出，在球囊41排气收缩时候，通过
牵引索控制阀门板26关闭，使通道22内流体从出口24排出。

[0049] 进一步的，控制器7可以包括电磁阀和步进电机，第一阀54、第二阀55与电磁阀连接，牵引索与步进电机连接，电磁阀与步进电机协同工作。即：在通过电磁阀控制第一阀54
打开、第二阀55关闭的同时，控制步进电机反转，使牵引索处于松弛状态，此时，阀门板26打
开，暴露出侧孔25，第一气源52为球囊41充气，使球囊41充气膨胀以阻塞通道22，球囊41处
于第一状态(如图8所示)，从通道入口23注入的大部分血液能够从侧孔25流出；在通过电磁
阀控制第一阀54关闭、第二阀55打开的同时，控制步进电机正转，使牵引索处于紧绷状态，
此时，阀门板26遮挡侧孔25，球囊41连接外部大气或者负压源，由于球囊41自身收缩力及负
压源的吸附作用，会迅速排出球囊41中的气体，使球囊41处于第二状态(如图9所示)，从通
道入口23注入的大部分血液能够从通道22出口24流出。实际应用中，球囊41对通道22的阻
塞程度可以通过控制充气量来调节，在球囊41未完全阻塞通道22时，血液可以同时从侧孔
25和出口24流出，在球囊41完全阻塞通道22时，血液仅从侧孔25流出。以上示例中，设置步
进电机正转时收紧牵引索、反转时放松牵引索，实际应用时，也可以设置步进电机反转时收
紧牵引索、正转时放松牵引索，本实施例对此不作限定。

[0050] 图10和图11示出了上述导管2及调节装置3的一种可实现结构。请参见图10和图11，其展示了一种导流设备1，包括导管2和调节装置3，其中，导管2由柔性材料制成，包括管
壁21、由管壁21限定的通道22和开设在管壁21上的侧孔25，通道22的一端为入口23、另一端
为出口24，侧孔25与通道22连通且位于入口23与出口24之间。调节装置3用于调节导管2内
血液的流向和/或流量。调节装置3包括瓣膜42、弹性件43和拉索56，瓣膜42具有活动侧和连
接侧，瓣膜42的连接侧通过弹性件43与侧孔25的边沿连接，瓣膜42的活动侧与拉索56相连；
在拉索56处于收紧状态时，瓣膜42的活动侧向通道22内偏转，以至少部分阻塞通道22，增加
经侧孔25排出的血液的量；在拉索56处于松弛状态时，弹性件43带动瓣膜42的活动侧向侧
孔25偏转，以至少部分封堵侧孔25，增加经出口24排出的血液的量。

[0051] 瓣膜42的形状与导管2内通道22的截面相近或一致，瓣膜42的尺寸接近或者大于通道22的截面尺寸，如此，瓣膜42在向通道22内偏转时，具有更好的封堵通道22的效果，从
而能够阻挡血液向出口24方向流动，迫使血液从侧孔25流向冠状动脉9。侧孔25的形状可以
与通道22的截面相近或一致，例如为圆形或者椭圆形，侧孔25的尺寸不大于瓣膜42的尺寸，
使得瓣膜42具有较好的封堵侧孔25的效果，阻挡血液从侧孔25流出。

[0052] 瓣膜42的偏转方向可以通过拉索56控制，为实现提拉拉索56使瓣膜42封堵通道22的效果，可以将拉索56定位在管壁21内侧与侧孔25相对的位置处，如此，通过提拉拉索56，
就能使瓣膜42的活动端向通道22内偏转，实现封堵通道22的效果。

[0053] 在一个可行的实现方式中，可以在管壁21内侧与侧孔25相对的位置处设置定位件57，将拉索56的连接端穿过定位件57后与瓣膜42的活动端连接。在此基础上，还可以在管壁
21内设置限位件，拉索56穿过限位件后穿入定位件57中，拉索56能够相对于限位件和定位
件57移动。通过限位件和定位件57可使拉索56贴近管壁21，限制拉索56的移动路径，从而降
低拉索56对管道内流体的阻力。

[0054] 在另一个可行的实现方式中，可以在管壁21上设置导引管，导引管的上端靠近通道22的入口23，导引管的下端与侧孔25相对，拉索56穿过导引管后与瓣膜42的活动端相连，
拉索56能够在导引管内移动。具体的，导引管可以设置在管壁21的内侧、管壁21的外侧或者
管壁21中，当设置在管壁21中时，导引管的下端与通道22连通，当设置在管壁21外侧时，需
要在管壁21上开设通孔，使导引管的下端与通孔连通。

[0055] 此外，还可以在管壁21内侧与侧孔25相对的位置处设置支撑件，支撑件位于定位件57或者导引管的下方，当拉索56处于收紧状态时，瓣膜42的活动端处于支撑件与限位件
之间，流体集聚在入口23与瓣膜42之间时，支撑件能够为瓣膜42提供支撑力。

[0056] 本公开实施例中，拉索56的一端为连接端、另一端为提拉端，拉索56的连接端穿入导管2的通道22后与瓣膜42的连接侧相连，拉索56的提拉端设置在导管2以外，且与控制器7
相连，控制器7优选为步进电机，通过步进电机转动可以调节瓣膜42的状态。如图13所示，将
导管自锁骨下动脉8插入，将侧孔停留在主动脉中面向冠状动脉的位置，在心脏的收缩时
段，步进电机正转，收紧拉索56，使瓣膜42由封堵侧孔25切换为封堵导管2通道22，此时瓣膜
42处于第一状态，从通道入口23注入的大部分血液受瓣膜42阻挡，转而从侧孔25流出，增加
对心脏的冠状动脉9的灌注；如图12所示，在心脏的舒张时段，步进电机反转，以松开拉索
56，瓣膜42在弹性件43的带动下复位，由封堵导管2通道22切换为封堵侧孔25，此时瓣膜42
处于第二状态，从通道入口23注入的大部分血液能够从出口24流出，增加对除心脏以外的
气体脏器的灌注。以上示例中，步进电机正转时收紧拉索56、反转时放松拉索56，实际应用
中，也可以设置为：步进电机反转时收紧拉索56、正转时放松拉索56，本实施例对此不作限
定。

[0057] 以上实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛
盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

[0058] 以上实施例仅表达了本公开的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在
不脱离本公开构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本公开的保护范围。
因此，本公开专利的保护范围应以所附权利要求为准。