1.本发明涉及医疗器械制造技术领域，具体涉及一种脑积水分流装置。
背景技术：2.颅内压是指颅的内容物，对颅硬膜包括颅骨造成的压力。正常情况下，人的颅内压在80-180mmh2o之间，当人们发生头颅损伤等情况时，由于对颅内脑积水的吸收功能受损，因此，颅内压会急速上升。在现有技术中，当病患因颅脑受损等原因造成脑积水时，通常会采用脑室腹腔分流手术，即通过分流管将脑积水分流道腹腔吸收掉。为了及时排出颅内脊液，现有的分流管通常包括一个可设定分流压力的分流阀，当颅内压超过设定值时，分流阀导通，颅内脊液即可通过分流管分流到腹腔，以使颅内压维持在正常水平。
3.然而现有的分流管仍然存在如下技术缺陷：这些分流管均无法自动检测颅内压，导致无法精准分流。也就是说，医护人员只能根据经验事先做出判断，然后设置分流阀的启动压力。当颅内压达到设定的分流阀启动压力时，分流阀开通，从而将脑积水分流制腹腔。可以理解的是，由于分流阀的制造误差，尤其是，脑积水为具有一定粘性的液体，分流管在使用一定时间后，分流阀的实际启动压力与其设置的启动压力之间会存在一个误差值，导致无法准确分流“降压”。此外，由于分流阀是一种极为精密的装置，当具有粘性的脑积水较长时间分流后，容易导致分流阀的堵塞以致失效，此时，分流管将无法实现分流，而医护人员也无从得知，当病患出现较为严重的症状时，医护人员只能为病患重新更换分流管，从而严重影响病患的治疗。
技术实现要素：4.本发明的目的是为了提供一种脑积水分流装置，一方面，可实时检测病患的实际颅内压，方便医护人员及时调整医疗措施，另一方面，可实现自主模式的反馈性分流，以便使病患的颅内压稳定在设定水平。为了实现上述目的，本发明采用以下技术方案：一种脑积水分流装置，包括主分流管，所述主分流管一端为吸液端，另一端为出液端，还包括脑积水处理单元，所述脑积水处理单元包括压力传感控制单元、分流泵、中央控制电路，先通过中央控制电路设定分流压力p，当压力传感控制单元检测到的颅内压p1大于等于设定的分流压力p时，中央控制电路使分流泵启动，从而通过主分流管将颅内脑积水分流到腹腔。
5.我们可先通过中央控制电路设定分流压力p，当压力传感控制单元检测到的颅内压p1大于等于设定的分流压力p时，即可通过中央控制电路使分流泵启动，从而通过主分流管将颅内脑积水主动分流到腹腔。可以理解的是，分流泵作为一种微型电子泵，可主动地将主分流管的吸液端的脑积水通过出液端强制输出到腹腔，从而实现脑积水的主动分流。此外，压力传感控制单元可实时监测颅内压，一方面，当压力传感控制单元检测到的颅内压p1大于等于设定的分流压力p时，中央控制电路可使分流泵启动，从而通过主分流管将颅内脑
积水分流到腹腔内，有效的避免因分流管的局部堵塞等原因造成分流不畅，有利于使病患的颅内压稳定在设定水平；另一方面，便于医护人员实时了解掌握病患的颅内压状态，以便根据症状随时调整分流量和治疗方案。
6.作为优选，还包括可无线充电的电池模块、可为电池模块无线充电的电池充电、可无线接收颅内压p1信号并显示的无线信号接收装置。
7.由于本发明的脑积水分流装置优选地需要植入体内，以避免脑部受到污染，因此，本发明包括可无线充电的电池模块、可为电池模块无线充电的电池充电，其中的电池模块用于为分流泵等供电，其同样需要植入体内，可理解的是，电池模块的体积越小越好，因此在使用过程中需要及时充电。而电池充电则可为电池模块无线充电，从而方便本发明的正常使用。由于此类小功率的无线充电电池、电池充电均属于现有技术，在此不做详细的描述。
8.特别是，当本发明被植入病患体内时，医护人员难以及时观察、了解颅内压p1的实际数据。为此，本发明还包括可无线接收颅内压p1信号并显示的无线信号接收装置，这样，外部的无线信号接收装置即在显示屏上实时显示颅内压p1。
9.作为优选，所述分流泵为压电陶瓷水泵。
10.压电陶瓷水泵具有体积小，灵敏度高等优点。
11.作为优选，还包括与主分流管并联的次分流管，所述次分流管上设有分流阀，所述分流阀的启动压力为p2，允许的颅内压最高值为p3，并且p＜p2≤p3。
12.本发明在主分流管上还并联有带分流阀的次分流管，也就是说，次分流管类似于现有的被动式分流管。这样，即使主分流管因分流泵等元件出现故障等造成无法分流的极端情况时，次分流管也可作为应急分流通道而分流，避免出现完全无法分流的情况。可以理解的是，由于此处的次分流管只是作为主分流管的备份，因此，不会出现因长时间分流导致的堵塞等现象，进而可大大提升分流的可靠性和稳定性。
13.特别是，本发明将分流阀的启动压力p2、允许的颅内压最高值p3、以及设定的分流压力p之间形成如下关系：p＜p2≤p3，也就是说，次分流管上分流阀的启动压力p2要大于设定的分流压力p，因此，可确保主分流管相比较次分流管优先分流，并且次分流管上分流阀的启动压力p2要小于允许的颅内压最高值p3，避免因分流不及时导致的病患颅内压过高。由于现有包括分流阀的分流管属于现有技术，本发明的次分流管可参考借鉴现有分流管的技术，在此不做详细的描述。
14.作为优选，所述压力传感控制单元包括一端与主分流管的吸液端连通的测压分管，测压分管的另一端封闭，在测压分管内设有可移动的磁铁柱，磁铁柱在测压分管内分隔出靠近吸液端的受压腔、靠近封闭端的承压腔，在测压分管外设有可轴向移动的磁感应线圈。
15.本发明的压力传感控制单元包括一端封闭、另一端与主分流管的吸液端连通的测压分管，而测压分管内可移动的磁铁柱则在测压分管内分隔出靠近吸液端的受压腔、靠近封闭端的承压腔。这样，当颅内压升高时，测压分管内的受压腔压力同步上升，从而驱动磁铁柱向承压腔一侧移动，此时，测压分管外的磁感应线圈在移动的磁铁柱磁场作用下产生相应的电信号，即可感测颅内压。可以理解的是，当磁铁柱向承压腔一侧移动时，封闭的承压腔内的空气压力会线性的逐步上升，也就是说，承压腔的空气所形成的阻力类似于弹簧
的弹力，其力的大小和磁铁柱的移动距离成正比。当然，我们可在测压分管标注相应的压力值数据，以便于医护人员正确地观察颅内压力p1。
16.需要说明的是，由于磁感应线圈在测压分管外是可轴向移动的，因此，通过调节磁感应线圈在测压分管外的位置，即可方便地调节颅内压p1的测量精度。
17.作为优选，所述测压分管包括直径外扩的检测段，所述磁铁柱包括位于检测段内的滑动块，滑动块在检测段内分隔出靠近吸液端的施压腔、靠近封闭端的泄压腔，在施压腔和泄压腔之间设有包括单向阀的泄压管，滑动块靠近承压腔一侧设有位于测压分管内的压力柱，压力柱的端部为具有磁性的感应端，所述磁感应线圈设置在靠近承压腔一侧的测压分管上，滑动块的直径为压力柱直径的2-3倍。
18.为了提升颅内压的测量精度，本发明测压分管包括直径外扩的检测段，这样，当颅内压升高时，其压力会作用在直径较大（面积较大）的滑动块上，继而可驱动滑动块的移动，相反地，位于测压分管内的压力柱由于直径较小（面积较小），所承受的空气阻力也较小。可以知道的是，当两者之间的直径之比为2-3时，其面积之比为4-9，也就是说，磁铁柱对颅内压有一个力的放大作用，确保磁铁柱的灵活移动，有利于提升颅内压的检测精度。
19.特别是，当磁铁柱向承压腔一侧移动时，封闭的泄压腔内的空气压力也会逐渐上升，从而对滑动块形成阻力，为此，本发明在施压腔和泄压腔之间设有包括单向阀的泄压管，当泄压腔内的空气压力上升时，可通过泄压管泄压回流到施压腔内，从而消除泄压腔内的气体对滑动块形成的阻力。当然，其中的单向阀应为从泄压腔至施压腔正向导通，从而避免颅内压通过泄压管泄压而无法驱动磁铁柱移动。
20.作为优选，所述测压分管为透明管，所述磁感应线圈包括螺接在测压分管外的支架，绕设在支架上的若干线圈，所述线圈在测压分管的轴向上等间距分布，当颅内压升高时，磁铁柱向承压腔一侧移动，从而压缩承压腔内的空气；当磁铁柱移动至与其中一个线圈对应时，该线圈即可输出一个代表颅内压p1的电信号。
21.本发明的磁感应线圈包括螺接在测压分管外的支架、以及绕设在支架上的若干等间距分布的线圈，这样，我们可通过中央控制电路方便地设定分流压力p。当颅内压升高至设定的分流压力p时，磁铁柱向承压腔一侧移动至对应的线圈位置，该线圈即可输出一个代表颅内压p1的电信号，此时该颅内压p1即等于分流压力p。可以理解的是，在磁铁柱向承压腔一侧移动而经过前面的线圈时，同样会相应地输出一个小于分流压力p的颅内压p1，此时的中央控制电路不会启动分流泵工作。
22.当然，我们可在所述磁感应线圈上设置计量刻度，当我们转动支架、以使磁感应线圈轴向移动时，即可方便地调教压力传感控制单元的准确性。
23.作为优选，所述泄压管包括与泄压腔连通的第一管、与施压腔连通的第二管，第二管套接在第一管外面，所述单向阀包括部分粘结在第一管上连接第二管开口处的硅胶膜片，当第二管相对第一管形成正向压力时，所述硅胶膜片紧密贴靠第一管开口，此时的泄压管处于正向截止状态；当第一管相对第二管形成反向压力时，所述硅胶膜片部分地离开第一管开口，此时的泄压管处于反向导通状态。
24.由于泄压管包括与泄压腔连通的第一管、与施压腔连通的第二管，并第二管套接在第一管外面，因此，当泄压管内具有正向压力时，可推开硅胶膜片而导通；当泄压管内具有反向压力时，可推动硅胶膜片紧密贴靠第一管开口而截止。
25.因此，本发明具有如下有益效果：一方面，可实时检测病患的实际颅内压，方便医护人员及时调整医疗措施，另一方面，可实现自主模式的反馈性分流，以便使病患的颅内压稳定在设定水平。
附图说明
26.图1是实施例1的一种结构示意图。
27.图2是实施例1各部件的电连接示意图。
28.图3是实施例1分流泵的压力曲线图。
29.图4是实施例1中体位传感单元的功能示意图。
30.图5是实施例2的一种结构示意图。
31.图6是实施例2的另一种结构示意图。
32.图7是实施例2测压分管的一种结构示意图。
33.图8是实施例2磁感应线圈的一种结构示意图。
34.图9是实施例2压力传感控制单元的一种结构示意图。
35.图10是实施例2泄压管的一种结构示意图。
36.图中：1、主分流管
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11、吸液端
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12、出液端
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2、分流泵
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3、次分流管
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31、分流阀
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4、测压分管
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41、受压腔
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42、承压腔
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43、检测段
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431、施压腔
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432、泄压腔
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5、磁铁柱
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51、滑动块
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52、压力柱
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521、感应端
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6、磁感应线圈
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61、支架
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62、线圈
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7、泄压管
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71、第一管
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72、第二管
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8、单向阀
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81、硅胶膜片
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9、压力传感控制单元。
具体实施方式
37.下面结合附图与具体实施方式对本发明做进一步的描述。
38.实施例1：如图1-图4所示，一种脑积水分流装置，包括脑室压力检测单元，所述脑室压力检测单元一端为连接闹市的压力传感器，另一端通过压电陶瓷单相水泵连通腹腔，当然，所述脑室压力检测单元还包括控制电路，控制电路可进行体位检测并无线传输信号。另外，所述脑室压力检测单元还包括高密度电池模块，以便为脑室压力检测单元提供电能；电池充电模块，以便为高密度电池模块充电；imu体位检测，以检测体位。
39.使用时，当压力检测单元检测到的颅内压大于等于某一值时，控制电路使压电陶瓷单相水泵启动，从而通过将颅内脑积水分流到腹腔，有效的避免分流不畅情况的出现，有利于使病患的颅内压稳定在设定水平。
40.需要说明的是，脑室压力检测单元应优选地植入体内，以避免脑部受到污染，因此，在使用过程中需要通过电池充电模块为高密度电池模块及时充电。
41.实施例2：如图5-图10所示，一种脑积水分流装置，包括主分流管1，所述主分流管一端为位于脑室内的吸液端11，另一端为位于腹腔内的出液端12，还包括脑积水处理单元，所述脑积水处理单元包括可感测控制颅内压的压力传感控制单元9、设置在主分流管上的分流泵2、以及中央控制电路（图中未示出）。使用时，可先通过中央控制电路设置合适的分流压力p，当压力传感控制单元检测到的颅内压p1大于等于设定的分流压力p时，中央控制电路使分流泵启动，从而通过主分流管将颅内脑积水分流到腹腔，有效的避免分流不畅情况的出现，有利于使病患的颅内压稳定在设定水平。优选地，分流泵可采用压电陶瓷水泵。
42.此外，压力传感控制单元可实时监测颅内压，一方面，当压力传感控制单元检测到的颅内压p1大于等于设定的分流压力p时，中央控制电路可使分流泵启动分流；另一方面，便于医护人员实时了解掌握病患的颅内压状态，以便根据症状随时调整分流量和治疗方案。
43.需要说明的是，本发明的脑积水分流装置应优选地植入体内，以避免脑部受到污染，因此，本发明还包括可无线充电的电池模块、可为电池模块无线充电的电池充电，当然，电池模块的体积越小越好，因此在使用过程中需要及时充电。由于此类小功率的无线充电电池、电池充电均属于现有技术，在此不做详细的描述。
44.作为一种优选方案，如图2所示，所述主分流管上还并联有次分流管3，所述次分流管上设有分流阀31，需要说明的是，分流阀为启动压力等于p2的泄压阀，也就是说，次分流管类似于现有的被动式分流管。这样，即使主分流管因分流泵等元件出现故障等造成无法分流的极端情况时，次分流管也可作为应急分流通道而分流，避免出现完全无法分流的情况。可以理解的是，由于此处的次分流管只是作为主分流管的备份，因此，不会出现因长时间分流导致的堵塞等现象，进而可大大提升分流的可靠性和稳定性。
45.我们知道，正常的颅内压有一个大致在80-180mmh2o之间的范围，为此，我们将允许的颅内压最高值设为p3，分流阀的启动压力设为p2，并确保p＜p2≤p3。也就是说，次分流管上分流阀的启动压力p2要大于设定的分流压力p，因此，可确保主分流管相比较次分流管优先分流，并且次分流管上分流阀的启动压力p2要小于允许的颅内压最高值p3，避免因分流不及时导致的病患颅内压过高。由于现有包括分流阀的分流管属于现有技术，本发明的次分流管可参考借鉴现有分流管的技术，在此同样不做详细的描述。
46.作为另一种优选方案，如图2、图3所示，所述压力传感控制单元包括一端与主分流管的吸液端连通的测压分管4，测压分管的另一端封闭，在测压分管内设有可移动的磁铁柱5，磁铁柱在测压分管内分隔出靠近吸液端的受压腔41、靠近封闭端的承压腔42，在测压分管外设有可轴向移动的磁感应线圈6。
47.当颅内压升高时，测压分管内的受压腔压力同步上升，从而驱动磁铁柱向承压腔一侧移动，此时，测压分管外的磁感应线圈在移动的磁铁柱磁场作用下产生相应的电信号，即可感测颅内压。
48.可以理解的是，当磁铁柱向承压腔一侧移动时，封闭的承压腔内的空气压力会线性的逐步上升，也就是说，承压腔的空气所形成的阻力类似于弹簧的弹力，其力的大小和磁铁柱的移动距离成正比。当然，我们可在测压分管上标注相应的压力值数据，以便于医护人员正确地观察颅内压力p1。
49.需要说明的是，由于磁感应线圈在测压分管外是可轴向移动的，因此，通过调节磁感应线圈在测压分管外的位置，即可方便地调节颅内压p1的测量精度。
50.当然，此处的磁铁柱是一个具有磁性、并且和测压分管形成类似活塞和缸体的可移动连接关系的构件。
51.此外，我们可去除病患脑壳内的一块“无用”的颅骨，以便“腾出空间”将本发明的脑积水分流装置部分构件植入病患的大脑内。
52.进一步地，如图4所示，所述磁感应线圈包括螺接在测压分管外的支架61，绕设在支架上的若干线圈62，所述线圈在测压分管的轴向上等间距分布。这样，我们可通过中央控
制电路先设定好分流压力p。当颅内压逐渐上升时，磁铁柱会向着承压腔一侧移动；当颅内压升高至设定的分流压力p时，磁铁柱向承压腔一侧移动至对应的线圈位置，该线圈即可输出一个代表颅内压p1的电信号，此时该颅内压p1即等于分流压力p。可以理解的是，在磁铁柱向承压腔一侧移动而经过前面的线圈时，同样会相应地输出一个小于分流压力p的颅内压p1，此时的中央控制电路不会启动分流泵工作。为了便于观察，所述测压分管以及支架优选地可采用透明塑料制成。
53.当然，我们可通过转动支架、以使磁感应线圈轴向移动，继而调教压力传感控制单元的准确性。
54.由于本发明使用时优选地需要被植入病患体内，此时医护人员难以及时观察、了解颅内压p1的实际数据。为了实时显示压力传感控制单元检测到的颅内压p1，本发明还包括可无线接收颅内压信号并显示的无线信号接收装置，当颅内压升高、磁铁柱移动至与其中一个线圈对应时，该线圈即可因切割磁力线而产生电流，继而产生一个代表对应颅内压p1的磁信号，无线信号接收装置接收该信号后即可显示颅内压p1。
55.由于此类无线信号传输原理及装置已经在现有技术中有广泛的应用，本实施例中同样不做详细的描述。
56.为了提升压力传感控制单元的灵敏度，如图5所示，所述测压分管包括直径外扩的检测段43，所述磁铁柱包括位于检测段内的滑动块51，滑动块在检测段内分隔出靠近吸液端的施压腔431、靠近封闭端的泄压腔432，滑动块靠近承压腔一侧设有位于测压分管内的压力柱52，压力柱的端部为具有磁性的感应端521，所述磁感应线圈设置在靠近承压腔一侧的测压分管上。也就是说，检测段和靠近承压腔一侧的测压分管之间形成阶梯。可以理解的是，由于滑动块的直径大于压力柱的直径，因此滑动块的面积大于压力柱的面积。当颅内压升高时，其压力会作用在面积较大的滑动块上，继而可驱动滑动块的移动，相反地，位于测压分管内的压力柱由于面积较小，所承受的空气阻力也较小。因此，当颅内压有微小的变化时，即可导致压力柱较大的轴向移动，有利于提升颅内压的检测精度。
57.优选地，我们可使滑动块的直径为压力柱直径的2-3倍，从而使两者之间的面积之比为4-9，继而使磁铁柱对颅内压有一个力的放大作用，确保磁铁柱的灵活移动。
58.可以理解的是，当磁铁柱向承压腔一侧移动时，封闭的泄压腔内的空气压力也会逐渐上升，从而对滑动块的移动形成阻力，为此，我们可在施压腔和泄压腔之间设置包括单向阀8的泄压管7，当泄压腔内的空气压力上升时，可通过泄压管泄压回流到施压腔内，从而消除泄压腔内的气体对滑动块形成的阻力。当然，其中的单向阀应为从泄压腔至施压腔正向导通，从而避免颅内压通过泄压管泄压而无法驱动磁铁柱移动。
59.为了尽量缩小单向阀的外形尺寸，并确保其具有足够的灵敏度，如图6所示，所述泄压管包括与泄压腔连通的第一管71、与施压腔连通的第二管72，第二管套接在第一管外面，也就是说，第二管的管径大于第一管的管径，以方便第一关于第二管的装配连接。此外，所述单向阀包括硅胶膜片81，所述硅胶膜片一侧（大致占开口周长的1/4）粘结在第一管上与第二管连接的开口处、并贴靠开口。这样，当第二管相对第一管形成正向压力时，所述硅胶膜片会更加紧密贴靠第一管开口，此时的泄压管处于正向截止状态；当第一管相对第二管形成反向压力时，所述硅胶膜片部分地离开第一管开口，此时的泄压管处于反向导通状态。
60.当然，所述第一管、第二管可谓圆管，也可为方管。
技术特征：1.一种脑积水分流装置，包括主分流管，所述主分流管一端为吸液端，另一端为出液端，其特征是，还包括脑积水处理单元，所述脑积水处理单元包括压力传感控制单元、分流泵、中央控制电路，先通过中央控制电路设定分流压力p，当压力传感控制单元检测到的颅内压p1大于等于设定的分流压力p时，中央控制电路使分流泵启动，从而通过主分流管将颅内脑积水分流到腹腔。2.根据权利要求1所述的一种脑积水分流装置，其特征是，还包括可无线充电的电池模块、可为电池模块无线充电的电池充电、可无线接收颅内压p1信号并显示的无线信号接收装置。3.根据权利要求1所述的一种脑积水分流装置，其特征是，所述分流泵为压电陶瓷水泵。4.根据权利要求1所述的一种脑积水分流装置，其特征是，还包括与主分流管并联的次分流管，所述次分流管上设有分流阀，所述分流阀的启动压力为p2，允许的颅内压最高值为p3，并且p＜p2≤p3。5.根据权利要求1所述的一种脑积水分流装置，其特征是，所述压力传感控制单元包括一端与主分流管的吸液端连通的测压分管，测压分管的另一端封闭，在测压分管内设有可移动的磁铁柱，磁铁柱在测压分管内分隔出靠近吸液端的受压腔、靠近封闭端的承压腔，在测压分管外设有可轴向移动的磁感应线圈。
技术总结本发明公开了一种脑积水分流装置，包括主分流管，所述主分流管一端为位于颅内的吸液端，另一端为位于腹腔内的出液端，还包括压力传感控制单元、设置在主分流管上的分流泵、用于控制分流泵动作的中央控制电路，所述压力传感控制单元包括通过中央控制电路设定的分流压力P，当压力传感控制单元检测到的颅内压P1大于等于设定的分流压力P时，中央控制电路使分流泵启动，从而通过主分流管将颅内脑积水分流到腹腔。本发明一方面可实时检测病患的实际颅内压，方便医护人员及时调整医疗措施，另一方面可实现自主模式的反馈性分流，以便使病患的颅内压稳定在设定水平。的颅内压稳定在设定水平。的颅内压稳定在设定水平。
技术研发人员：朱君明 许科帝 张建民 朱周乐
受保护的技术使用者：浙江大学
技术研发日：2022.08.05
技术公布日：2022/12/1
