CN103690282A - 管腔支架输送系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种管腔支架输送系统，包括推杆、外鞘管、推杆接头、外鞘接头和驱动装置。驱动装置驱动推杆接头和外鞘接头平行相向移动，且推杆接头与外鞘接头的移动速率比等于释放支架的轴向短缩量与支架的自然长度之比。驱动装置包括联动的第一驱动机构和第二驱动机构；第一驱动机构包括第一传动轮、第一换向轮和绕设于两者之上且固定有外鞘接头的第一传动带；第二驱动机构包括与第一传动轮同轴固定相连的第二传动轮、第二换向轮和绕设于两者之上且固定有推杆接头的第二传动带，第二传动轮包括用于绕设第二传动带的、且径长可调的轮槽。调节轮槽径长可改变变速比，以此调节支架短缩补偿量，以在血管条件复杂时能准确定位支架之远端。

Description

管腔支架输送系统

技术领域

本发明属于医疗器械领域，尤其涉及一种管腔支架输送系统。

背景技术

在介入医学领域，使用支架治疗或缓解人体管腔内变病的技术被越来越广泛地应用于临床。根据产品的使用范围，目前市场上的管腔内支架产品主要分为两大类：血管类支架（例如，主动脉支架、外周血管支架等）和非血管类支架（例如，胆道支架、食道支架、肠道支架等）。这类管腔内支架一般是采用可压缩的支架，并将其压缩到一中空的导管内，通过人体管腔的穿刺口（例如，动脉穿刺、静脉穿刺等）或人体器官开口（例如，口、鼻等），在数字影像(如CT、超声、内窥镜等)的监视下将压缩于导管内的支架送至病变部位，然后通过一定的方式将支架释放展开，依靠支架自身的径向支撑力和人体管腔自身的收缩力，将支架固定在特定位置，达到治疗或减缓病症目的。

临床上广泛应用的两种支架，自膨式支架和球囊扩张支架，二者都有覆膜支架和裸支架之分，其输送方式也不尽相同。

对于自膨式支架，其骨架部分一般是由镍钛合金制成，经过一定的热处理工艺后，支架本身具有形状记忆功能，即一旦环境温度恢复至其相变温度以上，支架具有恢复自身形状的能力。目前，这类支架的输送系统通常包含：至少一根外鞘管，用于将支架压缩装入其内；一根中管（一般称之为推杆、定杆等），中管预装于外鞘管内，中管的远端与支架的近端平齐，用于将支架“推出”或“顶出”外鞘管，达到释放支架的目的；以及一个内芯管，用于连接远端的导引件（一般是一个具有锥度的前端部件）和接受引导钢丝。有些输送系统的内芯管和中管固定在一起，统称为内鞘或推杆。对于这类自膨式支架输送和放置支架的方法一般包含如下步骤：a.将预装支架的输送系统在引导钢丝的引导下推送至病变部位；b.通过支架远端的显影标记点，微调输送系统，确定待释放支架的位置；c.固定中管，回撤外鞘管，使支架从外鞘管中释放出来，释放出的支架依靠自身的膨胀力展开，贴合于血管内壁，达到固定位置的目的。

对于球囊扩张式支架，其骨架部分一般是由不具形状记忆效应的金属材料如不锈钢，钴合金，铁合金等制成，支架材料刚性较大而弹性形变较小。其输送方式一般是预先将支架压缩并贴附在球囊外表面，然后通过导管输送至病变位置，再将球囊充盈使支架撑开，贴合于血管壁，依靠血管壁的收缩力将支架固定。

对于自膨式支架，目前的输送系统往往存在支架远端定位困难的问题，即支架的远端在释放的过程中容易移位，造成血管的损伤或释放位置不理想。例如，美国专利文献（公开/公告号为US7550001B2）公开了一种“枪式”支架输送系统，它通过压握手柄上安装的“触发板机”，驱动安装于手柄内部的棘轮机构转动，带动外鞘管后撤，实现外鞘管逐步、均匀、缓慢的移动，从而使支架远端在贴壁过程中可以准确把握，提高支架定位的准确性；美国专利申请文献（公开/公告号为US2008/0097572A1）公开了一种可逐段释放编织支架的方式，其释放原理如下：在压缩的支架腔内设置一种可啮合支架内壁的机构，这种机构在向远端运动时啮合支架内壁，带动支架向前运动，使支架部分释放，而在回撤（向近端运动）时与支架之间无啮合作用，使它重新回到压缩支架的腔内，而支架的位置保持不变，即通过这种啮合机构在支架腔内的往复运动以实现支架的逐段释放，这种输送系统结构成功解决了较长的编织支架（特别是弹簧圈结构的支架）由于轴向力的传递性差而无法释放的问题；美国专利申请文献（公开/公告号为US2010/094394A1）公开了一种可以补偿支架远端短缩的输送系统，通过在推杆的远端设置一可以压缩的弹簧，在装配支架后，弹簧处于压缩状态，当支架开始释放时，随着支架释放出的长度增加，而留在鞘管内的长度减少，因此支架与鞘管壁之间的摩擦力减小，所以弹簧开始逐渐伸长，推动支架向远端移动，用于抵消支架由于释放时短缩产生的移位。

作为血管支架最重要的两项性能指标，径向支撑力和短缩率一般是相互矛盾的，尤其是采用闭环结构的编织支架，其径向支撑力和短缩率更是难以兼顾，若是想要支架具有良好的柔顺性和足够的径向支撑力，就势必会导致支架具有较大的短缩率。目前常见的支架输送系统，尽管在“可控释放”和一体式手柄结构等方面做过相当多的改进，但绝大部分的释放原理都还是采用这种“Pin&Pull back”的方式，即如前所述的固定内鞘管(推杆、定杆)，后撤外鞘管的方式来实现支架的释放。这类输送系统在释放无短缩或短缩率接近0的支架时，不存在问题；但是一旦支架的短缩率超过一定限度，如10%，那么在释放支架时，由于释放出的支架和在鞘管内压缩的支架相比，长度上具有较大变化量，因而支架必然发生移位。特别是在释放较长的支架时，这种变化更加明显。

为了改变这种支架随着释放进行而不断向近端移位的情况，操作者不得不在释放的过程不断调整输送器的位置，这样就延长了支架释放过程的时间，由于在支架释放过程中医生需要开启X射线机进行监视，这样就增加了医生和病人暴露在X射线下的时间，对于病人和医生都会带更多的伤害。另一方面，由于靠人工操作输送系统来补偿支架短缩的方法，操作复杂且不准确，要求医生有非常丰富的实践经验，否则很容易造成支架移位或释放形态不理想，甚至造成血管的损伤。其中，支架的短缩量定义为支架释放前位于鞘管内的长度和释放到血管后的长度之差。

鉴于以上问题，美国专利申请文献（公开/公告号为US2010/094394A1）也提出一种可补偿支架短缩的输送器设计，如前文中介绍的实施方式。但是这种方式由于采用的是弹簧前推支架来实现补偿，弹簧推力和支架与鞘管之前的摩擦力在实际当中都是无法准确判断的，因此这种补偿是非常粗略的；另一方面输送系统和支架一旦制成，其补偿的量也就确定了，无法适应临床上复杂多变的血管情况。

具体地，当前支架输送器的短缩补偿量相对血管管径固定不变，然而血管管腔对支架的压缩量随血管管径变化，支架植入的管腔越小，则压缩量越大，相应的短缩量越小。而临床上血管情况复杂多变，不同个体在相同位置的血管可能具有不同的管径，或者同一支架可能跨越不同管径的两段血管，如果仍然采用短缩补偿量固定的输送器，将还可能存在因支架短缩而发生移位的风险，使得支架无法准确定位。

发明内容

本发明的目的在于提供一种管腔支架输送系统，可在释放支架过程中根据需要调节短缩补偿量。

本发明的技术方案包括：提供一种管腔支架输送系统，包括外鞘管、设于该外鞘管内的推杆、用于驱动所述推杆沿所述外鞘管轴向移动的推杆接头、用于驱动所述外鞘管移动的外鞘接头、以及驱动装置；所述驱动装置驱动所述推杆接头和所述外鞘接头相向移动，且所述推杆接头与所述外鞘接头的移动速率比等于释放所述支架的轴向短缩量与所述支架的自然长度之比；所述驱动装置包括联动的第一驱动机构和第二驱动机构；第一驱动机构包括第一传动轮、相对所述第一传动轮位于近端的第一换向轮、以及绕设于所述第一传动轮和所述第一换向轮上的第一传动带，所述外鞘接头还固定连接于所述第一传动带上；第二驱动机构包括与所述第一传动轮同轴固定相连的第二传动轮、相对所述第二传动轮位于近端的第二换向轮、以及绕设于所述第二传动轮和所述第二换向轮上的第二传动带，所述推杆接头还固定连接于所述第二传动带上，所述第二传动轮包括用于绕设所述第二传动带的、且径长可调的轮槽。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，在同一绕制方向下，第一传动带依次绕过所述第一传动轮、连接所述外鞘接头、绕过所述第一换向轮后转向绕回所述第一传动轮；所述第二传动带依次绕过所述第二传动轮、绕过所述第二换向轮转向、连接所述推杆接头、绕回所述第二传动轮。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述轮槽为锥形体，所述锥形体从靠近所述第一传动轮的一端开始径长逐渐增大。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述轮槽为台阶体，所述台阶体从靠近所述第一传动轮的一端开始包括多个径长逐级增大的台阶轮。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述台阶轮的外边缘上设有多个彼此间隔开的第一轮齿，所述第一轮齿相对所述台阶轮的轮表面凸起；所述第二传动带穿过所述第一齿轮之间的间隙。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述台阶轮的外边缘侧面上设有多个彼此间隔开的第二轮齿，所述第二轮齿相对所述外边缘侧面凸起；所述第二传动带为与所述第二轮齿啮合的链条。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述驱动装置还包括径长调节机构；所述径长调节机构包括调节弹片和调节旋钮，所述调节弹片包括固定端、自由端、以及在所述固定端与所述自由端之间延伸的弹片主体，所述第二传动带穿设连接所述自由端；所述调节旋钮包括旋钮头和螺柱，所述螺柱的一端与所述旋钮头固定连接，另一端接触所述弹片主体。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述自由端包括用于通过所述第二传动带的通孔，所述通孔的中心轴与所述弹片主体的轴向平行。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述驱动装置还包括张力调节机构；所述张力调节机构包括第一定滑轮、张力轮组件、以及第二定滑轮，所述第二传动带绕过所述第二传动轮后，依次绕过所述第一定滑轮、所述张力轮组件和所述第二定滑轮，随后连接所述推杆接头；所述第一定滑轮、所述张力轮组件和所述第二定滑轮与所述第二传动带配合形成V字形结构。

在依据本发明实施例的管腔支架输送系统中，所述张力轮组件包括张力轮、用于容纳所述张力轮的轮轴滑动的轮轴滑槽、以及设于所述轮轴滑槽中的压力弹簧；所述压力弹簧的一端与所述轮轴滑槽的顶端固定连接，另一端与所述轮轴固定连接；所述第二传动带在靠近所述轮轴滑槽的底端一侧绕过所述张力轮。

本发明提供的管腔支架输送系统中，通过在输送支架过程中调节第二传动轮的轮槽的径长，可改变推杆接头与外鞘接头的移动速率比，从而调节释放支架的轴向短缩补偿量，即使在血管条件复杂的情况下，也能准确定位支架之远端，从而大大提高手术中支架置放的准确性。

附图说明

图1为本发明一实施例提供的管腔支架输送系统的正视图；

图2为图1中调节旋钮的细节结构放大图；

图3为图1中所述管腔支架输送系统的内部局部结构示意图；

图4为图1中所述管腔支架输送系统的内部局部结构示意图；

图5为图4的A向视图；

图6为图1中所述管腔支架输送系统之调节弹片的结构示意图；

图7为图1中所述管腔支架输送系统之张力轮组件处于松弛状态的示意图；

图8为图1中所述管腔支架输送系统之张力轮组件处于压紧状态的示意图；

图9为图1所示所述管腔支架输送系统处于低变速比的状态示意图；

图10为图1所示所述管腔支架输送系统处于高变速比的状态示意图；

图11为图1中所述管腔支架输送系统在支架释放前的应用示意图；

图12为图1中所述管腔支架输送系统在一段管腔内释放一部分支架的应用示意图；

图13为图1中所述管腔支架输送系统在两段管径不同的管腔内释放全部支架的应用示意图；

图14为本发明又一实施例的管腔支架输送系统的结构示意图；

图15为图14中A-A方向的剖面图；

图16为图14所示所述管腔支架输送系统处于低变速比的状态示意图；

图17为图14所示所述管腔支架输送系统处于高变速比的状态示意图；

图18图14所示所述管腔支架输送系统的一替代实施方式的结构示意图；

图19为图18所示所述管腔支架输送系统处于高变速比的状态示意图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。

在介入医疗领域，通常定义距操作者相对近的一端为近端，距操作者相对远的一端为远端。

请参照图1至图5，本发明一实施例提供的管腔支架输送系统（以下简称为输送系统）包括推管组件2、手柄外壳3、操作滑块4、外鞘接头27、推杆接头26以及驱动装置5。

手柄外壳3包括对称设置的第一壳体31和第二壳体（未图示），操作滑块4的个数为2件，且分别对称设置于手柄外壳3的第一壳体31和第二壳体上。

推管组件2包括贯穿手柄外壳3的推杆21、固定于手柄外壳3上并套设于推杆21之远端的外鞘滑套22、用于容纳压缩后支架并相对于外鞘滑套22轴向滑动的外鞘管23、设置于推杆21之远端且不透X射线的中空的导引头24、设置于推杆21之近端的鲁尔连接件25、以及内芯管（未图示）。支架装载于内芯管与外鞘管23的远端所形成的空腔之内，内芯管在支架的内腔内与其摩擦接触，且内芯管穿在推杆21内部，并与之固定在一起，从而可通过移动推杆21推送支架；外鞘管23通过与支架的相对轴向运动来释放或收回支架。

推杆21位于内芯管与外鞘管23之间，并贯穿整个输送系统，推杆21的远端连接引导头24，近端连接有鲁尔连接件25。内芯管的远端具有与支架的内壁摩擦接触的凸起，以在推杆21的移动过程中推出或收回支架。推杆21靠近远端的一段在外鞘管23内沿外鞘管23的轴向移动，为具有韧性的塑料管；靠近近端的一端位于手柄外壳3内，为金属管，因此，推杆21为两种管件的组合。推杆接头26固定连接在推杆21靠近近端的一段上，在驱动装置5的驱动下推杆接头26沿推杆21轴向移动，从而带动推杆21能在支架释放或收回过程中按所调节的位移量和速率沿轴向移动。

内芯管采用具有韧性的塑料或者金属管件，且大部分嵌套在推杆21的内部，内芯管的远端超出推杆21的远端，即未被推杆21所包裹以用于装载支架。内芯管的远端连接有导引头24，内芯管的内腔与导引头24的内腔相通，连接方式可以是注塑成型或者胶接等方式。内芯管的近端与推杆21靠近近端的一段通过焊接或者胶接方式与固定在一起，以起到加强挺直作用，以利于推杆21与外鞘管23在手柄外壳3内顺利滑动。

鲁尔连接件25设置于推杆21的近端，并与推杆21的近端连接，用于连接注射器冲洗推杆21内腔或者向体内注射造影剂。鲁尔连接件25与推杆后段的连接方式采用注塑成型、胶水粘接或者螺纹连接等方式。

外鞘管23为具有韧性的塑料管或者塑料金属复合管，其近端与外鞘接头27连接，外鞘接头27连接和固定外鞘管23的近端并提供动力输入的接口。操作滑块4和外鞘接头27连接在一起，外鞘接头27可接收来自操作者的推拉力，例如拖动操作滑块4的推拉力，当拖动操作滑块4前进或者后退即可控制外鞘管23的进退，实现外鞘管23的前进（向远端移动）或者后撤（向近端移动）。推杆接头26与外鞘接头27沿推杆21的轴向相向移动，两者之间通过驱动装置5实现动力传动，即当外鞘管23后撤时，利用驱动装置5带动推杆21以一定速度前进，反之，当外鞘管23前进时，利用驱动装置5带动推杆21以一定速度后撤。

管腔支架输送系统还包括固定安装于手柄外壳3上的冲洗组件7，冲洗组件7包括用于传输冲洗液或者造影剂的软管71、连接软管71与外鞘管23的冲洗接头72以及一端连接软管71的三通阀73，三通阀73用于在手术前连接注射器以导入冲洗液或造影剂而冲洗外鞘管23的内部和注射造影剂。

驱动装置包括联动的第一驱动机构和第二驱动机构。第一驱动机构包括安装于手柄外壳3内部并位于外鞘接头27与导引头24之间的第一传动轮511、相对第一传动轮511位于近端的第一换向轮531、绕设于第一传动轮511和第一换向轮531上的第一传动带521，外鞘接头27固定连接于第一传动带521上且可沿推杆21滑动。第二驱动机构包括与第一传动轮511同轴固定相连的第二传动轮512、相对第二传动轮512位于近端的第二换向轮532、以及绕设于第二传动轮512和第二换向轮532上的第二传动带522，推杆接头26固定连接于第二传动带522上，第二传动轮512包括用于绕设第二传动带522的、且径长可调的轮槽。

在同一转动方向下，例如图4中的顺时针方向B，第一传动带521依次绕过第一传动轮511、连接外鞘接头27、绕过第一换向轮531后转向绕回第一传动轮511；第二传动带522依次绕过第二传动轮512、绕过第二换向轮532、连接推杆接头26、绕回第二传动轮512。

第一传动轮511和第二传动轮512设置于外鞘接头27之远端，即当外鞘接头27处于最远端的位置时，第一传动轮511和第二传动轮512仍然处于比外鞘接头27更靠近远端的位置，这种位置设置有利外鞘接头27在后撤时，能够通过第一传动带521带动第一传动轮511和第二传动轮512做顺时针方向移动（该方向参照图4）。同样地，第一换向轮531设置在比外鞘接头27更靠近近端的位置，即当外鞘接头27处于最近端的位置时，第一换向轮531仍然处于比外鞘接头27更近端的位置。第一传动带521和第二传动带522在固定和安装时应遵循的原则是：当外鞘接头27滑到最远端的位置时，推杆接头26应处于最近端的位置，反之亦然。

第一传动带521和第二传动带522可以是金属丝或者塑料绳，更优地为金属多股丝，例如多股镍钛丝。第一传动轮511和第二传动轮512通过前轮轴513安装于手柄外壳3上，第一传动轮511与第二传动轮512之间相对固定以组成一个轮组，即第一传动轮511和第二传动轮512为一次加工出来的整体，或者单独加工出的第一传动轮511和第二传动轮512并通过机械连接方式固定在一起，具有共同的前轮轴513。

第一传动轮511和第二传动轮512均具有分别放置第一传动带521和第二传动带522的轮槽，绕有第一传动带521或第二传动带522的轮槽处的直径称为轮径，第二传动轮512之轮径与第一传动轮511之轮径的比值称为轮径比。因第二传动轮512与第一传动轮511同轴，具有相同的角速度，因此两者之间的轮径比为线速度比，该线速度比等于第二传动带522和第一传动带521的传动速率比，即外鞘接头27与推杆接头26滑动时的速率比。此处可定义推杆接头26与外鞘接头27滑动时的速率比为变速比γ，γ=d/D,其中d为第二传动轮512的轮槽的轮径，D为第一传动轮511的轮槽的轮径。

具体地，假设待输送的支架在压缩入外鞘管23以后的轴向长度是L0，而该支架在释放入预定管腔内因直径膨胀将缩短到自然长度L1，预定管腔是指待置入支架的管腔，如人体血管或模拟的人体管腔。那么，支架的短缩量则为△L=L0-L1；管腔支架输送系统的变速比γ便可按公式（1）确定：

γ=△L/L1=（L0-L1）/L1       （1）

按照以上公式计算管腔支架输送系统的变速比，需获知放置支架的“预定管腔”的内径，在体外做模拟释放时，可以选择具有确定内径的管子（如硅胶管）来模拟血管计算变速比。但是在真正应用于人体时，放置支架部位的血管粗细往往不是一成不变的，特别是当支架放置在有分支血管的部位，血管分支前后的直径变化相对较大。具有较大短缩率的支架往往具有如下特征：支架置入的管腔直径越小，即管腔对支架的压缩量越大，则支架释放后得到的自然长度L1越大。按照上面的公式，若需要将一个具有短缩率较大的支架放入两段具有不同内径的管腔中，那么这个输送系统需要两个不同的变速比，分别对应在不同位置段释放支架。根据前述可知，变速比γ由第二传动轮512与第一传动轮511的轮径比确定，在支架释放过程中，当其它条件设置不变时，通过调节第二传动轮512的轮槽的轮径即可根据需要调节变速比γ，以适应血管条件复杂的情况。

以图1、4为例，当推动操作滑块4以使外鞘接头27带动外鞘管23后撤（向近端移动）时，支架释放，同时会带动第一传动带521后撤，继而带动第一传动轮511沿顺时针方向B旋转，由于第一传动轮511与第二传动轮512同轴固定在一起，因此，第二传动轮512也开始以与第一传动轮511相同的角速度做顺时针方向转动，于是带动第二传动带522做顺时针方向转动。推杆接头26与第二传动带522相连，当外鞘管23后撤时，带动推杆接头26前移（向远端移动），以此通过推杆21推动支架近端前移，以补偿支架释放过程中的短缩。

可以看出，推杆21前移的速率与外鞘管23后撤的速率之比为V2/V1，等于第二传动轮512与第一传动轮511转动的线速度之比（即变速比γ），也等于第二传动轮512与第一传动轮511的轮径之比。因此，当外鞘管23后撤的距离（等于支架的自然长度L1）确定时，基于已获知的变速比γ，即可通过公式（1）计算出推杆26的前移量（应予补偿的支架短缩量△L）。这个前移量刚好用于补偿支架释放时短缩的长度，因此，可以保证支架远端不会移位。

具体地，参见图5，第二传动轮512的轮槽512a为锥形体，该锥形体包括靠近第一传动轮511的第一侧端5121以及远离第一传动轮511的第二侧端5122，轮槽512a的径长沿第一侧端5121至第二侧端5122的方向逐渐增大。第一侧端5121处的轮径最小，表示为d1；第二侧端5122处的轮径最大，表示为d2；第一传动轮511的轮槽的径长固定为D。当第二传动带522绕过第一侧端5121时，即位于第二传动轮512之轮槽的最小直径处时，输送系统的变速比为：

γ1=d1/D      （2）

而当第二传动带522位于第二传动轮512之轮槽的最大直径处时，输送系统的变速比为：

γ2=d2/D        （3）

即通过改变第二传动带522在第二传动轮512之轮槽512a上的位置，可以使管腔支架输送系统的变速比在γ1～γ2之间变化。

驱动装置还包括径长调节机构6，其可在支架释放过程中改变第二传动带522在第二传动轮512之轮槽上的位置，以此调节第二传动轮512之轮槽512a的径长。径长调节机构6包括调节弹片62和调节旋钮61。参见图6，调节弹片62包括固定安装于手柄外壳3上并靠近外鞘滑套22一侧的固定端621、沿与固定端621垂直的方向弯折延伸的弯折段622、沿弯折段622的自由端并远离固定端621的方向弯折延伸的弹片主体623以及沿与弹片主体623的自由端垂直的方向弯折延伸的自由端624，自由端624与弹片主体623位于同一平面上且设有用于通过第二传动带522的通孔625，通孔625的中心轴线与弹片主体623的轴线相互平行。

调节旋钮61包括旋钮头611以及螺柱612，旋钮头611设置于手柄外壳3外以便于手握；螺柱612的一端与旋钮头611固定连接，另一端穿过手柄外壳3后抵触弹片主体623。调节弹片62是由具有一定韧性和刚度的金属片材，如铜、不锈钢等经过折弯加工而成，固定端621设有固定孔6211，利用螺丝穿过固定孔6211以将调节弹片62固定于手柄外壳3上。

当处于初始状态时，螺柱612的端面刚好与弹片主体623接触，当旋转调节旋钮头611时，螺柱612顶起调节弹片62，由于调节弹片62一端固定于手柄外壳3上，具有通孔625的自由端624且会发生翘起，拉动绕过第二传动轮512的轮槽512a的第二传动带522沿第一侧端5121指向第二侧端5122的方向滑动，从而改变第二传动带522绕过轮槽512a的轮径d（d1≤d≤d2），继而调节变速比γ（γ=d/D），实现支架的短缩补偿量可调。反之亦然，当反方向再次旋转调节旋钮头611时，螺柱612回撤，调节弹片62在自身的弹性回复力下回弹，拉动绕过轮槽512a的第二传动带522沿第二侧端5122指向第一侧端5121的方向滑动，从而反向改变第二传动带522绕过轮槽512a的轮径d。

为方便操作，调节旋钮61设置于手柄外壳3的前端以用于调节传动系统的变速比。参见图2，旋钮头611的端面上设有箭头标识613以用于指示旋钮头611旋转的位置，手柄外壳3上设有与箭头标识613相匹配的刻度标识32和档位标识33，刻度标识32和档位标识33位于旋钮头611周围，以分别指示该管腔支架输送系统的档位。

通过上述调节机构6调节变速比γ的过程中，需改变第二传动带522在第二驱动机构中的传动长度，当改变幅度较小时，通常可通过第二传动带522自身的弹性实现，当改变幅度较大时，仅依靠第二传动带522的自身弹性则难于实现。例如，达到较大传动长度时，第二传动带522过于绷紧，易断裂且难于传动；当回复到较小长度时，第二传动带522过于松弛，难于保证调节精度。为此，驱动装置还包括张力调节机构，辅助调节第二传动带522在变速比γ过程中的张力。

张力调节机构54包括第一定滑轮541、张力轮组件543、以及第二定滑轮542，第二传动带522绕过第二传动轮512后，依次绕过第一定滑轮541、张力轮组件543和第二定滑轮542，随后连接推杆接头26；第一定滑轮541、张力轮组件543和第二定滑轮542与第二传动带522配合形成V字形结构。本发明实施例提供的管腔支架输送系统利用张力调节机构54调节第二传动带522的松紧，以利于运动的传递。

请参照图7和图8，张力轮组件543包括具有轮轴544的张力轮543a、设置于手柄外壳3上以容纳轮轴544滑动的轮轴滑槽545以及设于轮轴滑槽545内的压力弹簧546。压力弹簧546的一端与轮轴544固定连接，另一端固定于轮轴滑槽545的顶端545a。第二传动带522在靠近轮轴滑槽545的底端545b的一侧绕过张力轮543a。

当第二传动带522处于第二传动轮512之轮径的最小位置时，轮轴544也处于轮轴滑槽545之底端545b位置，此时，压力弹簧546可为自然长度，上述V字形结构占用第二传动带522的长度较长，避免第二传动带522过于松弛，保证其处于张紧状态。当第二传动带522向轮径较大的方向滑动时，第二传动带522有张紧的趋势，随着张力的增加，第二传动带522会迫使张力轮543朝顶端545a的方向抬升，压缩压力弹簧546，于是V字形结构所占用的第二传动带522的长度减小，避免第二传动带522过于紧绷。相反地，当调节弹片62带动第二传动带522移向第二传动轮512之轮径较小的一侧时，第二传动带522有松弛的趋势，即第二传动带522承受的张力减小，在压力弹簧546回复力的驱动下张力轮543朝底端545b方向移动，于是V字形结构所占用第二传动带522会增加，从而使得第二传动带522可以保持一定的张力而不至于松弛或者脱轨。

请参照图9，初始状态下，第二传动带522绕过第一侧端5121，第二传动轮512的轮槽512a的轮径最小。参见图10，在调节过程中，改变螺柱612的螺距或通过调节螺柱612相对通孔625的距离，使得调节机构6达到这样的效果：当调节旋钮头611顺时针旋转一周时，刚好使通孔625带动第二传动带522从第二传动轮512之最小轮径的一侧移动到最大轮径的一侧。结合图2，档位标识33设置有三个档位，即1、2、3档，顺时针方向排列，当旋钮头611指示的档位越高，说明管腔支架输送系统补偿的程度越大，即当外鞘管23后撤的位移一定时，推杆21向前移动的距离越大。刻度标识32将每个档位标识33之间分成若干等份，这有助于微调管腔支架输送系统的变速比，特别适用于当操作者对选择何种变速比不太确定的情况下，可以在释放支架的前端部分时试探性的微调，以选择最合适的变速比来完成支架的释放。借助刻度标识32和档位标识33，操作者可以精确地选择管腔支架输送系统的变速比，使支架释放定位更加准确。

请参照图11至图13，当管腔支架输送系统在一些特殊场合使用时，例如含有分支血管的血管，假设需要在跨过分支血管的位置放置一个具有较大短缩率的支架1。支架1之远端的定位点为A点，支架1在外鞘管23内的长度为BE段的长度，由前文的介绍可知，支架1在释放完成后必然会小于BE段的长度，当使用普通的输送器时，推杆21固定，即支架1的近端E点相对于血管固定，此时后撤外鞘管23释放支架1，随着支架1的短缩，支架1的远端B点必然会向后移位，因此支架1的定位失效。

当选择本发明实施例提供的管腔支架输送系统时，在BC段可以根据BC段所在管腔的直径选择一个与之相适应的变速比γ1，假设对应管腔支架输送系统上的1档位。当支架1的远端定位点A点定位好以后，将旋钮头611旋至1档位，后撤外鞘管23，完成BC段支架1的释放。参见图12，在此段释放的过程中，推杆21向前移动了EH段的距离，即支架1的近端向前移动了EH段的距离；由前面的分析可知EH段的长度刚好等于释放BC段支架1所产生的短缩量，因此可以保证支架1远端定位点B点不动。

当支架1开始CD段的释放时（血管分叉处往往是直径开始变化较大的部位，在实际操作中可以通过X射线机观察确认分叉血管的位置），可选择一个与CE段血管直径相适应的变速比γ2，假设对应管腔支架输送系统上的2档位。将旋钮头611旋至2档位，后撤外鞘管23，完成CD段支架1的释放。参见图13，在此段释放的过程中，推杆21又向前移动了DH段的距离，即支架1的近端向前移动了DH段的距离，保证支架1的远端定位点B点不动。尽管CD段管腔比BC段管腔要大，但由于管腔支架输送系统的变速比也做了相应的调整，所以在这一段推杆21前移DH段的长度也刚好等于释放CD段支架1所产生的短缩量，因此仍可以保证支架1远端定位点B点不动。

由于人体的血管解剖形态一般是不太规则的，在设计管腔支架输送系统时，可以根据支架1在实际使用时推荐的血管直径（如直径为6mm的支架1一般推荐放入直径约5mm的血管）预先计算好管腔支架输送系统的变速比γ0，然后将γ0对应的档位设计成中间档位，如档位2。在实际使用中，操作者可以根据实际情况适当增大或减小管腔支架输送系统的变速比来适应真实的血管情况。例如，当在一段锥形的血管中放置一个较长的具有短缩率的支架1时，如果放置支架1的血管远端直径较小而近端直径较大，那么就可以在放置支架1的过程中逐步地适当增大输送器的档位，以适应不同位置的血管直径。因此对于情况复杂的病变血管，本发明实施例提供的管腔支架输送系统将为临床医生提供更多的便利，使得具有短缩率的支架1置入定位更加准确。

请参照图14至图17，与上述实施例相比，依据本发明又一实施例的管腔支架输送系统中的第二传动轮512的轮槽512b为台阶体，该台阶体从靠近第一传动轮511的一端开始包括多个径长逐级增大的台阶轮。图中台阶体包括径长依次逐级增大的第一台阶轮513、第二台阶轮514和第三台阶轮515；第一台阶轮513位于第一传动轮511与第二台阶轮514之间，第二台阶轮514位于第一台阶轮513与第三台阶轮515之间。第二传动带522绕过不同的台阶轮时轮径不同，对应的变速比不同，从而实现支架短缩补偿量可调。

在调节过程中，当转动旋钮头611使螺柱612向手柄外壳3内部旋进并顶起弹片主体623时，通孔625由第一台阶轮513移向第二台阶轮514，此时，通孔625右侧的第二传动带522也被通孔625带至与第二台阶轮514齐平的位置，在通孔625的带动下，通孔625左侧的第二传动带522从第一台阶轮513斜跨并接触到第二台阶轮514的外边缘侧面（简称轮侧面）。此时，若外鞘接头27后撤，由第一传动带521带动使第一传动轮511和台阶轮做顺时针方向转动，第二传动带522绕至第二台阶轮514的轮侧面上，由此实现了管腔支架输送系统变速比的改变。同样地，当调节旋钮头611继续向手柄外壳3内部旋进时，当通孔625移至与第三台阶轮515轮面平齐的时候，管腔支架输送系统的变速比将再次改变。当需要管腔支架输送系统减档或降低补偿比例的时候，操作方法刚好相反。

为了进一步在台阶轮上卡住第二传动带522，在本实施例的优选实施方式中，台阶轮的外边缘上设有多个彼此间隔开的第一齿轮，该第一齿轮相对台阶轮的轮表面凸起，从而第二传动带522可穿过第一齿轮之间的间隔。图中第二台阶轮514靠近第一台阶轮513的一侧边缘设有第一轮齿5141，第三台阶轮515靠近第二台阶轮514的一侧边缘设有第一轮齿5151。第一轮齿5141沿第一台阶轮514之轮表面凸起且等间距均匀分布于第二台阶轮514边缘的圆周上，第一轮齿5151沿第三台阶轮515之轮表面凸起且等间距均匀分布于第三台阶轮515边缘的圆周上。

具体地，第一轮齿5141为高出第二台阶轮514之轮表面的凸起，第一轮齿5151为高出第三台阶轮515之轮表面的凸起，高出的尺寸比第二传动带522的直径稍大，一般可设置为0.5～2mm；第一轮齿5141均匀分布在第二台阶轮514边缘的圆周上，第一轮齿5151均匀分布在第三台阶轮515边缘的圆周上，第一轮齿5141之间以及第一轮齿5151之间分别构成均匀的间隙，间隙尺寸比第二传动带522的直径稍大一些。

第一轮齿5141和5151在管腔支架输送系统调节变速比时有利于第二传动带522由第一台阶轮513过渡到第二台阶轮514上或者由第二台阶轮514过渡到第三台阶轮515上。在调节过程中，在通孔625的带动下，第二传动带522从第一台阶轮513斜跨过第一轮齿5141之间的间隙，接触到第二台阶轮514的轮面，此时，若外鞘接头27后撤时，由第一传动带521带动第一传动轮511和台阶轮做顺时针方向转动，由于第二传动带522受到第一轮齿5141的限制，不能再返回第一台阶轮513的轮面，于是便顺利绕上第二台阶轮514的轮面，由此实现了管腔支架输送系统之变速比的改变。

对应地，在变速比逐级调节中，改变调节旋钮61之螺柱612的螺距或控制螺柱612与通孔625之间的距离，使得当调节旋钮头611旋转至与档位标识33上对应的1、2、3档位置时，通孔625刚好移动至第一台阶轮513、第二台阶轮514、第三台阶轮515之轮侧面上。这样通过手柄外壳3上的档位标识33，即可清楚判断管腔支架输送系统当前能够提供的变速比，操作者可根据实际情况的需要，灵活选择合适的补偿比例。

相对于第二传动轮512的轮槽512a为锥形体的实施例，该管腔支架输送系统的变速比不再连续可调，只能提供几个确定的变速比，如三个档位。这种方式的优点是变速比明确，对于操作者来说更容易选择。例如，一般临床上选择支架的原则是：要求选择的支架比放置支架部位的血管直径大10-20%，那么输送系统的三个档位可分别设计成对应支架压缩10%、15%和20%时的补偿比例。在临床上放入支架前通过血管造影测得病变部位的血管直径，然后来估算支架置入后的压缩比率，根据前述的对应关系来选择合适的管腔支架输送系统档位，以实现支架短缩量的合理补偿。

请参照图18和图19，在本实施例的另一优选实施方式中，轮槽512c中，台阶轮的外边缘侧面（简称为轮侧面）上设有多个彼此间隔开的第二齿轮，第二齿轮相对轮侧面凸起，第二传动带522为与该第二齿轮啮合的第二链条522’。为达到更佳的配合效果，第一传动轮511上也可设有与第二齿轮类似的齿轮，第一传动带521为与之啮合的链条。第一换向轮531同样设有与上述链条啮合的齿轮（未图示；第二换向轮532也设有与第二链条522’啮合的第二齿轮（未图示）。

具体地，轮槽512c的第一台阶轮513a、第二台阶轮514a、以及第三台阶轮515a上分别设有相同大小和形状的第二轮齿5121、5122、5123。在调节管腔支架输送系统的变速比时，转动旋钮头611使螺柱612向手柄外壳3内部旋进，顶起弹片主体623，使通孔625由第二轮齿5121移向第二轮齿5122，此时，通孔625右侧的第二链条522’也被通孔625带至与第二轮齿5122平齐的位置。此时，若外鞘接头27后撤时，由于第二轮齿5122和第二链条522’的啮合作用，第二链条522’不能再返回第二轮齿5121，随着转动的进行，第二链条522’逐渐由第二轮齿5121转移到第二轮齿5122，由此实现了管腔支架输送系统之变速比的改变。同样的道理，当通孔625移至与第三小齿轮5123平齐的时候，管腔支架输送系统的变速比将再次改变。当需要管腔支架输送系统减档或降低补偿比例的时候，操作方法刚好相反。因台阶轮的侧面上具有第二轮齿，因此该台阶轮类似于齿轮结构，所以管腔支架输送系统的变速比为第一传动轮511的分度圆直径与相应的第二传动轮的分度圆直径之比。

综上所述，本发明提供的管腔支架输送系统中，通过在输送支架过程中调节第二传动轮的轮槽的径长，可改变推杆接头与外鞘接头的移动速率比（变速比），从而调节输送支架的轴向短缩补偿量，即使在血管条件复杂的情况下，也能准确定位支架之远端，从而大大提高手术中支架置放的准确性。当轮槽为锥形体时，其径长连续变化，因此变速比可连续调节。当轮槽为台阶体时，径长为多个固定值，虽然变速比仅可在多个固定值之间调节，但是精度高。同时，为配合第二传动带绕设于台阶体，台阶轮上设有相对轮表面凸起的第一轮齿，在调节变速比的过程中可以将第二传动带限定在第一齿轮之间的间隙中，协同完成变速比的转换；或者台阶轮的轮侧面上设有相对轮侧面凸起的第二轮齿，第二传动带为链条，通过链条与第二齿轮的啮合对第二传动带限位，提高输送系统变速比调节过程的稳定性。

另外，外鞘接头和推杆接头同步平行相向移动，即支架释放过程中，在外鞘管后撤的同时，推杆可以以一定的速率向前运动以带动支架前进，实现短缩补偿，因此支架释放过程中同步补偿。这样释放出的支架能够及时贴壁，避免了由于单纯的后撤外鞘管，后释放的支架由于受到管腔支架输送系统的牵拉而无法及时贴壁造成的问题。且因同步补偿方式，支架在释放过程中的短缩量由管腔支架输送系统及时补偿，因此释放出的支架不存在牵拉作用，与管腔壁之间无轴向作用力，避免了支架被拉伸时对管腔壁造成的伤害。

以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。

Claims (10)

1.一种管腔支架输送系统，包括外鞘管、设于该外鞘管内的推杆、用于驱动所述推杆沿所述外鞘管轴向移动的推杆接头、用于驱动所述外鞘管移动的外鞘接头、以及驱动装置；所述驱动装置驱动所述推杆接头和所述外鞘接头相向移动，且所述推杆接头与所述外鞘接头的移动速率比等于释放所述支架的轴向短缩量与所述支架的自然长度之比；其特征在于，所述驱动装置包括联动的第一驱动机构和第二驱动机构；第一驱动机构包括第一传动轮、相对所述第一传动轮位于近端的第一换向轮、以及绕设于所述第一传动轮和所述第一换向轮上的第一传动带，所述外鞘接头还固定连接于所述第一传动带上；第二驱动机构包括与所述第一传动轮同轴固定相连的第二传动轮、相对所述第二传动轮位于近端的第二换向轮、以及绕设于所述第二传动轮和所述第二换向轮上的第二传动带，所述推杆接头还固定连接于所述第二传动带上，所述第二传动轮包括用于绕设所述第二传动带的、且径长可调的轮槽。

2.如权利要求1所述的管腔支架输送系统，其特征在于，在同一绕制方向下，第一传动带依次绕过所述第一传动轮、连接所述外鞘接头、绕过所述第一换向轮后转向绕回所述第一传动轮；所述第二传动带依次绕过所述第二传动轮、绕过所述第二换向轮转向、连接所述推杆接头、绕回所述第二传动轮。

3.如权利要求1所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述轮槽为锥形体，所述锥形体从靠近所述第一传动轮的一端开始径长逐渐增大。

4.如权利要求1所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述轮槽为台阶体，所述台阶体从靠近所述第一传动轮的一端开始包括多个径长逐级增大的台阶轮。

5.如权利要求4所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述台阶轮的外边缘上设有多个彼此间隔开的第一轮齿，所述第一轮齿相对所述台阶轮的轮表面凸起；所述第二传动带穿过所述第一齿轮之间的间隙。

6.如权利要求4所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述台阶轮的外边缘侧面上设有多个彼此间隔开的第二轮齿，所述第二轮齿相对所述外边缘侧面凸起；所述第二传动带为与所述第二轮齿啮合的链条。

7.如权利要求1到6任一项所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述驱动装置还包括径长调节机构；所述径长调节机构包括调节弹片和调节旋钮，所述调节弹片包括固定端、自由端、以及在所述固定端与所述自由端之间延伸的弹片主体，所述第二传动带穿过连接所述自由端；所述调节旋钮包括旋钮头和螺柱，所述螺柱的一端与所述旋钮头固定连接，另一端接触所述弹片主体。

8.如权利要求7所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述自由端包括用于通过所述第二传动带的通孔，所述通孔的中心轴与所述弹片主体的轴平行。

9.如权利要求7所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述驱动装置还包括张力调节机构；所述张力调节机构包括第一定滑轮、张力轮组件、以及第二定滑轮，所述第二传动带绕过所述第二传动轮后，依次绕过所述第一定滑轮、所述张力轮组件和所述第二定滑轮，随后连接所述推杆接头；所述第一定滑轮、所述张力轮组件和所述第二定滑轮与所述第二传动带配合形成V字形结构。

10.如权利要求9所述的管腔支架输送系统，其特征在于，所述张力轮组件包括张力轮、用于容纳所述张力轮的轮轴滑动的轮轴滑槽、以及设于所述轮轴滑槽中的压力弹簧；所述压力弹簧的一端与所述轮轴滑槽的顶端固定连接，另一端与所述轮轴固定连接；所述第二传动带在靠近所述轮轴滑槽的底端一侧绕过所述张力轮。

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