CN107837135A - 自膨胀式编织支架及其输送装置 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种自膨胀式编织支架及其输送装置。具体的，本发明提供一种自膨胀式编织支架，所述支架释放前的长度为支架释放后长度的1.82‑2.22倍；所述支架的轴向短缩率为45‑55％；所述支架的编织角度为90‑140°。本发明同时提供了一种用于输送所述支架的输送装置。本发明的自膨胀式编织支架从设计角度避免了支架被拉长释放，支架在释放过程中支架推送管向远端移动，从而补偿了支架释放后的轴向短缩量，提高编织型支架植入后的血管通畅率，从而提高支架的治疗效果。

Description

自膨胀式编织支架及其输送装置

技术领域

本发明属于医疗器械领域，具体涉及一种自膨胀式编织支架及其输送装置。

背景技术

血管疾病，中医称之为脉管疾病，发病率近年来有明显上升，常见的如动脉狭窄性病变、动静脉血栓形成、动脉瘤等。周围动脉狭窄闭塞性病变，常见于动脉粥样硬化、糖尿病、大动脉炎等，主要表现为皮肤温度降低、肌肉萎缩、摸不到脉搏或脉搏减弱、间歇性跛行，严重时发生远端肢体坏死，甚至需截肢，严重时危及生命；静脉血栓性疾病，可引起患肢血流瘀滞、肿胀，同时有致命性肺动脉栓塞发生的风险；动脉瘤性疾病随时有瘤体破裂大出血、死亡的风险。血管疾病有很高的致残率及一定的致死率，内科治疗效果甚微，手术治疗为有创治疗方法，且效果有限。

根据2014年美国心血管造影和介入学会(SCAI)发布的外周动脉疾病血管内介入治疗共识声明，几乎所有的主-髂动脉外周动脉疾病(PAD)都可以采用血管内介入治疗，但没有证据显示某一种支架优于其他类型的支架。对于TASC(TransAtlantic Inter-SocietyConsensus泛大西洋协作组)分级为A、B、C级的主-髂动脉PAD，血管内介入治疗优于内膜切除术，证据表明前者在降低患者死亡率方面更具优势(动脉内膜切除术住院死亡率2.7％)。由于手术风险问题，开放的手术治疗是该类疾病最后的选择；血管内介入治疗的成功率超过90％，死亡率低，是改变生活方式和运动不能有效控制症状患者的适宜治疗策略。

血管支架的分类标准有很多，以支架释放方式可以分为球囊扩张式和自膨胀式支架，以支架功能分为裸支架、药物涂层支架和覆膜支架。以支架结构分为管状支架、环状支架、缠绕支架和编织支架。支架材料包括不锈钢、镍钛和钴铬合金支架。

球囊扩张支架本身无弹性，其设计是支架预装在球囊上，通过球囊导管将支架输送至血管病变处，球囊扩张到一定直径后依靠血管壁回缩力贴附于血管壁，对血管壁不产生持续膨胀张力。最大优点是释放定位精确，适用于开口病变，如椎动脉开口、肾动脉开口病变。此外还具有释放后轴向短缩现象不明显、径向支撑力强于自膨式支架等特点。但球囊扩张支架本身缺乏弹性、受压后易出现塌陷闭塞，柔韧性欠佳，不太适合于颅外颈动脉、股腘动脉等易受压或活动关节部位。在外周血管适用于走形较直、非活动关节区域的局限性短段狭窄闭塞病变(<4cm)。

自膨胀支架通过将支架压缩于输送鞘管内并输送到血管病变处，鞘管外撤释放支架，依赖支架自身膨胀张力和血管壁的弹性限制之间取得平衡关系从而贴附血管壁。但自膨胀支架缺点包括：支架释放时有前向跳跃和轴向短缩现象，精确定位释放困难；支架从鞘管中释放后的轴向长度会显著下降，支架长度明显轴向短缩，支架在释放过程中会随着释放进行而向近端移位，需要术者在手术过程中人为调整输送系统的位置，导致手术过程中术者无法准确控制支架的定位，支架存在远端和近端定位困难，释放位置不太理想；支架的柔顺性和抗弯曲扭折性能无法完全适应这种血管受人体长期不断的机械运动而产生的复杂受力，长期植入后易发生应力疲劳而出现支架断裂，导致血管出现再狭窄症状。血管远期通畅率下降。因而该类支架对于血管病变的治疗一直差强人意。

为此，本领域亟需有开发一种血管内支架及其输送装置，支架应具有良好的性能，且输送装置能使支架准确并快速的释放至靶病变血管中。

发明内容

本发明的目的是提供一种能够实现血管内准确释放，避免被过度拉长/压缩释放，提高血管通畅率，且定位准确，操作方便的自膨胀式编织支架及其输送装置。

本发明的第一方面，提供一种自膨胀式编织支架，所述支架释放前的长度为支架释放后长度的1.82-2.22倍；所述支架的轴向短缩率为45-55％；所述支架的编织角度为90-140°。

在另一优选例中，所述支架释放前的长度为支架释放后长度的1.85-2.1倍，优选的1.9-1.95倍。

在另一优选例中，所述支架的轴向短缩率为46-52％，优选的47-49％。

在另一优选例中，所述支架的编织角度为110-135°，优选为115-125°。

在另一优选例中，所述支架装载压缩后的外径为1.6-2.13mm。

在另一优选例中，所述支架装载压缩后的外径为1.7-2.0mm，优选为1.75-1.9mm。

在另一优选例中，所述支架的丝径为0.1-0.2mm。

在另一优选例中，所述支架的直径为4-8mm。

在另一优选例中，所述的支架的直径为4.5-7.0mm。

在另一优选例中，所述支架的编织头数为4-8头。

本发明的第二方面提供一种支架输送装置，所述的输送装置包括：(a)本发明第一方面提供的自膨胀式编织支架；(b)输送部件。

在另一优选例中，所述的输送部件包括内管、支架推送管、支架束缚管、手柄外壳、驱动装置接头、鲁尔接头、支架束缚管接头、支架推送管驱动装置、传动装置。

在另一优选例中，所述支架束缚管的外径为2.0-2.33mm。

在另一优选例中，所述的支架束缚管的内径为1.6-2.13mm。

在另一优选例中，所述支架推送管驱动装置包括一根与支架推送管连接的硬性推送管，和与所述硬性推送管连接的驱动手柄，所述硬性推送管的远端与所述支架推送管近端连接，所述驱动装置接头固定在所述硬性推送管外表面。

在另一优选例中，所述硬性推送管远端置于所述支架束缚管中。

在另一优选例中，与所述硬性推送管连接的所述驱动手柄上带有刻度显示，用于显示硬性推送管向远端移动的距离。

在另一优选例中，所述硬性推送管近端和支架束缚管近端之间的距离为所装载自膨胀式编织支架名义长度的2-2.5倍。

在另一优选例中，所述的内管上设置显影环标志，用于指示支架释放后的近端和远端位置。

在另一优选例中，所述驱动装置接头和所述支架束缚管接头沿着硬质滑杆进行相向运动。

在另一优选例中，所述传动装置由传送带和定滑轮组成。

在另一优选例中，所述支架束缚管用于束缚装载的支架，所述传动装置由传送带和所述定滑轮组成，所述传送带穿过所述定滑轮，所述传送带一端和所述支架束缚管的外表面通过所述支架束缚管接头进行连接，所述支架束缚管接头固定在所述支架束缚管的近端外表面，所述支架推送管的近端连接所述支架推送管驱动装置，所述传送带的另一端和所述支架推送管驱动装置通过所述驱动装置接头进行连接。

在另一优选例中，所述传动装置由齿轮和齿条组成。

在另一优选例中，所述支架束缚管用于束缚装载的支架，所述传动装置由两根相向运动的齿条S1、S2和齿轮S3组成，所述齿条S2通过传送带和所述支架束缚管接头与支架束缚管连接，所述齿条S1通过硬性推送管和支架推送管连接，通过所述齿轮S3顺时针运动，驱动齿条S1和S2做相向运动，所述支架束缚管接头固定在所述支架束缚管的近端外表面，所述支架推送管的近端连接所述支架推送管驱动装置。

在另一优选例中，与所述齿轮和所述齿条组成的传动装置配合使用的支架推送管驱动装置，采用枪式手柄进行驱动，所述枪式手柄和所述齿轮和所述齿条组成一个分离式手柄。

在另一优选例中，所述支架束缚管通过卡扣与所述枪式手柄的硬性连接件进行联接，所述硬性连接件向远端移动时，带动所述支架束缚管向远端移动；而所述支架推送管同样通过所述卡扣与所述枪式手柄的硬性连接件进行联接，所述硬性连接件向近端移动时，带动所述支架推送管向近端移动，而所述硬性连接件通过枪式手柄实现相向运动，从而驱动所述支架束缚管和支架推送管(2)保持相向运动。

在另一优选例中，所述卡扣由定位卡盘和定位卡片组成，所述定位卡盘固定在所述支架束缚管表面，所述定位卡片固定在所述硬性连接件上。

在另一优选例中，所述卡扣由定位卡盘和定位卡片组成，所述定位卡盘固定在所述支架推送管)表面，而定位卡片)固定在硬性连接件上。

在另一优选例中，所述的硬性连接件与齿条S2连接，硬性连接件与齿条S1连接。手柄驱动齿轮S3做顺时针运动。

应理解，在本发明范围内中，本发明的上述各技术特征和在下文(如实施例)中具体描述的各技术特征之间都可以互相组合，从而构成新的或优选的技术方案。限于篇幅，在此不再一一累述。

附图说明

图1为本发明一个实施例中编织角度示意图。

图2为本发明一个实施例中编织支架名义长度和装载后的支架正视图。

图3为本发明一个实施例中定滑轮传送装置示意图。

图4为本发明一个实施例中齿轮齿条传送装置示意图。

图5为本发明一个实施例中枪式手柄截面图。

图6为本发明一个实施例中卡扣示意图。

图7为本发明一个对比例中编织支架不同释放效果的1年血管通畅率

其中,编号A1代表编织角度，L代表支架名义长度,D代表支架名义直径，D1代表支架装载后直径；L1代表支架装载后长度。1代表内管，2代表支架推送管，3代表支架束缚管，4代表手柄外壳、5代表驱动装置接头、6代表鲁尔接头、7代表支架束缚管接头，8代表支架推送管驱动装置，9代表传送带，10代表定滑轮，11和12代表硬性连接件，13和14代表枪式手柄，15代表卡扣，151代表定位卡片，152代表定位卡盘。

具体实施方式

本发明经过广泛而又深入的研究，首次开发了一种自膨胀式编织支架及其输送装置，所述的支架释放前的长度为支架释放后长度的1.82-2.22倍；所述支架的轴向短缩率为45-55％；所述支架的编织角度为90-140°。本发明开发自膨胀式编织支架及其输送装置能够实现了支架的准确释放，避免了支架的拉长释放，明显提高支架植入后的血管通畅率，且定位准确，操作方便。基于上述发现，发明人完成了本发明。

术语

如本文所用，术语“名义长度”指的是支架释放后的长度，即为支架从支架束缚管中脱离后的轴向长度。

如本文所用，术语“支架的直径”指的是支架的外径。

如本文所用，术语“支架的丝径”指的是支架丝的直径。

如本文所用，术语“支架装载压缩后的外径”指的是支架装载压缩在输送系统内部的支架外径。

如本文所用，术语“支架释放前的长度”指的是支架装载在支架束缚管内的轴向长度。

如本文所用，术语“支架释放后的长度”指的是支架从输送系统内部释放出来后的轴向长度。

如本文所用，术语“轴向短缩率”指的是为支架释放前的长度与支架释放后长度上的百分比变化。

自膨胀式编织支架

本发明提供一种自膨胀式编织支架，所述支架释放前的长度为支架释放后长度的1.82-2.22倍；所述支架的轴向短缩率为45-55％；所述支架的编织角度为90-140。

所述轴向短缩率指的是为支架释放前的长度与支架释放后长度上的百分比变化。

在另一优选例中，所述支架释放前的长度为支架释放后长度的1.85-2.1倍，优选的1.9-1.95倍。

在另一优选例中，所述支架的轴向短缩率为46-52％，优选的47-49％。

在另一优选例中，所述支架的编织角度为110-135°，优选为115-125°。

所述编织角度A1定义为支架处于名义直径D时，支架丝在轴向方向交叉所形成的角度A1，如图1所示，所述的名义直径为支架在名义长度下的直径，即支架释放后的直径。

经过发明人的反复实验和研究，发现自膨胀式编织支架的编织角度A1在90-140°，支架具有较好的径向支撑力和柔顺性，以及较低的轴向短缩率，编织角度A1越大，支撑力和柔顺性越好，但支架的轴向短缩率越大，越不容易输送。进一步的，发明人经过多次的试验研究发现，支架的编织角度A1处于110-135°时，支架的支撑力、柔顺性和轴向短缩率达到了一个较为理想的平衡。更进一步，支架的编织角度A1处于115-125℃时，支架具有良好的支撑力和柔顺性，以及适宜的轴向短缩率。此时支架的轴向短缩率介于47％-49％之间。此时支架释放前的长度为支架释放后长度的1.90-1.95倍之间。如图2所示。

本发明中，所述支架释放前的长度为支架释放后长度的1.82-2.22倍，优选1.85-2.1倍，更优选1.9-1.95倍，能够避免支架被轴向拉长释放。本发明的自膨胀式编织支架被轻微轴向压缩释放，克服在手术释放支架的过程中，由于术者可能会向近端轻微移动输送系统，造成支架轴向被轻微拉长延长的问题。而现有的临床试验研究发现，支架被轴向拉长后，将导致病变血管的通畅率显著下降。因此本发明的自膨胀式编织支架能够补偿手术过程中支架可能被轻微的拉长释放。

在本发明的优选实施例中，发明人分别对自膨胀式编织支架的支架装载压缩后的外径、支架的丝径、支架的直径和编织头数等特征进行优选设计，具体如下：

在一个优选例中，所述血管支架装载压缩后的外径对支架和输送装置的通过性有较大的影响。支架装载压缩后的外径越小，用于装载支架的支架束缚管直径可以越小，支架和输送系统在血管内的通过性越好。但血管支架装载压缩后的外径较小也增大了支架从支架束缚管中释放的难度，支架从支架束缚管中进行推送的释放力会显著增加，本发明对支架转载压缩后的外径进行筛选优化，选择支架转载压缩后的外径为1.6-2.13mm，优选为1.7-2.0mm，更优选为1.75-1.9mm。

在一个优选例中，所述支架的丝径对支架支撑力有显著影响，支架的丝径越大，支架的支撑力几乎成平方级上升，但较大的支架的丝径也会影响血管对支架的内皮增生包裹支架效果。本发明中，经过实验设计和优选研究，所述支架的丝径0.1-0.2mm，能够确保支架具有良好的支撑性能和支架能在较短的时间内完成内皮化。

在一个优选例中，所述支架的直径为4-8mm。在本发明用于治疗外周下肢狭窄病变实施例中，对于支架的直径为4-8mm的自膨胀式编织支架具有对血管良好的支撑性能，能够保持对狭窄斑块的有效支撑，而且支架具有较低的径向向外力，避免支架对血管组织产生刺激导致血管内皮过度增生，同时支架在血管中也具有良好的柔顺性和抗弯折性能，能够适应血管的扭曲形态和复杂的受力环境，确保支撑力能够被快速的输送和释放，具有较低的轴向短缩率。在本发明的另一优选例中，所述的支所述的支架的直径为4.5-7.0mm。

在另一优选例中，所述支架编织头数定义为支架圆周方向的网孔数量，在支架的直径确定的情况下，编织支架的编织头数决定了支架编织网孔面积的大小，进而影响了支架在血管中的金属覆盖面积。编织头数越多，支架的网孔面积越小，支架在血管中的金属覆盖面积会显著增大，这会严重影响支架被内皮细胞包裹覆盖的内皮化进程，本发明中，经过我们的试验设计和优选，所述支架的编织头数为4-8头。此时支架具有较为适宜的网孔面积，同时支架的金属覆盖面积介于16-27％之间。

自膨胀式编织支架的输送装置

本发明提供了一种输送装置，所述的输送装置包括：

(a)自膨胀式编织支架；

(b)输送部件。

本发明的一个优选实施例中，所述的输送部件包括内管1、支架推送管2、支架束缚管3、手柄外壳4、驱动装置接头5、鲁尔接头6、支架束缚管接头7、支架推送管驱动装置8、传动装置；

经试验研究，优选用于装载压缩支架的所述支架束缚管3具有6-7F的外径，即支架束缚管的外径介于2.0-2.33mm之间。

在另一优选例中，所述的支架束缚管3的内径为1.6-2.13mm。发明人经过研究发现，在一定的范围内，支架装载压缩后的外径对支架的轴向短缩率影响较小，由于支架装载压缩在支架束缚管内的编织角度较小，此时编织角度发生轻微的变化对支架装载压缩后的外径影响较大，但对支架的轴向短缩率影响较小。因此，支架装载在内径1.6-2.13mm的支架束缚管内具有近似的轴向短缩率。

在另一优选例中，所述支架推送管驱动装置8包括一根与支架推送管2连接的硬性推送管，和与所述硬性推送管连接的驱动手柄，所述硬性推送管的远端与所述支架推送管2近端连接，所述驱动装置接头5固定在所述硬性推送管外表面。优选所述硬性推送管远端置于所述支架束缚管3中。在另一优选例中，所述硬性推送管近端和支架束缚管3近端之间的距离为所装载自膨胀式编织支架名义长度的2-2.5倍。支架释放时，所述硬性推送管远端向远端移动进入所述支架束缚管3中，所述支架束缚管3近端向近端移动，使支架原位补偿释放在靶病变血管位置处。

在另一优选例中，与所述硬性推送管连接的所述驱动手柄上带有刻度显示，用于显示硬性推送管向远端移动的距离。便于术者观察支架释放的长度。

在另一优选例中，所述的内管1上设置显影环标志，用于指示支架释放后的近端和远端位置。

在另一优选例中，所述驱动装置接头5和所述支架束缚管接头7沿着硬质滑杆进行相向运动。

在另一优选例中，所述传动装置由传送带9和定滑轮10组成。

在另一优选例中，所述支架束缚管3用于束缚装载的支架，所述传动装置由传送带9和所述定滑轮10组成，所述传送带9穿过所述定滑轮10，所述传送带9一端和所述支架束缚管3的外表面通过所述支架束缚管接头7进行连接，所述支架束缚管接头7固定在所述支架束缚管3的近端外表面，所述支架推送管2的近端连接所述支架推送管驱动装置8，所述传送带9的另一端和所述支架推送管驱动装置8通过所述驱动装置接头5进行连接。如图3所示。本发明优选例中，所述传送带9穿过所述定滑轮10，处于张力状态，所述支架推送管驱动装置8驱动所述支架推送管2向远端移动，由于所述支架束缚管3通过所述传动带9和所述定滑轮与所述支架推送管2连接，此时所述支架推送管驱动装置8也同步驱动所述支架束缚管3向近端做相向移动，即所述支架束缚管3和所述支架推送管2保持相同的移动速率做相向运动。

在另一优选例中，所述传动装置除采用传送带和定滑轮组合的传动装置实现相向运动外，所述传动装置由齿轮和齿条组成。如图4所示。

在另一优选例中，所述支架束缚管3用于束缚装载的支架，所述传动装置由两根相向运动的齿条S1、S2和齿轮S3组成，所述齿条S2通过传送带和所述支架束缚管接头7与支架束缚管3连接，所述齿条S1通过硬性推送管和支架推送管2连接，通过所述齿轮S3顺时针运动，驱动齿条S1和S2做相向运动，所述支架束缚管接头7固定在所述支架束缚管3的近端外表面，所述支架推送管2的近端连接所述支架推送管驱动装置8。

在另一优选例中，与所述齿轮和所述齿条组成的传动装置配合使用的支架推送管驱动装置8，采用枪式手柄进行驱动，所述枪式手柄和所述齿轮和所述齿条组成一个分离式手柄。所述分离式手柄可与支架输送装置在手术过程中才进行组装使用，无需进行术前包装使用。

在另一优选例中，所述支架束缚管3通过卡扣15与所述枪式手柄的硬性连接件11进行联接，所述硬性连接件11向远端移动时，带动所述支架束缚管3向远端移动；而所述支架推送管2同样通过所述卡扣15与所述枪式手柄的硬性连接件12进行联接，所述硬性连接件12向近端移动时，带动所述支架推送管2向近端移动，而所述硬性连接件11、12通过枪式手柄13、14实现相向运动，从而驱动所述支架束缚管3和支架推送管2保持相向运动。如图5所示。

更进一步，手柄和支架束缚管、支架推送管可以在术前装配使用。如图6所示，在另一优选例中，所述卡扣15由定位卡盘152和定位卡片151组成，所述定位卡盘152固定在所述支架束缚管3表面，所述定位卡片151固定在所述硬性连接件11上。术前将定位卡片151卡在定位卡盘152的环间间隙中，即可实现由所述手柄驱动所述硬性连接件11，带动所述支架束缚管3进行移动。

在另一优选例中，所述卡扣15由定位卡盘152和定位卡片151组成，所述定位卡盘152固定在所述支架推送管2表面，而定位卡片151固定在硬性连接件12上。术前将定位卡片151卡在定位卡盘152的环间间隙中，即可实现由所述手柄驱动所述硬性连接件12，带动所述支架推送管2进行移动。

在另一优选例中，所述的硬性连接件11与齿条S2连接，硬性连接件12与齿条S1连接。手柄13、14驱动齿轮S3做顺时针运动。

本发明的主要技术优点

(1)本发明实现了支架的准确释放，避免了支架在手术植入过程中被过度拉长/压缩释放，明显提高支架植入后的血管通畅率。

(2)另外，本技术方案有效解决了目前血管外科临床医生抱怨的支架近端定位不明确的问题，现有技术的往复式设计中，支架被逐段往外推出，支架的拉长或压缩取决于医生的现场即刻操作，导致医生术中无法确定支架近端的释放位置。而支架的近端如果距离血管分叉较近时，则有可能堵塞分叉血管，目前医生的普遍做法为选用的支架释放后，控制释放后的支架近端距离分叉血管有一定的距离作为缓冲。但缓冲距离的多少无法控制。如支架释放后距离分叉血管距离过大，不能完全覆盖病变，则需要在近端补充放置一枚短支架。导致病人的治疗成本上升。而本发明则有效解决了该问题。本发明中，支架释放后的长度接近为支架释放前的一半，支架近端的释放位置在支架释放前即可进行观察判断，支架近端的释放位置通常通过在内管表面设置显影标记进行标识，且本发明中，内管在支架释放过程中保持位置固定，有助于医生判断支架释放后的近端位置，而现有技术中的往复式释放过程中，指示支架近端释放位置的显影标记在支架释放过程中进行往复移动，术者只能在支架释放前判断支架的预期近端位置，而在支架释放过程中，由于内管/外管发生往复移动，无法在术中参考判断支架的近端释放位置。

(3)采用推送释放支架，避免了往复式释放的繁琐操作，手术操作中，支架释放过程与现有的普通镍钛切割支架释放过程一致，术者无需重新学习释放操作；而现有技术中的往复式释放需要术者自行控制支架释放补偿量，需要很高明的释放技巧，因而学习曲线较长。

下面结合具体实施例，进一步阐述本发明。应理解，这些实施例仅用于说明本发明而不用于限制本发明的范围。下列实施例中未注明具体条件的实验方法，通常按照常规条件，或按照制造厂商所建议的条件。

实施例1

本实施例中，支架采用0.15mm镍钛丝编织，直径4.5mm，支架编织头数4头，编织角度A1为120°，支架装载压缩在支架束缚管内，以及从支架束缚管中释放出来的支架轴向短缩率为47.6％，此时支架束缚管的内径约为1.75mm。本实施例中，采用定滑轮传送装置控制支架束缚管3和支架推送管2进行相向运动。传动装置由传送带9和定滑轮10组成，传送带一端和支架束缚管3的外表面通过支架束缚管接头7进行连接，支架束缚管接头7固定在支架束缚管3的近端外表面，支架推送管2的近端连接一驱动装置8，传送带9的另一端和支架推送管驱动装置8通过一驱动装置接头5进行连接。传送带9穿过定滑轮10，处于张力绷紧状态。驱动装置8驱动支架推送管2向远端移动，由于支架束缚管3通过传动带9和定滑轮与支架推送管2连接，此时驱动装置8也同步驱动支架束缚管3向近端做相向移动。即支架束缚管3和支架推送管2保持相同的移动速率做相向运动。同时，驱动装置8包括一根与支架推送管连接的硬性推送管，和与硬性推送管连接的驱动手柄。硬性推送管的远端与支架推送管2近端连接，驱动装置接头5固定在硬性推送管外表面。优选硬性推送管远端置于支架束缚管3中。硬性推送管近端和支架束缚管3近端之间的距离应超过所装载支架名义长度的2倍。支架释放时，硬性推送管远端向远端移动进入支架束缚管3中，支架束缚管3近端向近端移动，使支架原位补偿释放在靶病变血管位置处。

实施例2

本实施例中，支架采用0.18mm镍钛丝编织，直径7.0mm，支架编织头数6头，编织角度A1为118.5°，支架装载压缩在支架束缚管内，以及从支架束缚管中释放出来的支架轴向短缩率为46.6％，此时支架束缚管的内径约为1.9mm。本实施例中，采用齿轮齿条传送装置控制支架束缚管3和支架推送管2进行相向运动。传动装置由两根相向运动的齿条S1、S2和齿轮S3组成，其中齿条S2通过传送带和支架束缚管接头与支架束缚管连接，齿条S1通过硬性推送管和支架推送管连接。通过在齿轮S3上装载旋转手柄，驱动齿轮S3做顺时针旋转，进而驱动齿条S1和S2做相向运动。

实施例3

本实施例中，支架采用0.15mm镍钛丝编织，直径6.0mm，支架编织头数6头，编织角度A1为119°，支架装载压缩在支架束缚管内，以及从支架束缚管中释放出来的支架轴向短缩率为46.9％，此时支架束缚管的内径约为1.65mm。本实施例中，采用同实施例2相同的齿轮齿条传送装置控制支架束缚管3和支架推送管2进行相向运动。所不同的是采用术前可分离的枪式手柄驱动齿轮S3做顺时针旋转。

具体过程为：支架束缚管3通过卡扣15与手柄的硬性连接件11进行联接，硬性连接件11向远端(右端)移动时，带动支架束缚管3向远端移动；而支架推送管2同样通过卡扣与手柄的硬性连接件12进行联接，硬性连接件12向近端(左端)移动时，带动支架推送管2向近端移动。而硬性连接件11和12通过枪式手柄13和14实现相向运动，从而驱动支架束缚管3和支架推送管2保持相向运动。

更进一步，手柄和支架束缚管支架推送管可以在术前装配使用。卡扣15由152和151组成，如图6所示，152固定在支架束缚管3表面，而151固定在硬性连接件11上。术前将151卡在152的环间间隙中，即可实现由手柄驱动硬性连接件11，带动支架束缚管3进行移动。

同样的将152固定在支架推送管2表面，而151固定在硬性连接件12上。术前将151卡在152的环间间隙中，即可实现由手柄驱动硬性连接件12，带动支架推送管2进行移动。

其中，硬性连接件11与S2连接，硬性连接件12与S1连接。手柄13和14驱动S3做顺时针运动。驱动过程同常规的枪式运动机理。

编织支架不同释放效果的1年通畅率研究

现有的临床结果表明(如图7所示)，编织支架不同释放效果的1年血管通畅率，采用往复式释放，只有36％的支架实现了支架按照名义长度释放，而50％的支架被拉长释放，14％的支架被压缩释放。其中拉长释放的支架血管通畅率下降了至少15％。严重影响了编织型支架的治疗效果。而本发明的自膨胀式编织支架从设计角度避免了支架被过度拉长或压缩释放，支架在释放过程中支架推送管向远端移动，从而补偿了支架释放后的轴向短缩量，提高编织型支架的支架血管通畅率，从而提高支架的治疗效果。

在本发明提及的所有文献都在本申请中引用作为参考，就如同每一篇文献被单独引用作为参考那样。此外应理解，在阅读了本发明的上述讲授内容之后，本领域技术人员可以对本发明作各种改动或修改，这些等价形式同样落于本申请所附权利要求书所限定的范围。

Claims (10)

1.一种自膨胀式编织支架，其特征在于，

所述支架释放前的长度为支架释放后长度的1.82-2.22倍；所述支架的轴向短缩率为45-55％；所述支架的编织角度为90-140°。

2.如权利要求1所述的支架，其特征在于，所述支架装载压缩后的外径为1.6-2.13mm。

3.如权利要求1所述的支架，其特征在于，所述支架的丝径为0.1-0.2mm。

4.如权利要求1所述的支架，其特征在于，所述支架的直径为4-8mm。

5.如权利要求1所述的支架，其特征在于，所述支架的编织头数为4-8头。

6.一种支架输送装置，其特征在于，所述的输送装置包括：

(a)如权利要求1所述的自膨胀式编织支架；

(b)输送部件。

7.如权利要求6所述的输送装置，其特征在于，所述的输送部件包括内管(1)、支架推送管(2)、支架束缚管(3)、手柄外壳(4)、驱动装置接头(5)、鲁尔接头(6)、支架束缚管接头(7)、支架推送管驱动装置(8)、传动装置。

8.如权利要求7所述的输送装置，其特征在于，所述支架束缚管(3)的外径为2.0-2.33mm。

9.如权利要求7所述的输送装置，其特征在于，所述支架推送管驱动装置(8)包括一根与支架推送管(2)连接的硬性推送管，和与所述硬性推送管连接的驱动手柄，所述硬性推送管的远端与所述支架推送管(2)近端连接，所述驱动装置接头(5)固定在所述硬性推送管外表面。

10.如权利要求9所述的输送装置，其特征在于，所述硬性推送管近端和支架束缚管(3)近端之间的距离为所装载自膨胀式编织支架名义长度的2-2.5倍。