CN113195039A - 用于血管内血泵的导管 - Google Patents

Abstract

一种血管内血泵(P)，包括导管(5)和附接至导管(5)的远端(15)的泵送装置(1)。血泵(P)借助导管(5)被推进通过患者的血管。导管(5)具有长形的管体(10)和多孔三维结构(6)，多孔三维结构(6)设置在管体(10)的外表面(8)的至少一部分上以促进蛋白质的吸附和自体移植物(7)的形成，从而防止导管(5)生长进入血管内壁。多孔三维结构(6)可以形成为纺织套筒(6)，优选由经编织物制成。

Description

用于血管内血泵的导管

技术领域

本发明涉及一种用于经皮插入患者血管、特别是要推进进入患者心脏的血管内血泵，更具体地涉及血管内血泵的导管，其能减少或避免向内生长进入到血管组织。

背景技术

设计用于经皮插入患者血管(如股动脉或腋动脉或静脉)的血管内血泵可被推进进入患者心脏，用作左心室辅助装置或右心室辅助装置。因此，血泵也可称为心内血泵。血管内血泵通常包括导管和附接至导管远端的泵送装置。该导管可以具有长形的管体，并且可以包含供应线，例如：电线和清洗线。泵送装置可包括叶轮，叶轮在血泵运行期间旋转，以将血液从血泵的血流入口输送到血流出口，例如通过流量套管。贯穿本公开，术语“远端”将是指远离用户并朝向心脏的方向，而术语“近端”将是指朝向用户的方向。

血管内血泵可以在几小时或几天的短期应用中，或在数周或甚至几个月的长期应用中应用。通常，血管内血泵可以作为恢复的桥梁，这意味着在心脏已经达到充分恢复并且不再需要由血泵支撑后，将血泵从患者体内移除。然而，特别是在长期应用中，血泵的移除可能很困难，因为它可能被血管组织包裹。由组织过度生长和可能的向内生长造成的异物包裹是人体对异物的自然反应，以在身体与体内异物之间形成保护屏障。通常，异物的材料和表面、它的几何形状、由物体引起的机械刺激等触发异物的组织包裹。

对于血管内血泵，尤其是通过血管向心脏延伸的导管，可能被患者身体视为异物，并且由于其靠近血管壁，因此可能遭受组织向内生长或过度生长。尤其是，与导管接触引起的血管内壁机械刺激可能促进组织向内生长。组织向内生长是长期应用中的一个相关问题，例如血泵运行30天或更长时间。血泵的移除可能需要很大的力(例如，高达50N)，这会对血管造成严重创伤和损伤，并可能导致颗粒排放，这进而可能导致梗塞。

已经进行了不同的尝试来减少或避免导管在血管内的向内生长。然而，试验是困难的，因为明显不同的种属在组织向内生长或过度生长方面的反应不同。组织向内生长或过度生长开始于血管腔内部和植入侧，并在导管外表面吸附纤维蛋白原。之后，血小板(凝血细胞)和红细胞(RBC，红血球)粘附至纤维蛋白原层。最后，在导管的外表面形成含有纤维蛋白的薄套筒。

为了避免形成这样的套筒，导管通常设置有光滑的表面，例如由挤压型聚氨酯(PU)制成。但是，这种套筒的形成仍然会发生，其可能粘附在血管壁上或可能在光滑的聚氨酯表面上起皱。如果套筒松动，它可能至少部分地撕裂，从而可能导致梗塞。为避免纤维蛋白原的吸附，可向聚氨酯中添加有机或无机(如Ag)添加剂。同样，也可使用抗血栓性、亲水性或疏水性包衣。尽管如此，组织向内生长仍然是一个问题，并且是血管内血泵长期应用的关键障碍。

发明内容

因此，本发明的目的是提供血管内血泵，更具体地是用于血管内血泵的导管，其通过减少或避免组织向内生长，在一定时间后，特别是在长期应用中，允许容易地从患者体内移除血泵。

根据本发明，通过具有独立权利要求特征的导管实现该目的。本发明的优选实施方案和进一步发展在从属权利要求中进行了详细说明。

根据本发明的一个方面，提供了用于经皮插入患者血管的血管内血泵的导管。根据另一个方面，提供了经皮插入患者血管的血管内血泵，其包括泵送装置和导管。两个方面的导管均具有长形的管体，其在近端和远端之间延伸，并具有外表面。根据本发明，导管外表面的至少一部分构造为促进蛋白质的吸附，特别是血液蛋白质，最优选纤维蛋白原。

在一个实施方式中，导管在外表面的至少一部分上包括多孔三维结构。该结构是多孔的，即具有多个孔，其允许吸附血液蛋白质和其它细胞。该结构为三维结构，即它尤其在径向方向上具有最小尺寸(厚度)，这将在下文中更详细地解释。

令人惊讶的是，多孔三维结构能够减少或防止组织向内生长。虽然对具有多孔结构的概念进行了试验，旨在促进组织向内生长以在血管内固定导管的位置，但却发现多孔结构减少甚至防止组织向内生长。更具体地，根据本发明，需要多孔三维结构促进形成自体的移植物(称为“自体移植物”)，其形成光滑表面并防止组织过度生长或向内生长，特别是在血泵操作过程中导管位于其中的血管的内壁的组织。换句话说，患者身体在多孔结构区域产生包裹导管的自己的包衣，即自体包衣。

因此，自体移植物的基础可能是蛋白质的吸附，尤其是纤维蛋白原。因此，更普遍地并且与已知的导管(旨在避免组织向内生长)相比，提供了用于血管内血泵的导管，在其外表面至少一部分上具有能够吸附蛋白质(例如纤维蛋白原和/或其它蛋白质)的多孔三维结构。吸附纤维蛋白原后，血小板和红细胞可粘附至纤维蛋白原层。其它细胞(例如肌内膜细胞和/或纤维蛋白原)粘附以形成稳定、同质的自体移植物。因此，如上所述，在自体移植物(自体的包衣)形成后，自体移植物至少覆盖支撑多孔三维结构的导管外表面的相应部分，使自体移植物的外表面形成包括导管、多孔三维结构和自体移植物的整个组件的最外表面。

自体移植物由多孔三维结构支撑和保持就位。它光滑以允许导管在血管内滑动而不损伤或粘附至血管内壁。在多孔结构上形成的自体移植物减少了组织刺激，从而减少了身体包裹异物的自然反应，并防止导管被组织过度生长，使得即使在例如约3-6个月的长期应用中也可以容易地移除导管，而不会对血管造成创伤。即使在插入和推进导管的过程中初始机械刺激在血管内造成了创伤，这些损伤也可在导管就位的情况下愈合。多孔结构可沿着导管的整个长度定位或仅位于血泵操作过程中放置在较大血管中的导管本体部分上，以避免血管的机械刺激或向内生长。

在优选的实施方式中，多孔三维结构由设置在导管本体的外表面上的套筒形成。该套筒可包括纺织材料或可由纺织材料形成，如针织(knitted)织物、绳结(knotted)织物、编织(woven)织物或非编织(non-woven)织物，或其组合。

特别地，套筒可包括针织织物，优选地通过经编而成。可以使用适当的经编技术，例如1×1构造的针织(也称为经编针织物(tricot))或2×1构造的针织。这类经编织物具有良好的弹性性能，能够跟随导管的运动和弯曲，而不会显著影响导管本体的机械特性。此外，纺织材料(尤其是针织织物)的网状结构提供了具有用于蛋白质和细胞的粘附的孔和网的支撑结构，以形成上述自体移植物。

针织织物可包括多股丝，每根多股丝优选包含3至100根长丝，优选15至30根长丝，更优选24根长丝。套筒的纺织材料可通过熔融纺丝工艺生产，该工艺允许产生非常细的长丝，例如，具有约1μm至100μm，优选2μm至30μm，更优选10μm至20μm的直径。

对于纺织材料，例如经编织物，纤维、纱线和线的线性质量密度定义为每1000米的质量(单位：克)，并以“tex”为单位测量。每根多股丝有24根长丝的PET织物的一个例子可以是PET 78dtex/24f。适合用于套筒的纺织材料的其它例子可以是17dtex/3f至110dtex/34f范围内的聚酰胺，或33dtex/24f至180dtex/88f范围内的PES。

除上述示例外，还可以使用具有约0.5μm至10μm、优选1.7μm至5μm、更优选2μm至4μm直径的极细的长丝构成的多股丝。这些长丝可以通过例如所谓的“海岛”(island-in-the-sea)工艺获得。必须根据所需的线直径调整每根线的长丝数量。

套筒可以具有长形的管体，该管体具有近端和远端。套筒可以至少在套筒近端处和套筒远端处附接至导管的管体。可理解的，套筒也可以在沿套筒主体长度或沿套筒整个长度的其它位置处附接至导管本体。然而，如果套筒仅在其末端处被固定，则导管的机械性能将不会受到实质性影响。有利的是，套筒以无胶粘的方式附接至导管本体，即不使用可能在应用期间失效的额外的粘合剂。例如，套筒可以通过溶剂焊接附接至导管本体，其中使用诸如四氢呋喃(THF)、二甲基亚砜(DMSO)、二甲基甲酰胺(DMF)等溶剂用于蚀刻导管本体，同时不影响套筒材料。然后，套筒与导管本体牢固粘合。

套筒有利地紧密地装配在管体的外表面上。换句话说，套筒可以具有实质上等于或略微大于导管本体的外径的内径。与松配合相比，套筒包裹导管本体的紧配合可能更可取，以避免组织或凝块在套筒内积聚，即在套筒与导管本体之间积聚。在紧配合的情况下，与轴向方向相比，套筒在径向方向可能更硬。特别地，套筒可以轴向顺应，特别是在轴向伸展和轴向压缩方面。更具体地，套筒可以是轴向可延伸和轴向可压缩的，这允许套筒紧密地贴在导管上，同时允许导管弯曲而不引起皱褶。

然而，如果需要，套筒可以以松配合的方式装配，即可以具有大于导管本体的外径的内径。如果套筒采用松配合的方式装配，使得导管本体的外表面与套筒的内表面之间存在间隙，那么自体移植物可以至少部分地包裹套筒，即自体移植物可以径向穿过套筒延伸或从套筒的径向外表面和套筒的径向内表面两者径向延伸，并且因此可以接触导管的管体的外表面。

优选地，多孔结构包括不可吸收材料或由不可吸收材料制成。多孔结构作为自体移植物的支撑结构或支架。因此，优选的是，多孔结构随时间推移和在血泵运行期间保持稳定并且不会再吸收。与其再吸收特性无关，多孔结构可以包括不透射线的材料。这有助于观察导管的正确放置，尤其是多孔结构的正确放置。更具体地，可以观察可仅沿导管长度的一部分延伸的多孔结构是否正确放置在最可能发生组织过度生长的血管的关键区域中。例如，纺织材料的一些线可以包括不透射线的材料，以作为不透射线的标记。

适合用于多孔结构的材料可以是聚乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚酰胺(PA)、聚醚砜(PES)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚氨酯(PU)和天然蛋白质纤维，如蚕丝纤维。套筒的纺织材料可以包括由上述一种或多种材料制成的长丝。套筒可由一种材料或多种材料的组合制成。例如，纺织材料的经纱和纬纱可以由不同的材料制成。

多孔结构可以限定构造为促进蛋白质和细胞的吸附的三维结构。更具体地，三维结构可以包括允许在径向向内方向形成蛋白质和细胞的多个孔(或开口)和多个网状结构(或支柱)。孔和网状结构可由纺织材料或其它网眼或网结构的孔和线形成。可替代地，多孔三维结构可以由泡沫或海绵样结构或任何其它具有能够促进蛋白质和细胞的吸附的孔隙的规则或不规则结构形成。如果需要，多孔结构可以与导管的管体在导管外表面一体形成，或者可以例如以上述套筒的形式单独形成，或者可以例如通过静电纺丝或喷涂直接制造至导管上。

多孔三维结构可以包括上述一种或多种结构的单层或多层，如纺织套筒、网眼、泡沫或其它多孔结构。各个层可由相同或不同的构造形成。例如，泡沫样或海绵样结构可以与围绕泡沫或海绵的纺织套筒结合。

在一个实施方式中，多孔结构可以限定多个第一孔和多个第二孔，第一孔和第二孔的尺寸不同。换句话说，对于纺织材料，网眼尺寸可以变化。这可以改善上述自体移植物的形成。对于如上所述具有多于一层的多孔结构，孔的尺寸在各层中可以不同或者可以相同，以允许不同细胞粘附在三维多孔结构的不同层中。

多孔结构，特别是前述的三维结构，更具体地前述套筒，可以具有至少20μm、优选至少30μm的厚度。多孔三维结构的厚度是在从导管的管体的外表面延伸至多孔结构外表面的径向方向测量的。在多孔结构与导管本体外表面之间存在间隙的情况下，可以在径向方向从多孔结构的内表面至多孔结构的外表面测量多孔结构的厚度。换句话说，套筒的壁厚应具有最小的延伸，以改善套筒作为自体移植物支撑结构的功能。特别是，最小径向厚度允许自体移植物从多孔结构的外表面在径向向内方向生长，这样在自体移植物初始形成后总直径实质上不增加。可以理解，导管的总直径可以是12F(4mm)或更小、优选是9F(3mm)或更小、可能是6F(2mm)或4F(1.3mm)，以避免刺激或损伤血管壁。如果血管尺寸相对于植入的导管过小，尽管存在自体移植物，但引起的机械刺激仍可能导致组织过度生长。

附图说明

结合附图阅读时，将更好地理解上述发明内容以及优选实施方式的以下详细描述。为了说明本公开，请参考附图。然而，公开的范围并不局限于附图中公开的具体实施例。在附图中：

图1a和图1b示出了经由不同类型通路插入患者心脏的血管内血泵的示意图。

图2示出了图1中的带套筒的血泵的导管的截面图。

图3示出了用于套筒的编织方式的一个实施方式。

图4示出了用于套筒的编织方式的另一个实施方式。

图5示出了用于多孔三维结构的可选实施方式。

图6示出了用于多孔三维结构的其它可选实施方式。

图7示出了图2中的具有双层多孔三维结构的导管。

具体实施方式

在图1a和1b中示出了插入患者心脏H的血管内血泵P。更具体地，血泵P包括附接至导管5的泵送装置1，泵送装置1通过导管5插入患者心脏H的左心室LV，以将血液从左心室LV泵送到主动脉AO。所示应用仅为示例性应用，本发明的血泵P并不局限于此应用。例如，可以设想用于右心室RV的反向应用。血泵P例如经股动脉通路经皮插入，并经主动脉AO被推进进入心脏H(见图1a)。可选地，血泵P可经腋动脉通路经皮插入，并经锁骨下动脉SA和主动脉AO被推进进入心脏H(见图1b)。血泵P被放置成使血流出口2位于主动脉AO之内、患者心脏H之外，而与流动套管4流动连通的血流入口3位于左心室LV内。泵送装置1中设置有叶轮(未显示)，以使血流从血流入口3流向血流出口2，叶轮的转动由泵送装置1中设置的电动机(未显示)带动。

通过导管5将血管内血泵P推进进入患者心脏，其中泵送装置1附接至与导管5的近端16相反的导管5的远端15。如图1所示，导管5可以在插入、或在手术过程中、或最有可能在以上两种情况都接触主动脉AO的内壁。这可能导致血管壁刺激或损伤(由表面拓扑和异物触发)，并促使具有身体组织的导管5过度生长。血液中含有的蛋白质和其它细胞会粘附至导管5的外表面。特别是最初蛋白质和细胞会粘附至导管5的外表面。因此，已知的导管倾向于在血管的组织中生长，这就使得从患者体内移除血泵P变得困难。这将特别发生在血液泵P运行数周或数月的长期应用中。移除向内生长的导管可能导致血管损伤。

为了减少或避免组织向内生长或过度生长，沿导管5的至少一部分，特别是在倾向于接触血管内壁的部分，设置了纺织套筒6形式的多孔三维结构。尽管套筒6诱导纤维蛋白原粘附，并被认为可促进组织向内生长，但由于在套筒6(上形成了沿着血管内壁滑动的自体移植物7(见图2)，发现了相反的情况的发生，如将在下文中更详细地解释。

现在参考图2，示意性说明了其上安装了套筒6的导管5的截面。导管5具有管体10，管体10具有外表面8和内腔9。套筒6具有管体17，并通过适当的附接技术(特别是溶剂焊接，其无需使用额外的粘合剂)附接至导管5的管体10，管体17具有远端11和近端12。如图2中的附图标记13和14所示，套筒6仅在其远端11和近端12处附接至导管本体10。因此，套筒6在其端头11和12之间的主要部分没有附接至导管本体10的外表面8，使得导管5的机械特性实质上不受套筒6的影响。而且可以理解，虽然套筒6被显示是由单层形成的，但它可以包含多于一层。各层，例如就由下述针织织物形成的孔的尺寸而言和/或就层材料而言，可能相同或不同。

纺织套筒6可由经编织物制成。经编织物具有良好的弹性性能，并提供有孔的支撑结构，以促进自体移植物7的吸附。其它纺织材料，如绳结织物、编织织物、非编织材料或其组合，如果它们适合用于诱导形成和用于支撑自体移植物，就可以使用。图3和图4显示了已知经编织物的实例，已发现该实例特别适用于套筒6。图3显示了为1×1构造针织的针织织物20(也称为经编针织物(tricot))。图4显示了为2×1构造针织的针织织物30。为了可视化针织模式，在图3中，在线22中标记了区分的线21。在线21和22之间形成不同尺寸的孔23和24，以促进纤维蛋白原的吸附和血细胞的进一步粘附，从而形成自体移植物7。同样情况应用于图4所示的针织织物30的线31、32和孔33、34。优选地，由多股丝形成线21、22、31、32，以增强套筒6的三维结构。

自体移植物7生长进入套筒6(尤其是如上所述的包括多股丝的经编织物20、30)提供的三维结构中。由于自体移植物7由套筒6稳定支撑，它不会起皱或松动，而是提供了防止导管5粘连至血管内壁的光滑的自体包衣。自体移植物7生长进入套筒6中，使得导管5的总直径在自体移植物7初始形成后实质上不增加。自体移植物7覆盖套筒6，使得在套筒6的区域中导管5不会作为异物被包裹，并且可以容易地移除，而不会对血管造成创伤。此外，即使最初在将血泵P插入患者体内时造成创伤，在导管5在血管内就位的情况下在血泵P运行期间也可以开始愈合。

因此，在套筒6上的蛋白质和其它细胞的有意和期望的吸附不会导致导管5向内生长到血管壁，而是产生意想不到的效果，即形成自体包衣，其允许导管在血管内自由滑动并防止导管5向内生长。意想不到的效果可以通过不同的动态过程(dynamics)描述。这意味着，导管过度生长需要数周，但是一旦多孔结构浸没在血液中，自体移植物的形成就立即开始。因此，一旦存在自体移植物(通常在数天内)，用于从血管壁到相邻导管上的过度生长的刺激就会停止，并且不会发生过度生长。

图5和图6示意图展示了多孔三维结构的其它可选的实施例，该结构可以代替上述套筒6或可能除上述套筒6之外应用于导管。自体移植物的形成以与上文对套筒6的解释相同的方式发生。参考图5，多孔三维结构40可以通过静电纺丝形成一层或多层，并且可以包括多根长丝41，以形成孔42，以允许如上文解释的自体移植物7形成。长丝41和孔42可以按照期望的尺寸不规则布置。静电纺丝允许在导管5上直接制造多孔结构40。同样，在导管5上可以直接形成如图6所示的具有孔51的泡沫样或海绵样结构50。

图7显示了图2中的导管5，其在外表面8上具有多层三维结构。在本实施方式中，多层结构具有两个多孔层6a和6b。两个层6a、6b可以不同。例如，内层6a可以形成为泡沫或通过直接在外表面8上静电纺丝形成，外层6b可以形成为纺织套筒。

Claims (25)

1.一种用于可经皮插入患者血管中的血管内血泵(P)的导管(5)，所述导管(5)具有长形的管体(10)，所述管体(10)在近端(16)与远端(15)之间延伸，并且具有外表面(8)，所述导管(5)包括在所述外表面(8)的至少一部分上的多孔三维结构(6)。

2.根据权利要求1所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)由设置在所述管体(10)的所述外表面(8)上的套筒(6)形成。

3.根据权利要求2所述的导管，其中所述套筒(6)包括纺织材料。

4.根据权利要求2或3所述的导管，其中所述套筒(6)包括针织织物、绳结织物、编织织物或非编织织物中的至少一种。

5.根据权利要求3或4所述的导管，其中所述套筒(6)包括通过经编形成的针织织物(20；30)，优选形成为1×1构造的针织(20)或2×1构造的针织(30)。

6.根据权利要求2至4中任一项所述的导管，其中所述套筒(6)包括包含多股丝的针织织物(20；30)，每根多股丝优选包括3至100根长丝，优选15至30根长丝，更优选24根长丝，其中所述多股丝优选具有0.5μm至10μm范围的直径，更优选1.7μm至5μm，最优选2μm至4μm。

7.根据权利要求2至5中任一项所述的导管，其中所述套筒(6)具有长形的管体(17)，所述管体(17)具有近端(12)和远端(11)，所述套筒至少在所述套筒(6)的所述近端(12)处和所述远端(11)处附接至所述导管(5)的所述管体(10)，优选以无胶粘的方式附接，优选只在所述套筒(6)的所述近端(12)处和所述远端(11)处附接至所述导管(5)的所述管体(10)。

8.根据权利要求2至7中任一项所述的导管，其中所述套筒(6)溶剂焊接至所述导管(5)的所述管体(10)。

9.根据权利要求2至8中任一项所述的导管，其中所述套筒(6)紧密装配在所述导管(5)的所述管体(10)的所述外表面(8)上。

10.根据权利要求2至8中任一项所述的导管，其中所述套筒(6)松散装配在所述导管(5)的所述管体(10)的所述外表面(8)上，使得在所述管体(10)与所述套筒(6)的内表面之间存在间隙。

11.根据权利要求2至10中任一项所述的导管，其中所述套筒(6)在径向方向比在轴向方向更硬。

12.根据权利要求1至11中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)由泡沫或海绵样结构形成或包括泡沫或海绵样结构。

13.根据权利要求1所述的导管，其中所述三维多孔结构(6)整体形成在所述导管(5)的所述管体(10)的外表面上。

14.根据权利要求1或13所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)直接形成至所述导管(5)的所述管体(10)上，优选由静电纺丝或喷涂形成。

15.根据权利要求1、2、3和14中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)包括熔融纺丝，所述熔融纺丝优选具有1μm至100μm范围的直径，更优选2μm至30μm，最优选10μm至20μm。

16.根据权利要求1至15中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)包括单层(6)或者包括多层(6a，6b),所述多层优选地具有不同的构造。

17.根据权利要求16所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)包括具有泡沫样或海绵样结构的第一层(6a)和纺织套筒形式的第二层(6b)，所述第二层(6b)优选包围所述第一层(6a)。

18.根据权利要求1至17中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)限定多个第一孔和多个第二孔，所述第一孔和第二孔的尺寸不同。

19.根据权利要求1至18中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)包括不可吸收材料。

20.根据权利要求1至19中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)包括不透射线材料。

21.根据权利要求1至20中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)包括聚乙烯、聚丙烯、聚酰胺、聚醚砜、聚对苯二甲酸乙二醇酯、聚氨酯或天然蛋白质纤维，优选蚕丝纤维中的至少一种。

22.根据权利要求1至21中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)构造为促进纤维蛋白原的吸附，所述三维结构优选包括允许在径向向内方向吸附纤维蛋白原的多个孔(23，24；33，34)和多个网状结构(21，22；31，32)。

23.根据权利要求1至22中任一项所述的导管，其中所述多孔三维结构(6)具有至少20μm的厚度，优选至少30μm。

24.一种用于可经皮插入患者血管中的血管内血泵(P)的导管(5)，所述导管(5)具有长形的管体(10)，所述管体(10)在近端(16)与远端(15)之间延伸，并且具有外表面(8)，其中所述外表面(8)的至少一部分构造为促进蛋白质的吸收，优选血液蛋白质，最优选纤维蛋白原。

25.一种可经皮插入患者血管中的血管内血泵(P)，包括泵送装置(1)和根据权利要求1至24中任一项所述的导管(5)。

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