CN113208791A - 输送器及血流导向支架系统 - Google Patents

Abstract

本申请涉及一种输送器，该输送器包括：内芯组件及摩擦驱动块。所述摩擦驱动块用于与血流导向支架的近端连接，所述摩擦驱动块与所述内芯组件连接，所述摩擦驱动块的径向尺寸可变。上述输送器，由于摩擦驱动块的径向尺寸可变，在使用时，可以根据微导管的内径尺寸调整摩擦驱动块的径向尺寸，使摩擦驱动块的径向尺寸与微导管匹配，从而避免由于生产过程中摩擦驱动块与微导管的尺寸公差造成血流导向支架在微导管内移动困难，降低医生的操作难度，提高手术的安全性。本申请还涉及一种血流导向支架系统。

Description

输送器及血流导向支架系统

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，特别是涉及一种输送器及血流导向支架系统。

背景技术

本部分提供的仅仅是与本公开相关的背景信息，其并不必然是现有技术。

颅内动脉瘤多为发生在颅内动脉管壁上的异常膨出，是造成蛛网膜下腔出血的首位病因。而蛛网膜下腔出血是临床上出血性脑卒中的主要类型之一。动脉瘤治疗的手段主要有手术夹闭和介入治疗两种，临床试验发现，动脉瘤患者介入治疗的死亡率比手术治疗更低。

血流导向支架是近几年新兴的颅内动脉瘤治疗方法，其原理为重建动脉瘤处血管的正确路径，恢复血流方向，可以重塑颅内血管的血流方向，并逐渐使动脉瘤缩小直至消失，比起弹簧圈栓塞治疗，血流导向支架安全性较高，效果较好，适应性较广。

请参阅图1，血流导向支架11需要与输送器21配合使用，通过输送器21的输送导丝22上的摩擦驱动块23将血流导向支架11通过微导管31推送至动脉瘤位置并释放，具体原理是：摩擦驱动块23通过挤压血流导向支架11的内壁，将血流导向支架11贴合到微导管31的内壁上，当推动输送器21的推送部件时，由于摩擦驱动块23与血流导向支架11的摩擦力大于血流导向支架11与微导管31的摩擦力，摩擦驱动块23与血流导向支架11是相对静止的状态，而血流导向支架11与输送器21相对微导管31是滑动的状态，从而实现血流导向支架11在微导管31中的输送。

但是在实际生产过程中，摩擦驱动块23与微导管31的尺寸存在公差，容易造成摩擦驱动块23与微导管31之间的尺寸不匹配，若摩擦驱动块23与微导管31的内壁之间的间隙较小，摩擦驱动块23与血流导向支架11之间的接触挤压力过大，使得血流导向支架11与微导管31之间的动摩擦力较大，血流导向支架11前进阻力较大，不易推动，若摩擦驱动块23与微导管31的内壁之间的间隙较大，血流导向支架11与摩擦驱动块23的接触挤压力较小，血流导向支架11与摩擦驱动块23之间的静摩擦力不足以驱动血流导向支架11前进，从而导致血流导向支架11不能与输送器21不能同步前进或者血流导向支架11不会前进。这两种情况都会增加医生的操作难度，提高手术风险，让手术不能安全有效地进行。

发明内容

本发明的目的是至少解决上述存在的问题之一。该目的是通过以下技术方案实现的：

本申请的实施例提出了一种输送器，该输送器包括：

内芯组件，及

摩擦驱动块，所述摩擦驱动块用于与血流导向支架的近端连接，所述摩擦驱动块与所述内芯组件连接，所述摩擦驱动块的径向尺寸可变。

根据本申请实施例的输送器，由于摩擦驱动块的径向尺寸可变，在使用时，可以根据微导管的内径尺寸调整摩擦驱动块的径向尺寸，使摩擦驱动块的径向尺寸与微导管匹配，从而避免由于生产过程中摩擦驱动块与微导管的尺寸公差造成血流导向支架在微导管内移动困难，降低医生的操作难度，提高手术的安全性。

另外，根据本发明实施例的输送器，还可具有如下附加的技术特征：

在其中一个实施例中，所述摩擦驱动块包括球囊导管，所述内芯组件设置有输送通道，所述输送通道与所述球囊导管连通。

在其中一个实施例中，所述内芯组件包括推送杆及与所述推送杆连接的输送导丝，所述输送通道设置于所述推送杆内，所述球囊导管的远端与所述输送导丝的近端连接，所述球囊导管的近端与所述推送杆连接。

在其中一个实施例中，所述输送通道包括通路导管，所述通路导管与所述球囊导管连通，所述通路导管贯通所述推送杆。

在其中一个实施例中，所述球囊导管包括球囊及设置于所述球囊内的导管，所述球囊的近端及远端分别与所述导管密封连接，所述导管的近端与所述通路导管密封连接。

在其中一个实施例中，所述输送器还包括第一显影件及第二显影件，所述第一显影件设置于所述导管的远端，所述第二显影件设置于所述导管的近端，所述导管的近端通过所述第二显影件与所述推送杆的远端连接。

在其中一个实施例中，所述摩擦驱动块包括自膨胀支架及设置于所述自膨胀支架表面的摩擦块，所述自膨胀支架套设在所述内芯组件上，所述摩擦块设置于所述自膨胀支架远离所述内芯组件的表面。

在其中一个实施例中，所述内芯组件包括推送杆及与所述推送杆连接的输送导丝，所述自膨胀支架套设在所述输送导丝的近端。

在其中一个实施例中，所述输送器还包括设置于所述输送导丝上的第一显影件及第二显影件，所述第一显影件与所述自膨胀支架的远端抵接，所述第二显影件与所述自膨胀支架的近端抵接，所述输送导丝通过所述第二显影件与所述推送杆连接。

本申请的实施例还提供一种血流导向支架系统，该血流导向支架系统包括：上述任一所述的输送器及血流导向支架，所述血流导向支架的近端套设在所述摩擦驱动块上。

附图说明

通过阅读下文优选实施方式的详细描述，各种其他的优点和益处对于本领域普通技术人员将变得清楚明了。附图仅用于示出优选实施方式的目的，而并不认为是对本发明的限制。而且在整个附图中，用相同的参考符号表示相同的部件。在附图中：

图1为现有技术中血流导向支架系统的结构示意图；

图2为本发明一实施例中血流导向支架系统在微导管内的结构示意图；

图3为图2所示的血流导向支架的结构示意图；

图4为图2所示的输送器的结构示意图；

图5为图4所示的推送杆的结构示意图；

图6为图4所示的输送器的局部结构示意图；

图7为图4所示的输送器另一位置的局部结构示意图；

图8为图7所示的球囊的结构示意图；

图9为血流导向支架系统在释放过程中血流导向支架无法撑开的结构示意图；

图10为血流导向支架系统在释放过程中的结构示意图；

图11为本申请第二实施例的输送器的结构示意图；

图12为图11所示的摩擦驱动块的结构示意图。

具体实施方式

下面将参照附图更详细地描述本公开的示例性实施方式。虽然附图中显示了本公开的示例性实施方式，然而应当理解，可以以各种形式实现本公开而不应被这里阐述的实施方式所限制。相反，提供这些实施方式是为了能够更透彻地理解本公开，并且能够将本公开的范围完整的传达给本领域的技术人员。

应理解的是，文中使用的术语仅出于描述特定示例实施方式的目的，而无意于进行限制。除非上下文另外明确地指出，否则如文中使用的单数形式“一”、“一个”以及“所述”也可以表示包括复数形式。术语“包括”、“包含”、“含有”以及“具有”是包含性的，并且因此指明所陈述的特征、步骤、操作、元件和/或部件的存在，但并不排除存在或者添加一个或多个其它特征、步骤、操作、元件、部件、和/或它们的组合。

尽管可以在文中使用术语第一、第二、第三等来描述多个元件、部件、区域、层和/或部段，但是，这些元件、部件、区域、层和/或部段不应被这些术语所限制。这些术语可以仅用来将一个元件、部件、区域、层或部段与另一区域、层或部段区分开。除非上下文明确地指出，否则诸如“第一”、“第二”之类的术语以及其它数字术语在文中使用时并不暗示顺序或者次序。因此，以下讨论的第一元件、部件、区域、层或部段在不脱离示例实施方式的教导的情况下可以被称作第二元件、部件、区域、层或部段。

为了便于描述，可以在文中使用空间相对关系术语来描述如图中示出的一个元件或者特征相对于另一元件或者特征的关系，这些相对关系术语例如为“内部”、“外部”、“内侧”、“外侧”、“下面”、“下方”、“上面”、“上方”等。这种空间相对关系术语意于包括除图中描绘的方位之外的在使用或者操作中装置的不同方位。例如，如果在图中的装置翻转，那么描述为“在其它元件或者特征下面”或者“在其它元件或者特征下方”的元件将随后定向为“在其它元件或者特征上面”或者“在其它元件或者特征上方”。因此，示例术语“在……下方”可以包括在上和在下的方位。装置可以另外定向(旋转90度或者在其它方向)并且文中使用的空间相对关系描述符相应地进行解释。

除非另有定义，本文所使用的所有的技术和科学术语与属于本发明的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本发明的说明书中所使用的术语只是为了描述具体的实施方式的目的，不是旨在于限制本发明。本文所使用的术语“及/或”包括一个或多个相关的所列项目的任意的和所有的组合。

需要说明的是，在本申请中，将使用时距离操作者近的一端称为“近端”，将距离操作者远的一端称为“远端”，并依据此原理定义血流导向支架系统任一部件的“近端”和“远端”。

请参阅图2，本申请第一实施例的血流导向支架系统10包括血流导向支架100及输送器200，血流导向支架100压握在输送器200上，输送器200用于将血流导向支架100输送至病变位置(如动脉瘤)处。

请参阅图3，其为本申请的血流导向支架100的结构示意图。血流导向支架100由24-96根金属丝编织定型而成。例如，血流导向支架100由36根、48根或64根金属丝编织定型而成。在一实施例中，金属丝的丝径为0.01mm-0.05mm，较优的，金属丝的丝径为0.02mm-0.03mm。在一实施例中，血流导向支架100的PPI为230-300。在本申请中，PPI为编织纬密，即血流导向支架在1英寸轴向长度上的目数。在一实施例中，血流导向支架200的PPI为250-280。在一实施例中，血流导向支架100的直径为1.5mm-1.8mm。

在一实施例中，金属丝包括内层及设置于内层上的外层，内层采用显影材料，例如，铂金及其合金、或钽等显影性较好的金属材料，外层采用弹性材料，例如钴镍合金、镍钛合金等。由于内层采用可显影材料，可以使血流导向支架200能有效的在DSA(数字减影血管造影)下显影，能够有效观测到血流导向支架200与血管的贴合情况。

需要说明的是，血流导向支架100还可以为其他结构，其他符合条件的血流导向支架也可以包括在此范围内，本申请不对血流导向支架的结构作限制。

请一并参阅图3，输送器200包括内芯组件210及摩擦驱动块230，摩擦驱动块230与内芯组件连接，摩擦驱动块230的径向尺寸可变。摩擦驱动块230用于与血流导向支架100的近端连接，装载后，血流导向支架100的近端套设在摩擦驱动块230上。

上述输送器，由于摩擦驱动块230的径向尺寸可变，在使用时，可以根据微导管的内径尺寸调整摩擦驱动块230的径向尺寸，使摩擦驱动块230的径向尺寸与微导管31匹配，从而避免由于生产过程中摩擦驱动块230与微导管31的尺寸公差造成血流导向支架100在微导管31内移动困难，降低医生的操作难度，提高手术的安全性。

在一实施例中，内芯组件210包括推送杆211及与推送杆211连接的输送导丝212。请继续参阅图4，推送杆211的外径大于输送导丝212的外径。在一实施例中，推送杆211的外径为0.4mm-0.6mm。请参阅图5，推送杆211包括远端部分2111及与远端部分2111连接的近端部分2112，远端部分2111的硬度小于近端部分2112的硬度。远端部分2111为海波管，具体的，推送杆211的远端部分2111可以通过镍钛合金或不锈钢金属管经激光雕刻螺旋形镂空槽形成。在一实施例中，推送杆211的远端部分2111的螺距逐渐增加，可以使远端部分2111具有渐变的硬度，便于其穿过弯曲的血管。在一实施例中，推送杆211的远端部分2111还设置有高分子套管(例如PTFE套管)，以避免远端部分2111出现解旋。推送杆211的近端部分2112无镂空结构。上述推送杆211，远端部分2111硬度较小，较柔软，可以通过弯曲的血管，近端部分2112硬度较大，支撑强度较大，可以具有较好的推送性能。在一实施例中，远端部分2111的长度为70mm-120mm，推送杆211的总长为150mm-200mm。

请一并参阅图6，输送导丝212的直径从远端到近端逐渐增加。在一实施例中，输送导丝212远端端部的直径为0.03mm-0.1mm，近端端部的直径为0.1mm-0.2mm。输送导丝212的材质为不锈钢或镍钛合金。

请继续参阅图6，输送器200还包括设置于输送导丝212的远端的显影弹簧线圈240，即，显影弹簧线圈240位于输送导丝212的远端，以保证输送器200的远端在DSA下可见，从而帮助确定输送器200相对于周围血管的位置和运动方向。在一实施例中，显影弹簧线圈240由金属丝线绕制而成，金属丝线的材质可以为铂、钨、金、银、钽、镍钛合金、钴铬合金、铂钨合金、铂铱合金等，所用的金属丝线在DSA(数字减影血管造影)下具有一定的显影性，金属丝线的丝径在0.01到0.1mm之间。在一实施例中，显影弹簧线圈240的直径在0.2-0.5mm之间。

请继续参阅图6，输送导丝212的远端还设置有远端显影件2121，远端显影件2121设置于输送导丝212与显影弹簧线圈240连接处的位置，远端显影件2121用于显影定位血流导向支架100的远端的位置。远端显影件2121由可显影的金属材料制成，其材质可以是金属丝所用的材质可以是铂、钨、金、银、钽、镍钛合金、钴铬合金、铂钨合金、铂铱合金等。远端显影件2121为圆孔中空结构，远端显影件2121穿过输送导丝212，并固定在显影弹簧线圈240的近端。在一实施例中，远端显影件2121的远端为锥体状，近端为圆柱状。在一实施例中，远端显影件2121的近端的圆柱体的直径为0.3mm-0.6mm。

请一并参阅图7，摩擦驱动块230包括球囊导管231，内芯组件210内设置有输送通道213，输送通道213与球囊导管231连通。在一实施例中，输送通道213设置于推送杆211内，输送通道213沿推送杆211的轴向延伸，输送通道213用于输送介质(气体或液体)，输送介质经过输送通道213输送至球囊导管231内，以实现球囊导管231的充盈，同时也可以通过输送通道213实现球囊导管231的泄压。

请继续参阅图7，球囊导管231包括球囊2311及设置于球囊2311内的导管2312，球囊2311的近端及远端分别与导管2312密封连接。输送通道213包括通路导管2131，通路导管2131贯通推送杆211，导管2312的近端与通路导管2131密封连接。输送介质可以在球囊2311、导管2312及通路导管2131中流通，通过调节进入球囊2311内的输送介质的量以调整球囊2311的尺寸。当球囊2312与微导管31的内壁之间的间隙较大时，可以通过通路导管2131及导管2312增加进入球囊2311中的输送介质，以增加球囊2311的尺寸，从而减少球囊2312与微导管31的内壁之间的间隙；当球囊2312与微导管31的内壁之间的间隙较小时，可以通过通路导管2131及导管2312减少(如通过抽吸等方式)球囊2311中的输送介质，以减小球囊2311的尺寸，从而增加球囊2312与微导管31的内壁之间的间隙。

需要说明的是，在其他实施例中，通路导管2131也可以不另外设置，通路导管2131可以是由导管2312延伸至推送杆211形成。

请继续参阅图4，球囊导管231的近端与输送导丝212连接，球囊导管231的远端与推送杆211连接。在一实施例中，输送器200还包括第一显影件250及第二显影件260，第一显影件250设置于导管2312的远端，第二显影件260设置于导管2312的近端，导管2312的近端通过第二显影件260与推送杆211的远端连接。在一实施例中，第二显影件260的尺寸与推送杆211的内径匹配，第二显影件260插设在推动杆211内，并与推送杆211的远端固定连接，例如通过焊接或粘结等方式将第二显影件260与推送杆211固定连接。在一实施例中，输送导丝212的尺寸与导管2312匹配，输送导丝212插设在导管2312内，并与导管2312内固定连接，以将导管2312的远端封闭。

在一实施例中，第一显影件250及第二显影件260均由可显影的金属材料制成，其材质可以是金属丝所用的材质可以是铂、钨、金、银、钽、镍钛合金、钴铬合金、铂钨合金、铂铱合金等。通过第一显影件250及第二显影件260可以判断血流导向支架200是否相对输送器100发生移位。

在一实施例中，通路导管2131的近端还连接有鲁尔接头2132，使用时，装载有输送介质的载体连接到鲁尔接头2132，输送介质可以经由通路导管2131及导管2312进出球囊2311以调整球囊2311的尺寸，使其尺寸与微导管的尺寸匹配。

请参阅图8，球囊2311的外表面设置有凸起2313，凸起2313可以增加球囊2311与血流导向支架100之间的摩擦力，以避免血流导向支架100在球囊2311表面滑动。在一实施例中，凸起2313可以为长条形、圆形等形状。在一实施例中，球囊2311的材质可以尼龙、聚氨酯等高分子材料。

请继续参阅图2，在使用时，将血流导向支架100装载到输送器200上，使血流导向支架100的近端压握在球囊2311上，然后将装载有血流导向支架100的输送器200装载至微导管31中(此时微导管31已到达病变位置)，调节球囊2311的尺寸，使球囊2311与微导管31之间的间隙合适，以使得输送器200在微导管31内推送力大小合适，然后将血流导向支架100输送到微导管31的远端，后撤微导管31，血流导向支架100的远端从微导管31的远端释放出来。请一并参阅图9及图10，在某些情况下，血流导向支架100不能在血管内完全膨胀开(见图9)，此时可以使球囊2311进一步充盈，利用充盈的球囊2311将血流导向支架100撑开。

请参阅图11及图12，本申请第二实施例的输送器200a与实施例一的输送器200的结构大体相同，不同之处主要在于：摩擦驱动块230a包括自膨胀支架231a及设置于自膨胀支架231a表面的摩擦块232a，自膨胀支架231a套设在内芯组件210a上，摩擦块231a设置于自膨胀支架210a远离内芯组件210a的表面。

在一实施例中，自膨胀支架231a可以为切割支架或编织支架，自膨胀支架231a的材质为镍钛等弹性记忆金属，在无外力作用下可恢复至预定形状。摩擦块232a的材料为聚氨酯、尼龙、硅胶等高分子材料，其在受力的时候可以发生一定的形变。摩擦块232a的形状可以为圆筒状、矩形条等，摩擦块232a通过粘结等方式固定在自膨胀支架231a上。在图示的实施例中，摩擦块232a为矩形条，相邻摩擦块232a之间设置有缝隙。在使用时，血流导向支架的近端压握在摩擦块232a上，自膨胀支架231a通过自膨胀性能可以调整摩擦块232a与微导管内壁的间隙，即当摩擦块232a与微导管内壁之间的间隙较大时，自膨胀支架231a没有受到微导管内壁的作用力能够自膨胀以减小间隙，当摩擦块232a与微导管内壁之间的间隙较小时，自膨胀支架231a由于受到微导管内壁的作用可以被压缩以增加间隙，从而可以使血流导向支架在微导管内较好地输送，降低医生的操作难度，提高手术安全性。

请继续参阅图11，内芯组件210a包括推送杆211a及与推送杆211a连接的输送导丝212a，输送导丝212a及推送杆211a的结构与实施例一的输送导丝212及推送杆211结构大体相同，在此不再赘述。第一显影件250a及第二显影件260a均设置于输送导丝212a，第一显影件250a与自膨胀支架231a的远端抵接，第二显影件260a与自膨胀支架231a的近端抵接，输送导丝212a通过第二显影件260a与推送杆211a连接。在一实施例中，第二显影件160a插设在推送杆211a内，并通过焊接等方式固定在推送杆211a上。

以上所述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。

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，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，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (10)

1.一种输送器，其特征在于，包括：

内芯组件，及

摩擦驱动块，所述摩擦驱动块用于与血流导向支架的近端连接，所述摩擦驱动块与所述内芯组件连接，所述摩擦驱动块的径向尺寸可变。

2.根据权利要求1所述的输送器，其特征在于，所述摩擦驱动块包括球囊导管，所述内芯组件设置有输送通道，所述输送通道与所述球囊导管连通。

3.根据权利要求2所述的输送器，其特征在于，所述内芯组件包括推送杆及与所述推送杆连接的输送导丝，所述输送通道设置于所述推送杆内，所述球囊导管的远端与所述输送导丝的近端连接，所述球囊导管的近端与所述推送杆连接。

4.根据权利要求3所述的输送器，其特征在于，所述输送通道包括通路导管，所述通路导管与所述球囊导管连通，所述通路导管贯通所述推送杆。

5.根据权利要求4所述的输送器，其特征在于，所述球囊导管包括球囊及设置于所述球囊内的导管，所述球囊的近端及远端分别与所述导管密封连接，所述导管的近端与所述通路导管密封连接。

6.根据权利要求5所述的输送器，其特征在于，所述输送器还包括第一显影件及第二显影件，所述第一显影件设置于所述导管的远端，所述第二显影件设置于所述导管的近端，所述导管的近端通过所述第二显影件与所述推送杆的远端连接。

7.根据权利要求1所述的输送器，其特征在于，所述摩擦驱动块包括自膨胀支架及设置于所述自膨胀支架表面的摩擦块，所述自膨胀支架套设在所述内芯组件上，所述摩擦块设置于所述自膨胀支架远离所述内芯组件的表面。

8.根据权利要求7所述的输送器，其特征在于，所述内芯组件包括推送杆及与所述推送杆连接的输送导丝，所述自膨胀支架套设在所述输送导丝的近端。

9.根据权利要求8所述的输送器，其特征在于，所述输送器还包括设置于所述输送导丝上的第一显影件及第二显影件，所述第一显影件与所述自膨胀支架的远端抵接，所述第二显影件与所述自膨胀支架的近端抵接，所述输送导丝通过所述第二显影件与所述推送杆连接。

10.一种血流导向支架系统，包括：权利要求1～9任一所述的输送器及血流导向支架，所述血流导向支架的近端套设在所述摩擦驱动块上。

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