CN113925653A - 支架输送装置及系统 - Google Patents

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CN113925653A CN202111161705.8A CN202111161705A CN113925653A CN 113925653 A CN113925653 A CN 113925653A CN 202111161705 A CN202111161705 A CN 202111161705A CN 113925653 A CN113925653 A CN 113925653A
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Abstract

本公开涉及一种支架输送装置及系统。本公开的支架输送装置包括：推送导丝；基座，设置于所述推送导丝的远端；至少两个夹翼，分别与所述基座转动连接；所述至少两个夹翼处于第一位置状态时，共同形成具有柱形的收拢部，所述收拢部具有内部空间；所述至少两个夹翼由所述第一位置状态转动至第二位置状态时，相互分离使得所述收拢部扩张；阻隔环，设置于所述推送导丝的远端，位于两个夹翼形成的收拢部中。本公开的支架输送装置在推送导丝上设置阻隔环，增加了血管支架完全释放前的抗脱载性，使得血管支架与支架输送装置不易产生移位和脱载。

Description

支架输送装置及系统
技术领域
本公开涉及医疗器械领域，尤其涉及一种支架输送装置及系统。
背景技术
脑血管狭窄是造成缺血性脑血管病的危险因素。颅内血管的厚度只有心脏或肢体小血管的1/10，且颅内血管缺乏外弹力层和中间的肌层，比外周血管脆弱。颅内血管多悬挂在大脑表面，在外力牵拉后一些小血管有被拉断的风险。颅内需要治疗的血管通常在2.5-3.5mm左右，因此治疗血管狭窄存在难度。
颅内血管狭窄支架植入术是治疗颅内血管狭窄的一种方法。支架植入术是通过股动脉血管穿刺，在血管内完成的微创手术，颅内支架和其输送系统对尺寸、显影性、柔顺性和顺应性有很高的要求。在输送过程中，颅内自膨式支架在微导管中，依靠推送系统的轴向推送力，使支架(全称为“血管支架”)克服支架和微导管之间的摩擦力，向病灶处推进。在手术过程中，医生经常将支架回收到微导管中；在推送系统和支架回撤时，利用推送系统和支架之间的固定力大于支架和微导管内壁的摩擦力来实现将支架回收到微导管内。
因此支架在微导管中推进和回收以及支架在半释放状态下回收到微导管的过程中，支架和推送系统之间的固定力就十分重要，固定力不足容易导致支架和推送系统之间产生移位或脱载。
发明内容
本公开要解决的技术问题是，血管支架与推送装置可能发生移位和完全释放前的脱载。
本发明人在推送导丝远端设置了阻隔环，能够进一步避免支架移位和完全释放前的脱载。
具体来说，本公开提出了如下技术方案：
一方面，本公开提供了一种支架输送装置，包括：
推送导丝；
基座，设置于所述推送导丝的远端；
至少两个夹翼，分别与所述基座转动连接；所述至少两个夹翼处于第一位置状态时，共同形成具有柱形的收拢部，所述收拢部具有内部空间；
所述至少两个夹翼由所述第一位置状态转动至第二位置状态时，相互分离使得所述收拢部扩张；
阻隔环，设置于所述推送导丝的远端，位于两个夹翼形成的收拢部中。
本公开一些实施方式提供的输送装置，其中，所述阻隔环34的近端与基座32的远端的距离为L2，L2小于所述夹翼的长度。
本公开一些实施方式提供的输送装置，其中，还包括：弹性件，套设于所述推送导丝，且位于所述基座和所述阻隔环之间；可选地，所述弹性件包括硅胶管。
本公开一些实施方式提供的输送装置，其中，所述弹性件的长度为L1，L2＞L1；
可选地，所述阻隔环的外径为OD1，所述弹性件的外径为OD2，OD1≥OD2。
本公开一些实施方式提供的输送装置，其中，阻隔环34与推送导丝31的连接方式包括胶粘和/或焊接；可选地，所述阻隔环不透射线。
另一方面，本公开提供了一种支架输送系统，包括：
本公开任一实施方式提供的支架输送装置；
导管，用于容置所述支架输送装置；
血管支架，设置于所述导管内，所述血管支架的近端被所述支架输送装置夹持。
本公开一些实施方式提供的输送系统，其中，所述血管支架包括：支架主体，其通过编织丝编织成管网状结构；所述编织丝包括第一端、与所述第一端相对的第二端和第一端与第二端之间的部分；显影件，套设于交汇的所述编织丝的所述第一端，和/或，套设于交汇的所述编织丝的所述第二端；所述支架近端的显影件位于所述阻隔环和所述基座之间，被夹翼和弹性件夹持；
其中，所述第一端和/或所述第二端具有第一直径，所述第一端与第二端之间的部分具有第二直径，所述第一直径小于所述第二直径；
可选地，所述第二直径为d，所述第一直径为D1，
Figure BDA0003290431290000021
可选地，所述显影件的长度为L，L2＞L；可选地，所述编织丝的第一端和/或第二端的长度为L0，L0＜L2≤10mm；
所述显影件的内径为ID0，2*D1≤ID0≤3*D1；可选地，所述显影件的外径为OD0，OD0≤2d，可选地，当所述显影件为所述弹簧显影线圈时，绕设成所述弹簧显影线圈的显影丝的直径为D2，
Figure BDA0003290431290000022
可选地，所述显影件的内径从编织丝的端部朝着编织丝的中间部位逐渐增大；可选地，所述显影件的外径从编织丝的端部朝着编织丝的中间部位逐渐增大。
本公开一些实施方式提供的输送系统，其中，所述显影件选自弹簧显影线圈、显影环和显影热缩管中的任一种或任意多种的组合；可选地，至少两根编织丝构成编织组；所述支架主体由编织组编织成管网状结构。
本公开一些实施方式提供的输送系统，其中，所述第一端和/或所述第二端与所述显影件的连接方式包括胶粘和/或焊接；可选地，所述第一端和/或所述第二端与所述显影件连接处形成有接头；可选地，所述接头的截面形状呈半圆形、半椭圆形或类半圆形中的任一种；可选地，所述编织丝与所述第一端和/或所述第二端之间设置有过渡倒角；可选地，所述过渡倒角的角度α取值范围为20°-90°；可选地，过渡倒角的角度α取值范围为30°-60°。
本公开一些实施方式提供的输送系统，其中，所述支架主体一端或两端的端口呈外扩状；可选地，所述端口呈喇叭口状。
本公开的有益效果包括：
1、本公开一些实施方式中，在两个夹翼形成的收拢部空间内设置阻隔环，血管支架收缩并且近端被挤压在阻隔环和基座之间，增加了血管支架完全释放前的抗脱载性，使得血管支架与支架输送装置不易产生移位和脱载。
2、本公开一些实施方式中，阻隔环不透射线，在血管支架输送释放的过程中，阻隔环起标识作用，当支架需要重新定位时，只要观察到阻隔环尚未暴露于导管的端口外，仍可把已经释放的血管支架重新回收到导管中。
3、本公开一些实施方式中，在阻隔环和基座之间的推送导丝上设置了弹性件，有利于支架被夹持在输送装置上。
4、本公开一些实施方式中，阻隔环的外径大于弹性件的外径，故阻隔环和弹簧显影线圈之间的作用力，增加了血管支架完全释放前的抗脱载性。
5、本公开一些实施方式中，血管支架编织丝端部直径小于编织丝中间部分直径，在支架编织丝端部套设显影件时，在不改变或降低支架两端收缩后的尺寸的情况下，不仅增加血管支架的显影性，还能够让血管支架在导管中更加顺利的通过，也便于医生在临床应用时判断释放血管支架的时机及释放血管支架的位置；显影件还能起锚点作用，进一步加固支架与血管的锚定。
附图说明
图1是根据本公开一个实施例的支架输送装置的结构示意图；
图2是根据本公开一个实施例的基座与夹翼的连接结构示意图一；
图3是根据本公开第二个实施例的推送导丝、阻隔环及弹性件的连接结构截面示意图；
图4是根据本公开第二个实施例的支架输送装置的结构示意图一；
图5是根据本公开第二个实施例的支架输送装置的结构示意图二；
图6是根据本公开一个实施例的基座、弹性件及阻隔环的长度示意图；
图7是根据本公开一个实施例的支架输送系统的结构示意图；
图8是根据本公开一个实施例的血管支架的第一视角的示意图；
图9是根据本公开一个实施例的血管支架的第二视角的示意图；
图10是根据本公开一个实施例的血管支架的第三视角的示意图；
图11是根据本公开一个实施例的血管支架的编织丝的结构示意图；
图12是根据本公开一个实施例的显影环的截面结构示意图；
图13是根据本公开一个实施例的编织丝的第一端的结构示意图；
图14是根据本公开一个实施例的血管支架的编织组的局部示意图；
图15是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈与编织丝的结构示意图一；
图16是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈与编织丝的截面结构示意图一；
图17是根据本公开第二个实施例的血管支架的第一视角的示意图；
图18是根据本公开第二个实施例的血管支架的第二视角的示意图；
图19是根据本公开第二个实施例的血管支架的第三视角的示意图；
图20是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈与编织丝的结构示意图二；
图21是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈与编织丝的截面结构示意图二；
图22是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈与编织丝的截面结构示意图三；
图23是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈与编织丝的截面结构示意图四；
图24是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈与编织丝的截面结构示意图五；
图25是根据本公开一个实施例的弹簧显影线圈的显影金属丝的示意图。
附图标记：
1、支架主体；11、编织丝；111、第一端；112、第二端；12、编织组；13、过渡倒角；14、接头；2、显影件；2a、弹簧显影线圈；21、显影金属丝；2c、显影环；22、通孔；23、圆角；3、支架输送装置；31、推送导丝；311、远端；32、基座；33、夹翼；331、第一夹翼；332、第二夹翼；34、阻隔环；35、弹性件；4、导管；5、血管支架；编织丝的直径为d；第一端的直径为D1；第一端的长度为L0；显影件的内径为ID0；显影金属丝的直径为D2；过渡倒角的角度为α；阻隔环与基座的距离为L2；推送导丝的外径为OD3；阻隔环的内径为ID1；阻隔环的外径为OD1；弹性件的内径为ID2；弹性件的外径为OD2；弹性件的长度为L1；显影件的长度为L。
具体实施方式
下面将结合附图对本公开的技术方案进行清楚、完整地描述。显然，基于本公开中的具体实施方式，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施方式，都属于本公开保护的范围。
本文中使用了“远端”和“近端”；“近端”是接近医疗器械操作者的一端；“远端”是远离医疗器械操作者的一端。
需要注意的是，本文所使用的术语仅是为了描述具体实施方式，而非意图限制根据本公开的示例性实施方式。
支架输送装置
如图1所示，本公开实施例提供一种支架输送装置3，该支架输送装置3包括推送导丝31、基座32、夹翼33、阻隔环34。基座32设置于推送导丝31的远端311；至少两个夹翼33分别与基座32转动连接；阻隔环34设置于推送导丝31的远端311，且与基座32的距离为L2，L2小于夹翼33的长度。
在本实施例中，如图2夹翼33包括第一夹翼331和第二夹翼332。第一夹翼331和第二夹翼332分别与基座32转动连接。本领域技术人员容易理解，上述转动连接可以指代任何能够使相互连接的两个部件发生相对转动的连接方式，例如合页连接、轴承连接、销轴连接、柔性弯折连接等。
在本实施例中，基座32与夹翼33一体化制成，转动连接为柔性弯折连接。夹翼33和基座32的转动连接基于夹翼33和基座32间的柔性弯折实现。例如，可以首先将柔性塑料注塑为圆管状结构，再将圆管状结构的一部分固定在四棱柱形的成型模具上，通过加热成型的方式使该部分成为正四棱柱状的薄壁管，并实现四棱柱状结构和圆管状结构之间的自然过渡，最后将正四棱柱状的薄壁管沿平行于一侧面的对称面剖切形成两个夹翼33，并将每个夹翼33从切痕根部进行弯折。由于采用柔性材料，因此夹翼33和基座32在折痕处能够保持连接，同时又能够实现相对转动。通过将夹翼和基座一体化制成并采用柔性弯折的方式，可以简单高效地制造夹翼和基座。
在本实施例中，如图2所示，第一夹翼331和第二夹翼332可以在第一位置状态下共同形成具有棱柱外形的收拢部。上述第一位置状态可以是相邻夹翼直接接触或者间隔很小的状态，例如图2中第一夹翼331和第二夹翼332相互接触。基座32呈圆柱状，沿其轴线方向一体成型有通孔22，用推送导丝31的远端311穿过基座的通孔22，并将基座32粘接或焊接于推送导丝31的远端311。
在本实施例中，第一夹翼331和第二夹翼332形成的收拢部的外形大体上可以是棱柱状的结构。在一个例子中，收拢部的外形可以正棱柱，例如正三棱柱、正四棱柱、正五棱柱、正六棱柱等。在图2中，第一夹翼331和第二夹翼332形成的收拢部具有正四棱柱外形。容易理解，上述正棱柱可视为通过将正多边形(例如等边三角形、正方形、正五边形等)沿其法线方向进行拉伸所得到。在本实施例中，收拢部可以具有用于收拢至少部分血管支架的内部空间。在一个例子中，该内部空间可容纳完整的血管支架。在另外一个例子中，该内部空间可容纳血管支架的一部分，血管支架的其他部分穿过内部空间的开口并保持在外。
在本实施例中，阻隔环34的位置位于两个夹翼形成的收拢部中，且与基座32的距离为L2；这样的设置能够保证阻隔环34位于收拢部空间内，同时也跟基座32保持一定距离。在两个夹翼形成的收拢部空间内设置阻隔环34，夹翼33挤压血管支架，血管支架被压缩，血管支架的一端在基座32处进行收缩，被挤压在阻隔环34上，血管支架被阻隔环34阻挡，增加了血管支架完全释放前的抗脱载性，使得血管支架与支架输送装置3不易产生移位和脱载。
在一个例子中，结合图3所示，推送导丝31的远端311的外径为OD3，阻隔环34的内径为ID1，ID1≥OD3。此处将阻隔环34的内径设置的比推送导丝31的远端311的外径大或者相等，便于推送导丝31的远端311穿过阻隔环34，并完成推送导丝31的远端311与阻隔环34的固定。
在一个例子中，结合图4、图5所示，支架输送装置3还包括弹性件35。弹性件35套设于推送导丝31，且位于基座32和阻隔环34之间。在一例子中，弹性件35呈管状体，且沿其轴线方向一体成型有通孔22。
在另一例子中，弹性件35包括硅胶管。硅胶管套设于推送导丝31，且位于基座32和阻隔环34之间。例如，先用推送导丝31的远端311穿过硅胶管，即硅胶管套设于推送导丝31，之后硅胶管的近端面抵触于基座32的远端面，然后再穿过阻隔环34，并将阻隔环34固定于推送导丝31。此时，硅胶管的远端面抵触于阻隔环34的近端面，或硅胶管的远端面距离阻隔环34的近端面具有缝隙，该缝隙利于调整硅胶管的位置。
在本实施例中，结合图3所示，弹性件35的内径为ID2，ID2≥OD3。此处将弹性件35的内径设置的比推送导丝31的远端311的外径大或者相等，便于推送导丝31的远端311穿过弹性件35的管内空间，并完成推送导丝31与弹性件35的安装。
在本实施例中，结合图3所示，阻隔环34的外径为OD1，弹性件35的外径为OD2，OD1≥OD2。因为阻隔环34的外径不小于弹性件35的外径，阻隔环34能防止弹性件35从推送导丝31上滑脱。
在一个例子中，结合图6所示，弹性件35的长度为L1，L2为阻隔环34的近端与基座32的远端之间的距离，L2＞L1。L2大于弹性件35的长度L1是为了便于调整弹性件35的位置，便于夹翼33更好地与弹性件35配合固定血管支架。
在一个例子中，结合图1，阻隔环34与推送导丝31的连接方式包括胶粘和/或焊接。阻隔环34与推送导丝31通过焊接、结合剂或类似粘合机构而连接到彼此，便于将阻隔环固定于推送导丝上。
自膨式血管支架
在本实施例中，结合图8-图11所示，该自膨式血管支架包括支架主体1、显影件2。支架主体1是通过编织丝11编织成管网状结构，而编织丝11的一端为第一端111，编织丝11的另一端为第二端112。显影件2套设于两交汇的编织丝11的第一端111、第二端112。其中，第一端111和第二端112的直径均小于编织丝11的直径。
在一些实施例中，如图11所示，第一端111和第二端112均可通过激光切削、CNC机械加工、化学蚀刻等方式的局部处理以达到第一端111和第二端112的直径小于编织丝11的直径的目的。
对于编织支架，编织丝使用的数量通常较多，固定在支架末端的显影件数量也偏多，因此通过将编织丝的端部的直径缩小，然后将显影件套设于交汇的编织丝端部，从而减小显影件的尺寸，以不改变或降低支架两端收缩后的尺寸。不仅增加血管支架的显影性，还能够让血管支架在导管中更加顺利的通过。
继续参考图11，编织丝11与第一端111以及编织丝11与第二端112之间均设置有过渡倒角13。在将编织丝11的第一端111及第二端112进行局部处理时，编织丝11的主体与第一端111之间一体成型有过渡倒角13，以及编织丝11的主体与第二端112之间一体成型有过渡倒角13。在编织丝与第一端及编织丝与第二端之间均设置有过渡倒角能够改善编织丝的第一端的直径、第二端的直径变小以后的结构性能，降低第一端、第二端与编织丝之间产生断裂的风险，能够保障血管支架端头有足够的支撑力。
在一些实施例中，如图12所示，显影件2的大体形状呈圆柱状。显影件2沿其轴线方向一体成型有通孔22。交汇的编织丝11的第一端111(或第二端112)同时进入显影件2的通孔22内以完成显影件2套设于编织丝11。
结合图11和图12，第一端111和第二端112的端头处一体成型有圆角23，便于第一端111及第二端112能够顺利进入显影件2的通孔22内。
在一些实施例中，如图13所示，过渡倒角13与编织丝11的轴线存在一个夹角，即该夹角可视为过渡倒角的角度α。在一例子中，过渡倒角的角度α为过渡倒角13的所在平面与编织丝11的轴线所形成的夹角。在另一例子中，过渡倒角的角度α为过渡倒角13的相切平面与编织丝11的轴线所形成的夹角。过渡倒角的角度α的取值范围为20°-90°。可选地，过渡倒角的角度α的取值范围为30°-60°；可选地，过渡倒角的角度α的取值范围为30°-50°；可选地，过渡倒角的角度α的取值范围为30°-45°；可选地，过渡倒角的角度α的取值范围为30°-40°；可选地，过渡倒角的角度α的取值范围为30°-35°；可选地，过渡倒角的角度α的取值范围为35°-55°；可选地，过渡倒角的角度α的取值范围为40°-50°。本公开一些实施例中，过渡倒角的角度α的取值范围在30°-60°之间，能够使编织丝的第一端及第二端的结构性能更佳，提升第一端、第二端与编织丝主体之间的抗断裂性能，还能让显影件固定到编织丝端部时，与编织丝过渡倒角13处形成相互抵触，提升整体可靠性。
继续参见图13，在一个例子中，编织丝11的直径为d，第一端111和第二端112的直径为D1，
Figure BDA0003290431290000071
在一例子中，第一端111和第二端112的直径均为D1，
Figure BDA0003290431290000072
此处从编织成血管支架的编织丝进行结构改进，对第一端111及第二端112的直径进行限制，可以保障在增加血管支架的显影性的同时不会导致血管支架收缩后的直径变大。
在一个例子中，结合图13所示，第一端111和/或第二端112的长度为L0，0.3mm≤L0＜10mm。
此处对编织丝11的第一端111的长度或第二端112的长度进行限定，可以保障编织成支架主体1的相邻的两根编织丝11的连接处更加牢固，增加了血管支架的整体支撑力。若第一端的长度L0过短，相邻的两根编织丝的连接处结构松散，会导致血管支架整体更容易变形、分解。若第一端的长度L0过长，不仅会浪费编织丝及显影件的材料，增加制造成本，同时还会降低血管支架的两端的支撑性能，使编织丝之间的相互支撑力降低。根据支架的具体尺寸，L0可为0.3mm，0.4mm，0.5mm，0.6mm，0.7mm，0.8mm，0.9mm，1mm，2mm，3mm，4mm，5mm，6mm，7mm，8mm，9mm和10mm。
在一个例子中，结合图14所示，至少两根编织丝11构成编织组12；支架主体1由编织组12编织成管网状结构。
在本实施例中，一编织组12通过两根编织丝11构成。例如，两根编织丝11可通过一体成型的方式形成编织组12，或两根编织丝11可通过粘接的方式形成编织组12，或两根编织丝11可通过焊接的方式形成编织组12，或两根编织丝11相互抵触可视为编织组12。由两根编织丝11组成编织组12；支架主体1由编织组12编织成管网状结构。由编织组编织成的支架主体的支撑力比由编织丝编织成的支架主体的支撑力更强。在其他实施例中，编织组12由两根以上的编织丝11构成，例如，通过三根编织丝11组成编织组；支架主体1由编织组编织成管网状结构。
在一个例子中，结合图15、图16所示，第一端111和/或第二端112与显影件2的连接方式包括胶粘和/或焊接。在一例子中，第一端111与显影件2的连接方式包括胶粘。在另一例子中，第二端112与显影件2的连接方式包括焊接。在另一例子中，第一端111或第二端112与显影件2的连接方式包括胶粘和焊接。通过胶粘或焊接的方式能够使编织丝与显影件的连接更加牢固。
在一些实施例中，通过具有粘度较低、具有流动性的粘合剂将显影件2固定到交汇的编织丝时，粘合剂在显影件和编织丝交接的位置可能出现堆积和固化，堆积的粘合剂附近直径可能出现比显影件2的直径稍大的情况，这不利于降低支架收缩后的整体直径。通过设置过渡倒角13，可以防止粘合剂在上述交接的位置堆积，使粘合剂集中在被粘结区域固化。过渡倒角13的角度α的取值范围20-90°，在30°-60°能够更好地防止粘合剂固化后直径增大，例如30°，35°，40°，45°，50°，55°和60°。
在本实施例中，交汇的编织丝11的第一端111(或第二端112)同时进入显影件2的通孔22内，然后通过焊接、粘合剂或类似粘合机构而连接到彼此。在第一端111(或第二端112)与显影件2焊接或粘接后会形成有接头14。接头14通过胶粘或焊接的方式产生，能够使第一端111和/或第二端112与显影件2的连接更加牢固。该接头14的截面形状呈半圆形、半椭圆形或类半圆形等图形中的任一种，这种圆滑的接头能够减少血管支架两端对血管壁的损伤，同时也能减少血管支架对输送血管支架的导管内侧壁的损伤。
本公开的一些实施例中，编织丝11的材质包括金属材料。例如采用钛、镍钛合金、不锈钢、铂钨合金、铂、铂铱合金、钴铬合金等金属材料。当编织丝采用钴铬合金和镍钛合金材料制成时，能够提高生物相容性。
本公开的一些实施例中，结合图17、图18、图19所示，支架主体1的一端或两端的端口呈外扩状。
在本实施例中，支架主体1的一端或两端的端口呈喇叭口状，固定在支架端部的显影件2沿血管支架的轴线向四周发散式外扩。支架的端口采用喇叭口形状的设计，便于血管支架与血管锚定，在血管支架释放时或释放后，支架不容易产生移位，血管支架的显影件起锚点的作用。
在一些实施例中，显影件2包括弹簧显影线圈2a、显影环2c、显影热缩管中的任一种或任意多种的组合。
在本实施例中，结合图20-图24所示，当显影件2为弹簧显影线圈2a时，弹簧显影线圈2a的长度与第一端111(或第二端112)的长度相同，便于将弹簧显影线圈2a与编织丝11的第一端111(或第二端112)粘接或焊接，因为编织丝及弹簧显影线圈具有良好的延展性，能够使弹簧显影线圈2a与编织丝11的连接处更加牢固。弹簧显影线圈2a的内部空间可视为通孔22。由于弹簧显影线圈2a是由显影金属丝21缠绕形成的，而显影金属丝21的截面呈圆形，故弹簧显影线圈2a的边缘是光滑的。采用弹簧显影线圈来固定编织丝的第一端或第二端，在临床应用中，弹簧显影线圈不易产生鞘丝、弯折等形变的情况。
在本实施例中，结合图12所示，当显影件2为显影环2c时，显影环2c的长度与第一端111或第二端112的长度相同，便于将显影环2c和编织丝11的第一端111或第二端112粘接或焊接。显影环2c的内环孔可视为通孔22。在显影环2c的两端，且位于通孔22的孔口处均一体成型有圆角23，便于编织丝11的第一端111插入显影环的通孔22内。
在一个例子中，结合图12、图13所示，显影件2的内径为ID0，2*D1≤ID0≤3*D1。
在本实施例中，结合图21所示，ID0＝2*D1。交汇的两根编织丝11的第一端111(或第二端112)相互抵触，并插入显影件2的通孔内。此时显影件的内径ID0是第一端111或第二端112的直径D1的二倍。此处对显影件2的内径(即显影件2的通孔22孔径)进行限定，能够保障第一端111能够顺利的进入显影件2的通孔22内。若显影件2的内径过大，相邻的两根编织丝11的第一端或第二端进入显影件2的通孔22内后，通孔内仍有大量活动空间，导致相邻的两根编织丝与显影件的连接处结构松散，受力不均。
在本实施例中，结合图22-图23所示，ID0＝3*D1。在一例子中，编织丝的第一端或第二端与编织丝主体的同轴线设置，当交汇的两根编织丝11的第一端111(或第二端112)相互抵触时，相邻的第一端111或第二端112之间的距离为D1，这两根相邻的编织丝插入显影件2的通孔内。此时显影件的内径ID0是第一端111或第二端112的直径D1的三倍。在一例子中，当该血管支架处于压缩状态时，相邻的两根编织丝处于如图22所示的状态；当该血管支架处于从压缩状态转变为撑开状态时，相邻的两根编织丝处于如图23所示的状态。这样的设置能够让相邻的编织丝与显影件之间存在弹性形变，能够使其连接处更加稳定、牢固，增加了血管支架的使用寿命。
在一个例子中，结合图24、图25所示，当显影件2为弹簧显影线圈2a时，绕设成弹簧显影线圈2a的显影金属丝21的直径为D2，
Figure BDA0003290431290000091
此处对缠绕成弹簧显影线圈的显影金属丝的直径进行限定，能够保障弹簧显影线圈的尺寸，能够使弹簧显影线圈对编织丝的第一端或第二端进行固定后不增加血管支架收缩后的直径，同时还能够增加血管支架两端的显影性。
在本实施例中，当显影件2为弹簧显影线圈2a时，弹簧显影线圈2a对相邻的编织丝11进行固定，之后采用胶粘或焊接的方式在其连接处形成有接头14，这样能够使血管支架的端头的第一端111、第二端112及弹簧显影线圈的显影金属丝21更加圆滑，减少对血管壁的损伤，同时也能使血管支架在导管中更加顺利的通过。
继续参考图24，在本实施例中中，弹簧显影线圈2a的内径和外径从编织丝端部朝着编织丝中间部位逐渐增大，这种设计能够避免端部位置粘合剂聚集过度，有利于支架收缩后整体直径缩小。
支架输送系统
结合图7所示，本公开实施例还提供一种支架输送系统，该支架输送系统包括如上述任一实施例所述的支架输送装置3、导管4和血管支架5。导管4用于容纳放置支架输送装置3；血管支架5设置于导管4内，且血管支架5的近端的显影件被支架输送装置3的夹翼33和弹性件35夹持所夹持。该血管支架5为自膨式血管支架。
在一些实施例中，阻隔环34的材质与血管支架5的显影件2的材质相同。在血管支架5输送释放的过程中，且在X射线下，阻隔环起标识作用，当医生观察到阻隔环尚未暴露于导管的端口外，则可把已经释放的血管支架5一部分重新回收到导管中。
在一个例子中，结合图16所示，当血管支架5的近端处于收缩状态时，该端的显影件2的长度为L，L2＞L。
在本实施例中，编织丝的第一端和/或第二端的长度为L0，L0＜L1≤10mm。这样的尺寸设置能够增加血管支架的整体性能和支撑力。
在本实施例中，结合图3所示，阻隔环34的外径为OD1，弹性件35的外径为OD2，OD1＞OD2。因为阻隔环34的外径大于弹性件35的外径，阻隔环34能防止弹性件35从推送导丝31上滑脱。故由于阻隔环和弹簧显影线圈之间的作用力，增加了血管支架完全释放前的抗脱载性。
以上所述，仅为本公开的具体实施方式，但本公开的保护范围并不局限于此，任何熟悉本技术领域的技术人员在本公开揭露的技术范围内，可轻易想到变化或替换，都应涵盖在本公开的保护范围之内。因此，本公开的保护范围应以所述权利要求的保护范围为准。

Claims (10)

1.一种支架输送装置，其特征在于，包括：
推送导丝；
基座，设置于所述推送导丝的远端；
至少两个夹翼，分别与所述基座转动连接；所述至少两个夹翼处于第一位置状态时，共同形成具有柱形的收拢部，所述收拢部具有内部空间；
所述至少两个夹翼由所述第一位置状态转动至第二位置状态时，相互分离使得所述收拢部扩张；
阻隔环，设置于所述推送导丝的远端，位于两个夹翼形成的收拢部中。
2.根据权利要求1所述的输送装置，其中，所述阻隔环34的近端与基座32的远端的距离为L2，L2小于所述夹翼的长度。
3.根据权利要求1或2所述的输送装置，其中，还包括：弹性件，套设于所述推送导丝，且位于所述基座和所述阻隔环之间；可选地，所述弹性件包括硅胶管。
4.根据权利要求1-3任一项所述的输送装置，其中，所述弹性件的长度为L1，L2＞L1；
可选地，所述阻隔环的外径为OD1，所述弹性件的外径为OD2，OD1≥OD2。
5.根据权利要求1-4任一项所述的输送装置，其中，阻隔环34与推送导丝31的连接方式包括胶粘和/或焊接；可选地，所述阻隔环不透射线。
6.一种支架输送系统，其特征在于，包括：
如权利要求1-5任一项所述的支架输送装置；
导管，用于容置所述支架输送装置；
血管支架，设置于所述导管内，所述血管支架的近端被所述支架输送装置夹持。
7.根据权利要求6所述的输送系统，其中，所述血管支架包括：支架主体，其通过编织丝编织成管网状结构；所述编织丝包括第一端、与所述第一端相对的第二端和第一端与第二端之间的部分；显影件，套设于交汇的所述编织丝的所述第一端，和/或，套设于交汇的所述编织丝的所述第二端；所述支架近端的显影件位于所述阻隔环和所述基座之间，被夹翼和弹性件夹持；
其中，所述第一端和/或所述第二端具有第一直径，所述第一端与第二端之间的部分具有第二直径，所述第一直径小于所述第二直径；
可选地，所述第二直径为d，所述第一直径为D1，
Figure FDA0003290431280000011
可选地，所述显影件的长度为L，L2＞L；可选地，所述编织丝的第一端和/或第二端的长度为L0，L0＜L2≤10mm；
所述显影件的内径为ID0，2*D1≤ID0≤3*D1；可选地，所述显影件的外径为OD0，OD0≤2d；
可选地，所述显影件的内径从编织丝的端部朝着编织丝的中间部位逐渐增大；可选地，所述显影件的外径从编织丝的端部朝着编织丝的中间部位逐渐增大。
8.根据权利要求7所述的输送系统，其中，所述显影件选自弹簧显影线圈、显影环和显影热缩管中的任一种或任意多种的组合；可选地，当所述显影件为所述弹簧显影线圈时，绕设成所述弹簧显影线圈的显影丝的直径为D2，
Figure FDA0003290431280000021
可选地，至少两根编织丝构成编织组；所述支架主体由编织组编织成管网状结构。
9.根据权利要求6-8任一项所述的输送系统，其中，所述第一端和/或所述第二端与所述显影件的连接方式包括胶粘和/或焊接；可选地，所述第一端和/或所述第二端与所述显影件连接处形成有接头；可选地，所述接头的截面形状呈半圆形、半椭圆形或类半圆形中的任一种；可选地，所述编织丝与所述第一端和/或所述第二端之间设置有过渡倒角；可选地，所述过渡倒角的角度α取值范围为20°-90°；可选地，过渡倒角的角度α取值范围为30°-60°。
10.根据权利要求6-9任一项所述的输送系统，其中，所述支架主体一端或两端的端口呈外扩状；可选地，所述端口呈喇叭口状。
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