CN114848067A - 输送导丝 - Google Patents

Abstract

本发明公开一种输送导丝，属于医疗器械技术领域。其中，所述输送导丝用于沿导管对支架进行输送，所述输送导丝包括可沿所述导管带动所述支架运动的装载构件，所述装载构件包括可伸缩结构，所述可伸缩结构具有自然状态和压缩状态，所述可伸缩结构处于自然状态时的长度小于所述可伸缩结构处于压缩状态时的长度，所述可伸缩结构处于自然状态时的最大外径大于所述导管的内径。本发明技术方案可解决现有输送导丝使用时暴露于血管中的部分长度过长的问题。

Description

输送导丝

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种输送导丝。

背景技术

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。颅内动脉瘤是由于各种原因引起的颅内动脉血管壁瘤样异常突起，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，蛛网膜下腔出血中破裂出血会引起较高的残死率。

现有颅内动脉瘤治疗通常方法有颅内动脉瘤颈夹闭术和血管内介入治疗。其中血管内介入治疗主要用导管将可脱卸弹簧圈(或为微金属丝或其它栓塞材料，如可解脱球囊、可固化液体等)送至动脉瘤腔体闭塞动脉瘤。近年来，支架的出现，改变了颅内动脉瘤血管内治疗的理念，将以往的瘤囊内填塞转向血管壁的重建。对大型或巨大型颅内动脉瘤的治疗结果产生了革命性的变化，可在无弹簧圈或疏松填塞弹簧圈的情况下使动脉瘤完全闭塞，开启了颅内动脉瘤治疗的新纪元，让临床医生和患者有了更多的治疗选择。

支架需配合其输送装置使用，通过输送导丝上带弹性硅胶垫的摩擦部件将支架通过导管推送到动脉瘤位置并释放，在释放时，是通过向远端推送输送导丝，使得推送导丝与导管发生相对移动，并且推送输送导丝带动套设在其外侧的支架由导管内运动至导管外，从而使得支架在血管内自膨胀，但这种推送输送导丝以释放支架的这种释放方式，会使得推送导丝的头部显影弹簧圈和锥形丝部分伸出导管的部分(即暴露于血管中的部分)长度较长，会对较为细小或远端较为狭窄的血管造成影响，轻则短暂堵塞血管增大血压，严重情况下可能会刺破远端血管，造成医疗事故。

发明内容

本发明的主要目的是提供一种输送导丝，旨在解决现有输送导丝释放支架时暴露于血管中的部分长度过长的问题。

为实现上述目的，本发明提出的输送导丝，其中，所述输送导丝用于沿导管对支架进行输送，所述输送导丝包括可沿所述导管带动所述支架运动的装载构件，所述装载构件包括可伸缩结构，所述可伸缩结构具有自然状态和压缩状态，所述可伸缩结构处于自然状态时的长度小于所述可伸缩结构处于压缩状态时的长度，所述可伸缩结构处于自然状态时的最大外径大于所述导管的内径。

在一实施例中，所述可伸缩结构由编织丝编织而成，所述编织丝包括内芯丝和包覆在所述内芯丝外的润滑物。

在一实施例中，所述编织丝相互编织形成有网孔，所述网孔内填充有润滑膜，所述润滑膜的填充厚度不大于所述编织丝的直径。

在一实施例中，所述可伸缩结构包括沿其表面周向间隔设置的多条亲水膜，每条所述亲水膜沿其长度方向包括多个彼此断开的膜片。

在一实施例中，沿所述输送导丝的近端朝远端的方向上，所述网状支架的编织密度逐渐减小。

在一实施例中，所述编织丝相互编织形成网状支架，所述网状支架包括由所述编织丝编织而成且具有自膨性的网状骨架，以及所述编织丝在所述网状骨架的两端聚集并形成的丝束。

在一实施例中，所述装载构件还包括垫圈，所述垫圈套设于靠近所述输送导丝近端的所述丝束外周，所述垫圈外壁与所述支架之间的摩擦力大于所述导管内壁与所述支架之间的摩擦力。

在一实施例中，所述装载构件还包括显影线圈、显影组件和海波管，靠近所述输送导丝远端的所述丝束连接于所述显影线圈，另一端的所述丝束穿过所述显影组件连接于所述海波管。

在一实施例中，所述显影组件固定连接于所述丝束，所述显影组件包括彼此间隔的第一显影件和第二显影件，所述第一显影件连接于所述丝束，所述第二显影件连接于所述海波管，所述垫圈设于所述第一显影件和第二显影件之间，所述垫圈可相对所述输送导丝的轴线转动。

在一实施例中，所述可伸缩结构的表面附有抗血栓涂层。

本发明技术方案通过在输送导丝的装载构件中设置一可伸缩结构，可伸缩结构具有自然状态和压缩状态，可伸缩结构处于自然状态时的长度小于可伸缩结构处于压缩状态时的长度，可伸缩结构处于自然状态时的最大外径大于导管的内径，从而使得可伸缩结构装入导管中时处于压缩状态；输送导丝使用时，输送导丝中载有血流导向状装置的装载构件插入导管内，此时支架与可伸缩结构处于压缩状态；而当支架与网状支架由导管内推出释放时，可伸缩结构自膨胀趋于自然状态，可伸缩结构的直径变大、长度变短，从而在支架释放时，起到减小输送导丝伸出导管暴露在血管中部分的长度的作用，降低了输送导丝堵塞血管或刺破血管的可能。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图示出的结构获得其他的附图。

图1为本发明一实施例中血流导向系统的结构示意图；

图2为图1中支架的结构示意图；

图3为图1中输送导丝的结构示意图；

图4为图3中可伸缩结构和芯丝的结构示意图；

图5为图3中显影线圈的结构示意图；

图6为本发明一实施例中装载导管与导管的装配示意图，此时装载导管刚与导管对接；

图7为本发明一实施例中血流导向系统在血管内时的结构示意图，此时支架部分释放；

图8为本发明一实施例中血流导向系统在血管内时的结构示意图，此时支架全部释放；

图9为本发明另一实施例中可伸缩结构的结构示意图；

图10为本发明输送导丝再一实施例中可伸缩结构的结构示意图。

附图标号说明：

本发明目的的实现、功能特点及优点将结合实施例，参照附图做进一步说明。

具体实施方式

下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明的一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。

需要说明，本发明实施例中所有方向性指示(诸如上、下、左、右、前、后……)仅用于解释在某一特定姿态(如附图所示)下各部件之间的相对位置关系、运动情况等，如果该特定姿态发生改变时，则该方向性指示也相应地随之改变。

另外，在本发明中涉及“第一”、“第二”等的描述仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示其相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括至少一个该特征。另外，各个实施例之间的技术方案可以相互结合，但是必须是以本领域普通技术人员能够实现为基础，当技术方案的结合出现相互矛盾或无法实现时应当认为这种技术方案的结合不存在，也不在本发明要求的保护范围之内。

需要说明的是，在本申请中，所述“近端”指使用时距离操作者近的一端，所述“远端”指使用时距离操作者远的一端。

现有的输送导丝在配合支架时，通过输送导丝上带弹性硅胶垫的摩擦部件将支架通过导管推送到动脉瘤位置并释放，在释放时，通过向远端推送输送导丝，使得输送导丝与导管发生相对移动，并且推送输送导丝带动套设在其外侧的支架由导管内运动至导管外，从而使得支架在血管内自膨胀，但这种推送输送导丝以释放支架的这种释放方式，会使得推送导丝的头部显影弹簧圈和锥形丝部分伸出导管的部分(即暴露于血管中的部分)长度较长，会对较为细小或远端较为狭窄的血管造成影响，轻则短暂堵塞血管增大血压，严重情况下可能会刺破远端血管，造成医疗事故。

为解决上述问题，本发明实提出了一种输送导丝。下面将对所述输送导丝的结构组成进行具体说明。

请参阅图1，血流导向系统10包括导管100、支架300和输送导丝200。输送导丝200用于插入导管100内对支架进行输送。

请参阅图1，导管100是本领域常用的介入类医用导管，其具有输送管腔，使用时，导管100的远端插入血管并沿血管推送导病变部位，从而建立体内至体外的输送路径，使得植入物可沿导管100的输送管腔输送到病变部位。

请参阅图2，支架300可以是血流导向装置或其他自膨胀支架，具体地，支架300为一编织网管结构，支架300由多个编织丝交错编织而成，支架300的编织丝为具有形状记忆的金属材质，例如镍钛材质的编织丝。当支架300受径向压缩力作用时，支架300可被径向压缩，从而方便装载至尺寸较小的管腔(例如上述的导管)中进行输送，而当撤销对支架300的径向束缚后，支架300可自膨胀。

支架300编织定型后的直径范围为1.5mm-8mm，且编织支架300的编织丝的数量范围为24-96根，编织丝的直径选取范围为0.01-0.05mm，支架300的PPI(picks per inch，编织纬密)范围为230-300。较优的，编织支架300的编织丝的数量为36根、48根或64根，编织丝的直径选取范围为0.02-0.03mm，支架300的PPI范围为250-280。编织丝可以是金属丝和高分子丝。本实施例的编织丝是金属丝。支架300能阻止或减缓血液流入动脉瘤瘤体，切断瘤体血液，逐渐在瘤体内形成血栓，同时内膜细胞会在支架300上生长，从而重建血管内壁。

请参阅图3，输送导丝200具有相对设置的近端和远端，输送导丝200用于沿导管100对支架300进行输送，输送导丝200包括可沿导管100带动支架300运动的装载构件，装载构件包括可伸缩结构220，可伸缩结构220具有自然状态和压缩状态。自然状态是指可伸缩结构220不受外力作用时的状态；压缩状态是指可伸缩结构220受到外力(例如径向压力或轴向拉力)作用时，相较于自然状态时外径变小的状态。可伸缩结构220处于自然状态时的长度小于可伸缩结构220处于压缩状态时的长度，可伸缩结构220处于自然状态时的最大外径大于导管100的内径，从而使得可伸缩结构220装入导管100内时处于压缩状态。

请参阅图7和图8，血流导向系统10在使用时，导管100的远端管口位于病变位置30的远端一侧，先将支架300套设于可伸缩结构220的外侧，再将装配好的支架300和输送导丝200沿导管100内向远端进行输送。进入导管100后支架300与可伸缩结构220被压缩，处于压缩状态，直径变小，长度变长。朝远端推送输送导丝200，支架300随着输送导丝200一起向远端伸入，直到达到病变位置30的远端一侧，保持导管100的位置不变向远端推送输送导丝200释放一部分支架300，然后同步向近端回拉导管100和输送导丝200，使导管100越过病变位置30位于病变位置30的近端一侧，再次保持导管100的位置不变继续推送输送导丝200以继续释放其余的支架300。

在推送输送导丝200以释放支架300的过程中，支架300和可伸缩结构220都因脱出导管100内重新恢复原状，趋于自然状态，直径变大，长度变短，即输送导丝200伸出导管100的过程中其自身的长度变短，降低了输送导丝200因伸出部分过长而堵塞血管20或刺破血管20的可能。支架300恢复原状后覆盖病变区域，重建病变位置30处的血管20路径，恢复血流方向，达到治疗效果。同时，在释放支架300的过程中，若发现释放的位置不对，可以朝近端回撤输送导丝200，支架300退回到导管100内，可在调整位置后再重新释放。

请参阅图6至图8，考虑到导管100用于插入血管20内，需要具备较高的柔软性，而装配好的输送导丝200和支架300需要先进行压缩才能插入导管100内，为了便于装配，在一实施例中，血流导向系统10还包括装载导管400。先将装配好的输送导丝200和支架300装入装载导管400中，使输送导丝200的可伸缩结构220和支架300处于压缩状态，再将装载导管400插入导管100内，待输送导丝200进入导管100内，撤回装载导管400，装配好的输送导丝200和支架300留在导管100内。

考虑到内膜细胞在支架300上生长的同时也可能会导致支架300的金属丝密网表面形成血栓，出现血栓栓塞。在一实施例中，支架300表面设有涂层，该涂层能减少支架300表面血栓的发生，防止患者植入支架300后出现血栓栓塞的并发症。该涂层可以是肝素或磷酸胆碱等，肝素是临床上采用最多的涂层药物，主要用于减少亚急性血栓形成；磷酸胆碱的作用机制是通过与水分子的强烈结合而阻止蛋白质和金属支架结合。

可伸缩结构220可以为网状支架或螺旋弹簧，保证其在压缩状态时的直径相对于自然状态时的直径更小，以及在压缩状态时的长度相对于自然状态时的长度更长。

请参阅图4，具体的，在一实施例中，可伸缩结构210为网状支架，可伸缩结构220由编织丝编织而成，可伸缩结构210包括编织丝编织而成且具有自膨性的网状骨架221，以及编织丝在网状骨架221的两端聚集并形成的丝束222。

编织丝相互编织形成有网孔，编织可伸缩结构220的编织丝若数量过少，则编织出的可伸缩结构220的网孔过大，容易导致支架300插入网孔内；而编织所用的编织丝数量过多，又会减弱可伸缩结构220的可压缩性。因此，编织可伸缩结构220的编织丝的数量范围为6-24根，编织丝的直径选取范围为0.01-0.03mm，可伸缩结构220的PPI范围为50-150；较优的，编织可伸缩结构220的编织丝的数量范围为8-12根，编织丝的直径选取范围为0.01-0.02mm，可伸缩结构220的PPI范围为80-120。

编织丝可以为金属丝或高分子丝。一实施例中，编织丝为金属丝，材料可为镍钛或者不锈钢，编织后的可伸缩结构220表面光滑，表面粗糙度为Ra0.05-0.2，较优的，金属丝可进行抛光处理达到镜面效果，最大程度减小可伸缩结构220与支架300之间的摩擦力。

两侧丝束222的外径范围为0.1-0.3mm，可伸缩结构220自然状态时网状骨架221的外径范围为1-5mm，压缩状态时网状骨架221的外径范围为0.2-0.5mm。同时，可伸缩结构220的长度由相应的支架300的长度决定，确保自然状态时可伸缩结构220的外径小于支架300的内径。例如，当支架300展开状时外径为3mm，长度为10mm，压缩状态时长度为20mm，则可伸缩结构220的网状骨架221自然状态时外径为2mm，长度为8mm，压缩状态时长度为16mm。

在释放支架300时，可伸缩结构220也会随着支架300一起裸露在血管20内，故也存在内膜细胞在可伸缩结构220上生长形成血栓的可能。因此，在一实施例中，可伸缩结构220表面附有抗血栓涂层，涂层可以是肝素类，可以有效地较小手术过程中血栓形成的可能。

输送导丝200朝远端移动时，要满足带动支架300一起移动。因为支架300设置在可伸缩结构220和导管100之间，若设置支架300和可伸缩结构220外表面之间的摩擦力大于支架300和导管100内壁之间的摩擦力，则可以使可伸缩结构220带动支架300一起移动。但是，若支架300与可伸缩结构220之间的摩擦力过大的话，在输送导丝200通过弯曲血管时发生扭转时，容易带动支架300一起扭转，导致释放后支架300无法正常膨胀展开。

请参阅图3，鉴于此，在一实施例中，装载构件还包括垫圈230，垫圈230套设于靠近输送导丝200近端的丝束222外周，垫圈230外壁与支架300之间的摩擦力大于导管100内壁与支架300之间的摩擦力，从而使得输送导丝200能够带动支架300在导管100内移动。支架300设置在可伸缩结构220和导管100之间时，与导管100内壁和垫圈230外壁抵接，因为垫圈230外壁与支架300之间的摩擦力大于导管100内壁与支架300之间的摩擦力，所以输送导丝200相对导管100移动时，支架300相对于垫圈230保持不动，可实现支架300的正常释放和收回。

具体的，垫圈230整体长度范围为2-4mm，且在径向上分为内层和外层。垫圈230内层的内径范围为0.16-0.25mm，外径范围为0.3-0.4mm，且为高分子材质，垫圈230外层的外径范围为0.4-0.6mm，且为硅胶材质。为防止输送导丝200带动支架300一起发生扭转，较优的，垫圈230为圆管状，可相对输送导丝200的轴线转动。因为垫圈230可相对输送导丝200的轴线转动，即表明，当输送导丝200在推送过程中发生扭转时，垫圈230不转动，支架300抵接于导管100内壁和垫圈230外壁，也不发生转动，减小了支架300发生扭转的可能性，保证了支架300的正常释放。

请继续参阅图3，装载构件还包括显影线圈210和海波管240，靠近输送导丝200远端的丝束222连接于显影线圈210，另一端的丝束222，即靠近输送导丝200近端的丝束222连接于海波管240。

请参阅图5，显影线圈210包括芯丝212和绕设于芯丝212上的弹簧线圈211，弹簧线圈211由金属丝绕制而成，所用的金属丝在DSA(Digital subtraction angiography，数字减影血管造影)下具有一定的显影性，故显影线圈210设于输送导丝200的远端，以确保整个输送导丝200的远端在透视设备下是可见的，从而在手术过程中帮助识别其相对于周围血管的位置和运动方向。金属丝所采用的材质可以是铂、钨、金、银、钽、镍钛合金、钴铬合金、铂钨合金、铂铱合金等，金属丝的直径选取范围为0.01-0.1mm，弹簧线圈211的直径范围为0.2-0.5mm之间。芯丝212由弹簧线圈211的近端延伸出而与可伸缩结构220连接，靠近输送导丝200远端的丝束222固定缠绕于芯丝212的伸出部分的外壁。

在一实施例中，弹簧线圈211两端与芯丝212焊接，且焊接处形成有球头213。具体的，芯丝212插设于弹簧线圈211内，弹簧线圈211的远端与芯丝212连接，用激光点焊将芯丝212伸出弹簧线圈211远端部分点成球头213，使得弹簧线圈211远端形成光滑的球头213，降低显影线圈210刺破血管风险。弹簧线圈211近端与芯丝212锡焊，连接位置形成光滑球头213。弹簧线圈211被芯丝212贯穿，既保证了显影线圈210的柔软度，又使其具有一定的韧性，保证了输送导丝200远端插入血管时的柔软性和可通过性。

请参阅图3，海波管240的长度范围为1.5-2m，海波管240的外径范围为0.4-0.6mm，靠近海波管240的远端一端长度为0.4-0.6mm的海波管240呈螺旋镂空设置，海波管240远端内部焊接有同轴设置的钢丝242，钢丝242的直径范围为0.4-0.6mm。靠近输送导丝200近端的丝束222可以固定连接于海波管240远端的内壁，推动海波管240时，可伸缩结构220也一起移动。海波管240靠近远端的部分呈螺旋镂空设置可以增强海波管240的柔软度，便于穿过血管，海波管240靠近近端的部分内部焊接钢丝242可以增强海波管240的支撑强度，在推送输送导丝200时不易折断，钢丝242可以是实心不锈钢丝242。海波管240的材质可以是镍钛合金或不锈钢，螺旋镂空段241由激光雕刻而成，较优的，螺旋镂空段241具有多段不同的螺旋线距，在输送导丝200的远端朝向近端的方向上，螺旋镂空段241的螺旋线距逐渐减小，实现海波管240的柔软功能到支撑功能的过渡。

进一步的，为了减少海波管240表面的摩擦力，使输送导丝200达到更好的推送效果，在一实施例中，海波管240的螺旋镂空段241以及焊接有实心不锈钢丝242的部分海波管240的表面包覆有一层亲水膜223。

支架300在释放时，只能根据显影线圈210所在的位置观测输送导丝200的推送轨迹以及具体位置，无法准确地判断支架300是否有输送导丝200移动，以及是否释放、释放的位置是否准确。

请继续参阅图3，鉴于此，在一实施例中，装载构件还包括显影组件250，显影组件250包括第一显影件251和第二显影件252，垫圈230设于第一显影件251和第二显影件252之间，第二显影件252连接于海波管240，丝束222穿过显影组件250，且与第一显影件251和第二显影件252固定连接。显影组件250可以对支架300起定位作用，较优的，支架300套设于可伸缩结构220外部时，支架300靠近近端的一侧位于垫圈230与海波管240之间，覆盖在第二显影件252上，可以借助第二显影件252在DSA下的可显影性对支架300的位置进行观测。同时，丝束222穿过显影组件250和垫圈230，且与第一显影件251和第二显影件252固定连接时，显影组件250还对垫圈230起固定定位作用，限制了垫圈230在输送导丝200上的轴向移动。

为使显影组件250具备显影性，第一显影件251和第二显影件252由在DSA下可显影的金属材料制成，例如，铂、钨、金、银、钽、镍钛合金、钴铬合金、铂钨合金、铂铱合金等。同时，为了便于支架300的安装以及对垫圈230进行限位，第一显影件251为中心具有通孔的圆柱体，圆柱体的外径范围为0.3-0.5mm，圆柱同轴连接有阶梯缩小的圆台，圆台朝输送导丝200的远端延伸设置。第二显影件252也为中心具有通孔的圆柱体，圆柱体的外径范围为0.5-0.6mm，圆柱同轴连接有阶梯缩小的圆台，圆台朝输送导丝200的远端延伸设置，圆台的外径范围为0.3-0.5mm。

请参阅图9，与上述不同的是，在一实施例中，沿输送导丝200的近端朝远端的方向上，可伸缩结构220的编织密度逐渐增大。使得从近端到远端，网状骨架221对支架300的正压力逐渐减小，进而使得网状骨架221对支架300的摩擦力从近端到远端逐渐减小，当输送导丝200穿过弯曲的血管时，可伸缩结构220相对于导管100、垫圈230和支架300转动时，从近端到远端的可伸缩结构220对支架300的摩擦力逐渐减小，可减小转动时的阻力，进而使得可伸缩结构220能够快速响应相对于支架300的转动，避免支架300和可伸缩结构220扭曲。例如，沿输送导丝200的远端朝近端的方向上，网状骨架221根据编织密度分成A、B、C三段，每段长度根据可伸缩结构220的整体长度而定，其中，A段的长度为网状骨架221在自然状态下的长度的1/5，A段与C段的长度相等。A段的编织目长度范围为0.5-0.85，B段的编织目长度范围为0.25-0.36，C段的编织目长度范围为0.17-0.21，A段部分的网状骨架221更为柔软，能够更好地通过弯曲血管，具有更好的通过性，C段部分的网状骨架相对于A段部分更硬，能够提供推送力，使得输送导丝200输送支架300过程中更加容易推送。

进一步的，为了减小可伸缩结构220与支架300之间的摩擦，与上述实施例不同的是，在一实施例中，编织可伸缩结构220的编织丝包括内芯丝和包覆在内芯丝外的润滑物，外层润滑物的厚度范围为0.05-0.1mm。内芯丝可以是金属丝或高分子丝。润滑物的摩擦系数低，可使可伸缩结构220的外表面更为光滑，当输送导丝200通过弯曲血管发生转动时，可伸缩结构220能够相对支架300转动，进而避免带动支架300发生扭结。润滑物可以是PTFE(Polytetrafluoroethylene，聚四氟乙烯)、FEP(Fluorinated ethylene propylene，氟化乙烯丙烯共聚物)或PI(Polyimide，聚酰亚胺)等。

请参阅图10，考虑到在推送输送导丝200带动支架300移动时，支架300两端的金属丝头部可能会插入可伸缩结构220的网孔内，形成支架300和输送导丝200之间的交错缠绕，导致在支架300无法完成正常的释放以及输送导丝200的正常收回。与上述实施例不同的是，在一实施例中，网状骨架221两端的网孔内还覆盖有润滑膜。具体地，网状骨架221的最远端5圈和最近端5圈的网孔内覆盖有润滑膜。润滑膜可以是聚四氟乙烯膜或PI膜。两端覆盖润滑膜的厚度不大于编织可伸缩结构220的编织丝的直径，两端覆盖润滑膜的长度相同，具体的长度由网状骨架221的长度决定，例如，若网状骨架221的长度为10mm，则两端均覆盖2.5mm长的润滑膜。

为了进一步减小可伸缩结构220与支架300之间的摩擦力，进而避免可伸缩结构转动时带动支架300扭结，在网状骨架221表面周向间隔设置多条亲水膜223，较优的，为了不影响网状骨架221良好的压缩性与展开性，在网状骨架221表面周向间隔设置的每条亲水膜223沿其长度方向形成多个彼此断开的膜片。例如，共设有4条轴向设置的亲水膜223，每条间隔90度，每条亲水膜223中，每隔1-2cm断开一处，每处断开的距离为1-2cm。此外，在丝束222表面也包覆有亲水膜223，也可减小可伸缩结构220与支架300之间的摩擦力。

以上所述仅为本发明的优选实施例，并非因此限制本发明的专利范围，凡是在本发明的构思下，利用本发明说明书及附图内容所作的等效结构变换，或直接/间接运用在其他相关的技术领域均包括在本发明的专利保护范围内。

Claims (10)

1.一种输送导丝，其特征在于，所述输送导丝用于沿导管对支架进行输送，所述输送导丝包括可沿所述导管带动所述支架运动的装载构件，所述装载构件包括可伸缩结构，所述可伸缩结构具有自然状态和压缩状态，所述可伸缩结构处于自然状态时的长度小于所述可伸缩结构处于压缩状态时的长度，所述可伸缩结构处于自然状态时的最大外径大于所述导管的内径。

2.如权利要求1所述的输送导丝，其特征在于，所述可伸缩结构由编织丝编织而成，所述编织丝包括内芯丝和包覆在所述内芯丝外的润滑物。

3.如权利要求2所述的输送导丝，其特征在于，所述编织丝相互编织形成有网孔，所述网孔内填充有润滑膜，所述润滑膜的填充厚度不大于所述编织丝的直径。

4.如权利要求1至3任意一项所述的输送导丝，其特征在于，所述可伸缩结构包括沿其表面周向间隔设置的多条亲水膜，每条所述亲水膜沿其长度方向包括多个彼此断开的膜片。

5.如权利要求2至3任意一项所述的输送导丝，其特征在于，沿所述输送导丝的近端朝远端的方向上，所述可伸缩结构的编织密度逐渐减小。

6.如权利要求5所述的输送导丝，其特征在于，所述可伸缩结构包括由所述编织丝相互编织形成网状支架，所述网状支架包括由所述编织丝编织而成且具有自膨性的网状骨架，以及所述编织丝在所述网状骨架的两端聚集并形成的丝束。

7.如权利要求6所述的输送导丝，其特征在于，所述装载构件还包括垫圈，所述垫圈套设于靠近所述输送导丝近端的所述丝束外周，所述垫圈外壁与所述支架之间的摩擦力大于所述导管内壁与所述支架之间的摩擦力。

8.如权利要求7所述的输送导丝，其特征在于，所述装载构件还包括显影线圈、显影组件和海波管，靠近所述输送导丝远端的所述丝束连接于所述显影线圈，另一端的所述丝束穿过所述显影组件连接于所述海波管。

9.如权利要求8所述的输送导丝，其特征在于，所述显影组件固定连接于所述丝束，所述显影组件包括彼此间隔的第一显影件和第二显影件，所述第一显影件连接于所述丝束，所述第二显影件连接于所述海波管，所述垫圈设于所述第一显影件和第二显影件之间，所述垫圈可相对所述输送导丝的轴线转动。

10.如权利要求1至3任意一项所述的输送导丝，其特征在于，所述可伸缩结构的表面附有抗血栓涂层。

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