CN116269931A - 输送内管、输送结构及介入手术输送系统 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种输送内管、输送结构及介入手术输送系统。该输送内管应用于介入手术输送系统的输送结构中，所述输送内管包括：头部节圈，所述头部节圈的端部具有第一配合部；多个中间节圈，每一所述中间节圈的一端具有第一连接部，另一端具有第二配合部；其中一个所述中间节圈的所述第一连接部嵌设于另一所述中间节圈的第二配合部，并可在所述第二配合部中转动；以及尾部节圈，所述尾部节圈的端部具有第二连接部。通过连接部与配合部的可转动嵌设，能够增加输送内管的抗拉强度和弯曲模量，降低形变率，提升整体结构的刚度，实现植入物的稳定释放，减少植入物释放时的窜动，保证介入手术的安全性，避免损伤身体组织。

Description

输送内管、输送结构及介入手术输送系统

技术领域

本发明涉及输送装置技术领域，特别是涉及一种输送内管、输送结构及介入手术输送系统。

背景技术

心脏瓣膜病是我国最常见的心脏病之一，其中主要为风湿热导致的瓣膜损害。近年来随着人口老龄化的发展，瓣膜退行性变(包括钙化和粘液变性等)以及代谢障碍性瓣膜损害在我国也日益增多。通常，心脏瓣膜病采用心脏瓣膜手术进行，以使患者的心脏恢复健康。

而传统的心脏瓣膜手术是在全身麻醉下进行的心脏直视方法。穿过患者的胸骨进行切割(胸骨切开术)，并且患者的心脏被停止而血流改道通过“心肺”旁路控制机(体外循环机)。外科瓣膜置换手术是具有明显的伴随风险的高创伤性手术，患者可能由于栓子和与体外循环机有关的其他因素被暂时干扰，患者完全康复需要数月的时间。并且，老年人及某些特殊人群更是无法承受上述外科手术所带来的创伤，术后需要更长的恢复时间或者无法康复等。

微创介入治疗方法即经导管心脏瓣膜的置换术，具有无需开胸、创伤小、患者恢复快等优点，受到了专家学者的广泛关注。近10年来介入治疗方向显示出内外科能治疗的病例，介入治疗方法都能治疗；外科手术不能治疗的病例，介入治疗方法也能治疗。新世纪瓣膜病介入治疗，研究工作明显加速，经皮介入瓣膜植入术由实验研究发展到小规模临床并行的研究阶段，瓣膜病介入可能突破技术上的“瓶颈”，迅速实现广泛的临床应用，它再次成为介入性心脏病学领域的关注焦点。

但是目前心脏瓣膜的输送系统技术还存在诸多的问题。目前技术的输送系统的内管(例如海波管)，其抗拉强度不够强，弯曲性能不佳。这会导致瓣膜释放不稳定，释放窜动。输送系统受血流影响会产生位移，若管材强度不够，其受力就会发生不可预期的形变，就可能会发生位置的移动，从而干涉或损伤组织。

发明内容

基于此，有必要针对目前输送系统采用海波管等内管输送时抗拉强度与弯曲性能不佳影响植入物释放的问题，提供一种能够提升抗拉强度与弯曲模量的输送内管、输送结构及介入手术输送系统。

一种输送内管，应用于介入手术输送系统的输送结构中，所述输送内管包括：

头部节圈，所述头部节圈的端部具有第一配合部；

多个中间节圈，每一所述中间节圈的一端具有第一连接部，另一端具有第二配合部；各所述中间节圈串联连接时，其中一个所述中间节圈的所述第一连接部与另一所述中间节圈的第二配合部嵌合连接并可转动；以及

尾部节圈，所述尾部节圈的端部具有第二连接部；

各所述中间节圈串联后的首端的所述第一连接部与所述第一配合部嵌合连接并可转动，所述第二连接部与各所述中间节圈串联后的尾端的所述第二配合部嵌合连接并可转动，且所述头部节圈、各所述中间节圈及所述尾部节圈连通形成输送通道。

在其中一个实施例中，所述第一配合部与所述第二配合部为凹槽，所述第一连接部及所述第二连接部为与所述凹槽可转动配合的凸起；

或者，所述第一配合部与所述第二配合部为凸起，所述第一连接部及所述第二连接部为与所述凸起可转动配合的凹槽；

所述凸起嵌设于所述凹槽中，并可在所述凹槽中转动。

在其中一个实施例中，所述第一连接部的数量为两个，两个所述第一连接部对称设置，所述第一配合部的数量为两个，两个所述第一配合部对称设置，所述第二连接部的数量为两个，两个所述第二连接部对称设置，所述第二配合部的数量为两个，两个所述第二配合部对称设置。

在其中一个实施例中，所述头部节圈、各所述中间节圈以及所述尾部节圈均具有沿轴向方向的通孔，各所述通孔连通形成所述输送通道。

在其中一个实施例中，所述通孔在所述第一连接部的边缘具有圆弧倒角或喇叭口。

在其中一个实施例中，所述头部节圈、各所述中间节圈以及所述尾部节圈的外壁均具有至少一第一通槽，各所述第一通槽沿所述输送内管的轴向方向贯通设置形成加强通道。

在其中一个实施例中，所述输送内管还包括加强部件，所述加强部件穿过所述加强通道连接所述头部节圈、各所述中间节圈及所述尾部节圈。

在其中一个实施例中，所述第一通槽包括直管段以及锥形段，所述锥形段位于所述第一连接部或所述第二连接部，所述直管段的一端连通所述锥形段；或者，所述第一通槽包括锥形段。

在其中一个实施例中，所述头部节圈、各所述中间节圈以及所述尾部节圈的外壁还均具有至少一第二通槽，每一所述第二通槽设置于所述第一通槽中，并凹陷于所述第一通槽的底壁，所述第二通槽用于避让所述加强部件。

在其中一个实施例中，所述第一连接部及所述第二连接部的圆心角范围为π～2π，所述第一配合部及所述第二配合部的圆心角范围为π～2π；

所述第一连接部与所述第二连接部的结构相同，所述第一配合部与所述第二配合部的结构相同，所述凹槽的圆心角小于所述凸起的圆心角。

在其中一个实施例中，所述中间节圈的壁厚与所述中间节圈的外径尺寸的比例大于25％。

在其中一个实施例中，所述中间节圈的壁厚范围为0.5mm～2.55mm。

在其中一个实施例中，所述输送内管还包括外包层，所述外包层罩设所述头部节圈、各所述中间节圈及所述尾部节圈，所述外包层的两端密封连接于所述头部节圈与所述外部节圈。

一种输送结构，包括至少两个如上述任一技术特征所述的输送内管，各所述输送内管串联连接，且相邻的两个所述输送内管之间存在相位差。

在其中一个实施例中，所述输送结构还包括至少一限位组件，所述限位组件设置于相邻的两个所述输送内管之间，并连接两个所述输送内管，用于限制两个所述输送内管的轴向脱离。

在其中一个实施例中，所述限位组件包括第一连接件、第二连接件以及限位件，所述第一连接件设置于其中一个所述输送内管的尾端，所述第二连接件设置于另一所述输送内管的首端，所述第一连接件与所述第二连接件可转动连接，所述限位件分设于所述第一连接件与所述第二连接件，用于限制所述第一连接件与所述第二连接件的轴向位移。

在其中一个实施例中，所述限位件包括第三配合部与限位部，所述限位部设置于所述第一连接件，所述第三配合部设置于所述第二连接件，所述第三配合部与所述限位部配合连接，所述限位部限制所述第三配合部的轴向移动，并允许所述第三配合部转动。

一种介入手术输送系统，包括内芯管以及如上述任一技术特征所述的输送结构，所述内芯管穿过所述输送结构的各所述输送通道，用于输送植入物。

采用上述技术方案后，本发明至少具有如下技术效果：

本发明的输送内管、输送结构及介入手术输送系统，多个中间节圈串联连接，其中一个中间节圈的第一连接部安装到相邻中间节圈的第二配合部中，并且，中间节圈串联后的首端的第一连接部可转动嵌设于头部节圈的第一配合部，尾端的第二连接部可转动嵌设于中间节圈尾端的第二配合部中，形成输送内管，以输送置换手术的植入物。输送内管中通过连接部与配合部的可转动嵌设，能够增加输送内管的抗拉强度和弯曲模量，降低形变率，提升整体结构的刚度，有效的解决目前输送系统采用海波管等内管输送时抗拉强度与弯曲性能不佳、影响植入物释放的问题，实现植入物的稳定释放，减少植入物释放时的窜动，保证介入手术的安全性，避免损伤身体组织。

附图说明

图1为本发明一实施例的输送结构的主视图；

图2为图1所示的输送结构的俯视图；

图3为图1所示的输送结构中输送内管的中间节圈一实施方式的立体图；

图4为图3所示的中间节圈的主视图；

图5为图4所示的中间节圈的剖视图；

图6为图1所示的输送结构中输送内管的中间节圈另一实施方式的立体图；

图7为图6所示的中间节圈的主视图；

图8为图1所示的输送结构中限位组件的示意图。

其中：100、输送内管；110、头部节圈；111、第一配合部；120、中间节圈；121、第一连接部；122、第二配合部；123、第一通槽；1231、直管段；1232、锥形段；124、第二通槽；125、通孔；1251、等直径段；1252、变直径段；130、尾部节圈；131、第二连接部；200、第一输送内管；300、第二输送内管；400、限位组件；410、第一连接件；420、第二连接件；430、限位件；431、限位部；432、第三配合部。

具体实施方式

为使本发明的上述目的、特征和优点能够更加明显易懂，下面结合附图对本发明的具体实施方式做详细的说明。在下面的描述中阐述了很多具体细节以便于充分理解本发明。但是本发明能够以很多不同于在此描述的其它方式来实施，本领域技术人员可以在不违背本发明内涵的情况下做类似改进，因此本发明不受下面公开的具体实施例的限制。

在本发明的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“长度”、“宽度”、“厚度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”、“内”、“外”、“顺时针”、“逆时针”、“轴向”、“径向”、“周向”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本发明和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本发明的限制。

此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示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。在本发明的描述中，“多个”的含义是至少两个，例如两个，三个等，除非另有明确具体的限定。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，术语“安装”、“相连”、“连接”、“固定”等术语应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或成一体；可以是机械连接，也可以是电连接；可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系，除非另有明确的限定。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。

在本发明中，除非另有明确的规定和限定，第一特征在第二特征“上”或“下”可以是第一和第二特征直接接触，或第一和第二特征通过中间媒介间接接触。而且，第一特征在第二特征“之上”、“上方”和“上面”可是第一特征在第二特征正上方或斜上方，或仅仅表示第一特征水平高度高于第二特征。第一特征在第二特征“之下”、“下方”和“下面”可以是第一特征在第二特征正下方或斜下方，或仅仅表示第一特征水平高度小于第二特征。

需要说明的是，当元件被称为“固定于”或“设置于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件。本文所使用的术语“垂直的”、“水平的”、“上”、“下”、“左”、“右”以及类似的表述只是为了说明的目的，并不表示是唯一的实施方式。

参见图1和图2，本发明提供一种输送内管100。该输送内管100应用于介入手术输送系统的输送结构中，用于在介入手术过程中输入植入物，满足介入手术需求。示例性地，输送内管100应用于心脏瓣膜置换术的介入手术输送系统中，其输送的植入物为心脏瓣膜，使用该输送内管100输送心脏瓣膜时能够保证心脏瓣膜稳定释放，避免心脏瓣膜窜动，保证介入手术的安全性。当然，在本发明的其他实施方式中，该输送内管100所输送的植入物也可为除心脏瓣膜以外的，以满足不同介入手术的使用需求。

可以理解的，心脏瓣膜手术采用微创介入治疗方法即经导管心脏瓣膜的置换术，无需开胸手术，创伤小，患者恢复快。但是，目前心脏瓣膜输送系统采用的内管通常为海波管，其抗拉强度不够，弯曲性能不佳，会导致心脏瓣膜释放不稳定，导致心脏瓣膜释放时窜动。并且，输送系统受血流影响会产生移位，若管材强度不够，其受力时会产生不可预期形变，导致位置发生移动，从而干涉或损坏身体组织。

为此，本发明提供一种新型的输送内管100，该输送内管100提升了自身的抗拉强度和弯曲模量，降低形变率，提高了整体刚度，能够实现植入物的稳定释放，避免植入物释放时窜动，同时还能够避免输送内管100被血流影响，使得输送内管100的位置固定，进而避免输送内管100与身体组织接触，保证介入手术的安全性。以下具体介绍输送内管100的具体结构。

参见图1至图7，在一实施例中，所述输送内管100包括头部节圈110、多个中间节圈120以及尾部节圈130。所述头部节圈110的端部具有第一配合部111。每一所述中间节圈120的一端具有第一连接部121，另一端具有第二配合部122；各所述中间节圈120串联连接时，其中一个所述中间节圈120的所述第一连接部121与另一所述中间节圈120的第二配合部122嵌合连接并可转动。所述尾部节圈130的端部具有第一连接部121。各所述中间节圈120串联后的首端的所述第二连接部131与所述第一配合部111嵌合连接并可转动，所述第二连接部131与各所述中间节圈120串联后的尾端的所述第二配合部122嵌合连接并可转动，且所述头部节圈110、各所述中间节圈120及所述尾部节圈130连通形成输送通道。

输送内管100具有首端和尾端，首端是指输送内管100的远端位置，尾端是指输送内管100的近端位置。进一步地，远端位置是指输送内管100远离医护人员、伸入到患者体内的端部，近端位置是指靠近医护人员的端部。如图1所示，左端为输送内管100的首端即远端位置，右端为输送内管100的尾端，即近端位置。而且，各中间节圈120串联后具有首端和尾端，其首端是指远端位置，其尾端是指近端位置。值得说明的是，输送内管100的各部件按照上述方式均具有近端和远端，近端和远端与上述内容实质相同，在此不一一赘述。

头部节圈110位于输送内管100的首端，尾部节圈130位于输送内管100的尾端，各个中间节圈120位于输送内管100的中间，并连接头部节圈110与尾部节圈130。具体的，各个中间节圈120可转动且串联连接，各中间节圈120串联后的首端可转动且串联连接头部节圈110，各中间节圈120串联后的尾端可转动且串联尾部节圈130，如此形成输送内管100。相邻的两个节圈之间可转动连接，会使得输送内管100发生弯曲，进而将植入物输送至患者的病灶部位。

头部节圈110为中空结构，头部节圈110的近端具有第一配合部111。中间节圈120为中空结构，中间节圈120的一端具有第一连接部121，另一端具有第二配合部122。尾部节圈130为中空结构，尾部节圈130的远端具有第二连接部131。通过第一连接部121与第一配合部111、第一连接部121与第二配合部122、第二连接部131与第二配合部122的配合实现各中间节圈120、头部节圈110及尾部节圈130的连接。

输送内管100连接时，各中间节圈120通过第一连接部121与第二配合部122配合串联。具体的，其中一个中间节圈120的第一连接部121与相邻中间节圈120的第二配合部122嵌设连接，并且，第一连接部121与第二配合部122通过嵌设实现可转动连接，以使相邻两个中间节圈120可转动。串联后的中间节圈120，首端具有第一连接部121，尾端具有第二配合部122，该首端的第一连接部121与头部节圈110的第一配合部111嵌设连接，并且，第一连接部121与第一配合部111通过嵌设实现可转动连接，以实现中间节圈120与头部节圈110之间的转动；尾部节圈130的第二连接部131与该尾端的第二配合部122嵌设连接，并且，第二连接部131与第二配合部122通过嵌设实现可转动连接，以实现尾部节圈130与中间节圈120之间的转动。

值得说明的是，按照上述方式将头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130串联连接后形成输送内管100，在输送内管100中安装内芯管，并连接输送内管100的头部节圈110与尾部节圈130，使得头部节圈110与尾部节圈130之间的长度固定。这样，输送内管100中的各节圈不会轴向脱离，进而使得输送内管100不会松散，保证输送内管100能够准确的调节完全角度，以满足不同场合的输送需求。

第一连接部121与第二连接部131的形状相同，第一配合部111与第二配合部122的形状相同。具体的，第一连接部121嵌设安装于第二配合部122后，第一连接部121能够在第二配合部122中可转动，以改变输送内管100的弯曲性能。同时，还能够增加节圈的适用范围，改变中间节圈120的任一位置都可以与其余中间节圈120、头部节圈110与尾部节圈130相适配。

相邻的节圈通过连接部与配合部结构配合后，能够增加相邻两个节圈之间的接触面积，并且，输送内管100弯曲时，连接部与配合部的内外壁能够抵接，实现相邻节圈之间的嵌合连接，而且，二者的配合能够对相邻的两个节圈进行支撑，增加输送内管100的抗拉强度和弯曲模量，保证输送内管100的强度。

值得说明的是，由于各个节圈的连接部与配合部的位置相同，头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130串联连接后形成输送内管100后，各连接部及各配合部共线设置。当输送内管100弯曲时，各个节圈处于同一平面中，也就是说，输送内管100能够在一个平面中弯曲。示例性地，当第一连接部121与第二配合部122位于中间节圈120的侧面时，则输送内管100在竖直方向平面中弯曲。

上述实施例中的输送内管100，通过凸起与凹槽的可转动嵌设，能够增加输送内管100的抗拉强度和弯曲模量，降低形变率，提升整体结构的刚度，有效的解决目前输送系统采用海波管等内管输送时抗拉强度与弯曲性能不佳影响植入物释放的问题，实现植入物的稳定释放，减少植入物释放时的窜动，保证介入手术的安全性，避免损伤身体组织。

在一实施例中，所述第一配合部111与所述第二配合部122为凹槽，所述第一连接部121及所述第二连接部131为与所述凹槽可转动配合的凸起；或者，所述第一配合部111与所述第二配合部122为凸起，所述第一连接部121与所述第二连接部131为与所述凸起可转动配合的凹槽；所述凸起嵌设于所述凹槽中，并可在所述凹槽中转动。

也就是说，连接部与配合部为凸起和凹槽的配合结构，可以连接部为凸起，配合部为凹槽；当然，也可连接部为凹槽，配合部为凸起，通过凸起与凹槽的可转动配合实现节圈之间的可转动扣合连接。本实施例中，仅以第一配合部111与第二配合部122为凹槽，第一连接部121与第二连接部131为与凹槽可转动配合的凸起为例进行说明，其他设置形式与此类似，在此不一一赘述。

其中一个中间节圈120的第一连接部121嵌设到相邻中间节圈120的第二配合部122中，并且，第一连接部121能够在第二配合部122中可转动，以使相邻两个中间节圈120可转动。串联后的中间节圈120，首端具有第一连接部121，尾端具有第二配合部122，该首端的第一连接部121安装到头部节圈110的第一配合部111中，并且，第一连接部121能够在第一配合部111中转动，以实现中间节圈120相对于头部节圈110转动；尾部节圈130的第二连接部131能够安装到该尾端的第二配合部122中，并且，第二连接部131能够在第二配合部122中转动，以实现尾部节圈130相对于中间节圈120转动。

相邻的节圈通过凸起与凹槽结构配合后，能够增加相邻两个节圈之间的接触面积，并且，输送内管100弯曲时，凸起能够与凹槽的内壁抵接，实现相邻节圈之间的扣合连接，凸起与凹槽的配合能够对相邻的两个节圈进行支撑，增加输送内管100的抗拉强度和弯曲模量，保证输送内管100的强度。

在一实施例中，所述第一连接部121的数量为两个，两个所述第一连接部121对称设置，所述第一配合部111的数量为两个，两个所述第一配合部111对称设置，所述第二连接部131的数量为两个，两个所述第二连接部131对称设置，所述第二配合部122的数量为两个，两个所述第二配合部122对称设置。

头部节圈110为中空结构，头部节圈110的近端具有第一配合部111。值得说明的是，第一配合部111的数量为两个，两个第一配合部111对称设置在头部节圈110的边缘，以便于头部节圈110连接中间节圈120。中间节圈120为中空结构，中间节圈120的一端具有第一连接部121，另一端具有第一配合部111。具体的，第一连接部121的数量为两个，第一配合部111的数量也为两个，两个第一连接部121对称设置在中间节圈120的远端，两个第一配合部111设置在中间节圈120的近端。通过第一连接部121与第一配合部111的配合实现各中间节圈120、头部节圈110及尾部节圈130的连接。尾部节圈130为中空结构，尾部节圈130的远端具有第二连接部131。具体的，第二连接部131的数量为两个，两个第二连接部131对称设置在尾部节圈130的边缘，以便于连接中间节圈120。

参见图1至图7，在一实施例中，所述头部节圈110、各所述中间节圈120以及所述尾部节圈130均具有沿轴向方向的通孔125，各所述通孔125连通形成所述输送通道。

也就是说，头部节圈110的中空内部为通孔125，中间节圈120的中空内部为通孔125，尾部节圈130的中空内部也为通孔125。头部节圈110、中间节圈120以及尾部节圈130的通孔125相对应。当头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130串联连接后，各通孔125连通形成完整的输送通道，通过输送通道实现植入物的输送。

参见图1至图7，在一实施例中，通孔125朝向头部节圈110端部的横截面尺寸大于通孔125朝向尾部节圈130的横截面尺寸。也就是说，按照图3所示的方向，通孔125左侧的横截面尺寸会大于通孔125右侧的横截面尺寸，即通孔125在远端为扩口结构。当利用输送内管100输送植入物时，能够减小输送内管100中的内芯管与各节圈接口处产生摩擦或阻碍，便于输送植入物；同时，还能够保证各个节圈的使用性能，避免节圈损坏。

在一实施例中，通孔125包括等直径段1251与变直径段1252，等直径段1251中各处直径相等，变直径段1252中的直径尺寸逐渐增加。等直径段1251设置在中间节圈120中，变直径段1252设置在中间节圈120的边缘，并延伸至第一连接部121远离中间节圈120的端部。这样能够增加中间节圈120远端处通孔125的横截面积，减小输送内管100中的内芯管与各节圈接口处产生摩擦或阻碍，便于输送植入物。

在一实施例中，通孔125在第一连接部121的边缘具有圆弧倒角或喇叭口。也就是说，变直径段1252为圆弧倒角或喇叭口等扩口结构，以增加中间节圈120远端处通孔125的截面积。示例性地，如图5所示，通孔125在第一连接部121的边缘为喇叭口。

值得说明的是，尾部节圈130在第二连接部131处也对应设置圆弧倒角或喇叭孔。其结构形式及设置原理与上述实施例中的中间节圈120在第二连接部131处对应设置圆弧倒角与喇叭口的结构形式及设置原理实质相同，在此不一一赘述。

本发明的输送内管100，在通孔125的远端位置喇叭口或倒角等，增加通孔125在远端的横截面积。当头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130拼接形成输送内管100后，输送通道在各个通孔125拼接结合的位置为扩口结构，使得输送通道中不具有锋利的折角，进而避免影响内芯管，降低对内芯管的磨损，保证输送内管100能够稳定输送植入物。

参见图1至图7，在一实施例中，所述头部节圈110、各所述中间节圈120以及所述尾部节圈130的外壁均具有至少一第一通槽123，所述第一通槽123沿所述输送内管100的轴向方向贯通设置形成加强通道。

头部节圈110的外壁沿轴向方向具有贯通设置的第一通槽123。可以理解的，这里的轴向方向是指输送内管100的长度方向。中间节圈120的外壁沿轴向方向具有贯通设置的第一通槽123，尾部节圈130的外壁沿轴向方向也具有贯通设置的第一通槽123。

当头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130串联连接形成输送内管100后，各个节圈上的第一通槽123对应设置并连通，形成沿轴向方向贯通整个输送内管100的第一通槽。

在一实施例中，所述输送内管100还包括加强部件，所述加强部件穿过各所述加强通道连接所述头部节圈110、各所述中间节圈120及所述尾部节圈130。

这样，加强部件能够安装到各个第一通槽123形成的加强同道中，而且，加强部件的两端分别固定于头部节圈110及尾部节圈130，使得加强部件可靠的固定在输送内管100。此时，加强部件的轴向长度一定，加强部件能够限制各节圈沿轴向方向上的脱离，保证输送内管100的抗拉强度。并且，输送内管100在弯曲时，加强部件还能够在第一通槽123中对对应的节圈进行支撑，在不影响输送内管100弯曲模量的同时，还能够保证输送内管100的整体刚度，降低形变率。

可选地，头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130上的各第一通槽123的形式相同。这样能够保证加强部件在其中的安装位置一致。当然，在本发明的其他实施方式中，各第一通槽123的形式也可部分相同，部分不相同。

值得说明的是，加强部件为具有加强作用的材料制成，其形式原则上不受限制，只要能够满足加强作用即可。在一实施例中，加强部件为加强丝或加强绳。当然，在本发明的其他实施方式中，加强部件还可为加强带等能够起到加强的长条形部件。

可选地，加强部件采用金属材料如不锈钢、镍钛等、高分子材料如PI(Polyimide，聚酰亚胺)等材料制成。当然，在本发明的其他实施方式中，加强部件也可采用其他能够具有加强作用的材料制成。

可选地，第一通槽123为多个，多个第一通槽123沿周向方向均匀分别在中间节圈120的周侧。均匀分布的第一通槽123中安装加强部件后，能够保证输送内管100受力均匀，避免出现受力不均的情况，进而保证输送内管100的使用性能。值得说明的是，第一通槽123在中间节圈120的设置位置及形式与在头部节圈110及尾部节圈130上的设置位置及形式相同，此处仅以第一通槽123在中间节圈120的形式进行描述，其他形式在此不一一赘述。

可选地，第一通槽123的数量为一个～四个。较佳地，中间节圈120单侧的第一通槽123的数量不多于两个，以免影响中间节圈120的强度。示例性地，第一通槽123的数量为两个，两个第一通槽123对称设置在中间节圈120的内壁，并且，第一通槽123从中间节圈120的近端向中间节圈120远端的第一连接部121处贯通设置。当然，在本发明的其他实施方式中，第一通槽123也可避让中间节圈120的第一连接部121的位置。

本发明的输送内管100，通过相邻节圈之间凸起与凹槽的配合增加输送内管100的抗拉强度和弯曲模量，同时还能够降低输送内管100的形变率，提高输送内管100的整体刚度，保证输送内管100能够稳定输送植入物。由于输送内管100通过凸起和凹槽的配合增强了整体的抗拉强度，在中间节圈120的外壁设置第一通槽123后，其不会导致输送内管100的抗拉强度下降，在第一通槽123中增加额外的加强部件后，能够增强输送内管100的抗拉强度，保证输送内管100的使用性能，增强输送内管100输送植入物时的稳定性，使得植入物能够稳定释放。

参见图1至图7，在一实施例中，所述第一通槽123包括直管段1231以及锥形段1232，所述锥形段1232位于所述第一连接部121或所述第二连接部131，所述直管段1231的一端连通所述锥形段1232。也就是说，第一通槽123为两种形状槽的组合，通过直管段1231与锥形段1232形成第一通槽123。直管段1231的一端设置中间节圈120的近端位置，直管段1231的另一端向中间节圈120的远端位置延伸，并且，直管段1231的另一端连接锥形段1232的一端，锥形段1232的一端朝向中间节圈120的远端延伸。

这样，加强部件安装到第一通槽123后，加强部件从近端到远端的活动空间会增加，即在第一通槽123的远端位置为扩口结构。这样能够避免第一通槽123的内壁与加强部件之间发生磨损，同时避免中间节圈120影响加强部件的运动，保证输送内管100的性能。

可选地，锥形段1232为喇叭口、圆弧倒角或者其他能够增加第一通槽123远端尺寸的结构形式。本发明的输送内管100的外壁形成加强通槽后，加强通道在各第一通槽123的拼接位置为扩口结构，使得加强通槽不具有锋利的折角，避免影响加强部件的运动，降低对加强部件的磨损，保证输送内管100能够稳定输送植入物。

在本发明的其他实施方式中，所述第一通槽123包括锥形段1232。也就是说，第一通槽123从近端到远端的截面积逐渐增加，这样也能够避免第一通槽123对加强部件的磨损以及运动的影响。

参见图1至图7，在一实施例中，所述头部节圈110、各所述中间节圈120以及所述尾部节圈130的外壁还均具有至少一第二通槽124，每一所述第二通槽124设置于所述第一通槽123中，并凹陷于所述第一通槽123的底壁，各所述第二通槽124用于避让所述加强部件。

中间节圈120的外壁还具有第二通槽124，第二通槽124设置在第一通槽123中，并位于第一通槽123的底壁，第二通槽124凹陷于第一通槽123的底壁设置。第二通槽124能够提供一定的避让空间。当加强部件在第一通槽123时，第二通槽124的设置能够避免加强部件与第一通槽123的内壁接触，进而减小加强部件的磨损，避免加强部件的运动，保证输送内管100的使用性能。

值得说明的是，第二通槽124的形式原则上不受限制，只要能够对加强部件进行避让即可。示例性地，第二通槽124的形状与第一通槽123的形状实质相同。当然，在本发明的其他实施方式，第二通槽124还可为其他能够实现对加强部件避让的凹槽。

参见图1至图7，在一实施例中，中间节圈120的两端圆滑过渡，头部节圈110的近端圆滑过渡，尾部节圈130的远端圆滑过渡。也就是说，头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130串联连接后，头部节圈110与中间节圈120之间、各中间节圈120之间、中间节圈120与尾部节圈130之间的连接处不存在折角。

这样，当输送内管100弯曲时，相邻的两个节圈之间的运动不会发生干涉，进而其中一个节圈不会对相邻的节圈产生干扰，能够提升输送内管100的弯曲模量，减小输送内管100的弯曲半径，保证输送内管100的使用性能。

参见图1、图2、图6和图7，在一实施例中，中间节圈120的两端、头部节圈110的近端、尾部节圈130的远端具有倾斜面。这样相邻的两个节圈通过凸起与凹槽嵌合连接时，各节圈之间通过倾斜面接触，倾斜面能够起到导向的作用，当输送内管100弯曲时，节圈通过其上的倾斜面能够相对于相邻的节圈的倾斜面运动，不会与相邻的节圈发生干涉，提升输送内管100的弯曲模量，减小输送内管100的弯曲半径，保证输送内管100的使用性能。

参见图1、图2、图6和图7，在一实施例中，所述第一连接部121及所述第二连接部131的圆心角范围为π～2π，所述第一配合部111及所述第二配合部122的圆心角范围为π～2π，所述第一连接部121与所述第二连接部131的结构相同，所述第一配合部111与所述第二配合部122的结构相同，所述凹槽的圆心角小于所述凸起的圆心角。

也就是说，凸起和凹槽的圆弧的弧长大于圆形周长的一半，其圆心角大于180°，小于360°。为了便于说明凸起与凹槽的嵌合连接，以中间节圈120之间串联连接为例进行说明，头部节圈110与中间节圈120连接、中间节圈120与尾部节圈130的连接和中间节圈120之间的连接实质相同，在此不一一赘述，并以连接部为凸起，配合部为凹槽为例。

当其中一个中间节圈120的第一连接部121嵌合安装到相邻中间节圈120的第二配合部122后，第一连接部121在第二配合部122中能够与第二配合部122的内壁抵接，由于第一连接部121与第二配合部122的圆心角大于180度小于360度，第二配合部122的内壁能够限制第二连接部131的轴向移动，进而避免第一连接部121从第二配合部122中脱离，能够避免相邻的中间节圈120相互脱离，进而避免输送内管100松散。

而且，凹槽的圆心角小于凸起的圆心角后，能够第一连接部121与第二配合部122之间存在一定的间距，此时，第一连接部121能够在第二配合部122中自由转动，不会被第二配合部122阻挡。

本发明的输送内管100，采用凸起和凹槽的圆心角大于180°小于360°，能够使得第一连接部121与第一配合部111之间只能通过嵌合的方式进行装配和拆解，从而使得装配后的输送内管100的抗拉强度得到提升。同时，第一连接部121在第二配合部122中还能够自由转动，使得输送内管100因其结构特征上的配合而弯曲，不需要依靠材料的特性，不会影响输送内管100的弯曲模量。

上述的中间节圈120配合连接时，沿径向方向将第一连接部121嵌设安装到第二配合部122后，此时，第一连接部121的外壁能够与第二配合部122的内壁抵接，第一连接部121能够在第二配合部122中转动，同时通过第二配合部122的内壁对第一连接部121进行轴向限位。拆卸时，沿径向方向拆卸，使得第一连接部121从径向方向脱离第二配合部122。

参见图1至图7，在一实施例中，所述中间节圈120的壁厚与所述中间节圈120的外径尺寸的比例大于25％。可以理解的，目前的输送管的壁厚与内径之间的比例一般在10％左右，本申请设置第一连接部121与第二配合部122配合后的结构形式后，中间节圈120的壁厚与外径的比例大于25％能够使得中间节圈120的壁厚增加，且不会影响中间节圈120的使用性能。较佳地，中间节圈120的壁厚和外径之间的比例在30％左右。

相较于常规的输送管而言，本发明的输送内管100的壁厚明显增加，同时也提升了输送内管100的抗拉强度。值得说明的是，目前的介入输送系统的内管设计中无法单纯通过增加壁厚来提升抗拉强度，这是因为壁厚增加会影响弯曲性能，当介入输送系统经血管入路时，极有可能因弯曲性能不佳而损坏血管，存在安全隐患。

而对于本发明的输送内管100而言，通过凸起和凹槽的配合能够增加各个节圈之间的灵活性，以提升输送内管100的弯曲模量，这样输送内管100不需要依靠材料特性进行弯曲，进而当增加各个节圈的壁厚之后，通过凸起和凹槽的配合即可满足输送内管100的弯曲模量，而不会导致输送内管100因弯曲性能不佳而损坏血管的情况发生。

在一实施例中，所述中间节圈120的壁厚范围为0.5mm～2.55mm。中间节圈120的壁厚在此范围内，能够在提升输送内管100抗拉强度的同时，还能够保证输送内管100的弯曲性能。较佳地，中间节圈120的壁厚的范围为0.9mm～1.9mm。中间节圈120的壁厚在此范围内，能够在提升输送内管100抗拉强度的同时，还能够保证输送内管100的弯曲性能。

在一实施例中，中间节圈120的外径范围为1.8mm～5.5mm。较佳地，中间节圈120的外径范围为3mm～4.5mm。值得说明的是，中间节圈120的各尺寸数据与头部节圈110及尾部节圈130的各尺寸数据相同，在此不一一赘述。在一实施例中，中间节圈120的轴向长度大于等于0.5mm，且中间节圈120的轴向长度的上限受弯曲半径限制，以保证输送内管100的弯曲半径能够满足使用需求。

在一实施例中，所述输送内管100还包括外包层，所述外包层罩设所述头部节圈110、各所述中间节圈120及所述尾部节圈130，所述外包层的两端密封连接于所述头部节圈110与所述外部节圈。

外包层包覆在串联后的头部节圈110、各中间节圈120以及尾部节圈130的外侧，通过设置外包层使得输送内管100的外表面光滑，这样输送内管100不易损伤血管，保证输送植入物过程中的安全性。同时，该外包层还能够提供一定的密封性能。具体的，外包层的一端密封连接于头部节圈110，外包层的另一端密封连接于尾部节圈130。可选地，外包层通过热熔处理等方式密封连接于头部节圈110与尾部节圈130。

可选地，外包层采用医用高分子材料制成。示例性地，外包层由PEBAX(聚醚嵌段聚酰胺)、TPU(Thermoplastic Polyurethane，热塑性聚氨酯弹性体)、TSPU(ThermoplasticSilicone Polyether Polyurethane，热塑性有机硅聚醚聚氨酯)等等。

在一实施例中，中间节圈120、头部节圈110以及尾部节圈130采用高硬度金属材料制成，例如不锈钢、合金(镍钛、钴铬等)等。这样能够保证输送内管100的抗拉强度，使得输送内管100能够稳定输送植入物，实现植入物的稳定释放，保证输送内管100的使用性能。

对本发明的输送内管100进行拉伸测试时，在施加200N作用力时，输送内管100仍未失效，且形变率小于1％。而对于其他结构的输送内管，例如编织内管进行拉伸实验时，随着施加作用力的增加，其抗拉强度则不如本申请的输送内管，在施加140N作用力时，输送内管100开始有形变的趋势，且140N时形变量约为4％。并且，测试过程中输送内管100的弯曲半径小于15mm，即输送内管100的弯曲模量小，柔顺性优异。较佳地，输送内管100采用凸起和凹槽配合结构后弯曲半径可以小于10mm，例如为8mm，在实现极小的弯曲半径的同时，亦保证了抗拉强度。值得说明的是，拉伸测试的方法为现有技术，在此不一一赘述。

本发明的输送内管100采用凸起与凹槽的嵌合结构实现相邻两个节圈的转动连接，在提高抗拉强度的同时，还能够提升输送内管100的弯曲性能。并且，输送内管100具有一定的厚度，进一步提升了输送内管100的抗拉强度，且不会影响弯曲模量，其抗拉强度可达100N～150N，降低了形变率，特别时轴向形变率，提升了输送结构的整体刚度。

参见图1、图2和图8，本发明还提供一种输送结构，包括至少两个上述实施例中所述的输送内管100，各所述输送内管100串联连接，且相邻的两个所述输送内管100之间存在相位差。也就是说，输送结构包括多个串联连接的输送内管100，以增加输送结构的长度，使得输送结构能够将植入物准确的输送至患者的病灶部位。

而且，相邻的两个输送内管100连接时，两个输送内管100之间存在相位差。这里的相位差是指其中一个输送内管100的弯曲方向和相邻输送内管100之间的弯曲方向之间的差值。可以理解的，输送内管100的弯曲方向通过其中的凸起和凹槽配合后决定。第一连接部121安装于第二配合部122后，第一连接部121在第二配合部122中转动的方向即为该输送内管100的弯曲方向。

相邻的两个输送内管100之间存在相位差，即为两个输送内管100的弯曲方向错开设置。这样，输送结构能够实现立体输送，使得输送结构能够将植入物输送至病灶部位。

可选地，相邻的两个输送内管100连接时，两个输送内管100之间的相位差大于0°小于等于150°。这样能够使输送结构实现立体式输送。较佳地，相邻的两个输送内管100连接时，两个输送内管100之间的相位差大于等于50°小于等于100°。示例性地，如图1所示，两个输送内管100之间的相位差为75°。当然，在本发明的其他实施方式中，两个输送内管100之间的相位差还可为其他角度。

示例性地，本发明的输送结构包括两个输送内管100，如图1所示，分别为第一输送内管200与第二输送内管300，第一输送内管200位于输送结构的远端，第二输送内管300位于输送结构的近端，第一输送内管200与第二输送内管300之间的相位差为90°。具体的，第一输送内管200的远端连接介入手术输送系统的远端部件，第一输送内管200的近端连接第二输送内管300的远端，第二输送内管300的近端连接介入手术输送系统的近端部件。

在输送植入物的过程中，通过操作近端部件分别调节第二输送内管300与第一输送内管200的位姿，使得第一输送内管200与第二输送内管300的位姿准确，进而能够准确的输送植入物，使得植入物释放稳定。当然，在本发明的其他实施方式中，输送结构还可包括更多个输送内管100，以满足输送需求。

在一实施例中，输送结构还包括近端内管与远端内管，近端内管设置于串联后的各输送内管100的近端，远端内管设置于串联后的各输送内管100的远端，通过近端内管连接介入手术输送系统的近端部件，通过远端内管连接介入手术输送系统的远端部件。

示例性地，近端内管与第二输送内管300的近端连接，远端内管与第一输送内管200的远端连接。可选地，上述连接方式可以通过热熔或焊接等方式连接，保证连接的可靠性。

在一实施例中，所述输送结构还包括至少一限位组件400，所述限位组件400设置于相邻的两个所述输送内管100之间，并连接两个所述输送内管100，用于限制两个所述输送内管100的轴向脱离。

限位组件400用于实现相邻两个输送内管100之间的可靠连接，避免相邻的两个输送内管100之间发生轴向脱离，保证输送结构的稳定性，进而保证植入物输送过程安全。限位组件400比输送内管100的数量少一个，任一相邻的两个输送内管100之间设置一个限位组件400，保证输送结构的使用性能。

在本实施例中，限位组件400的数量为一个，限位组件400分别设置于第一输送内管200的近端与第二输送内管300的远端，并连接第一输送内管200的近端与第二输送内管300的远端，避免第一输送内管200与第二输送内管300之间相分离。

在一实施例中，所述限位组件400包括第一连接件410、第二连接件420以及限位件430，所述第一连接件410设置于其中一个所述输送内管100的尾端，所述第二连接件420设置于另一所述输送内管100的尾端，所述第一连接件410与所述第二连接件420可转动连接，所述限位件430分设于所述第一连接件410与所述第二连接件420，用于限制所述第一连接件410与所述第二连接件420的轴向位移。

第一连接件410与第二连接件420为实现连接的部件，第一连接件410设置在第一输送内管200的近端，第二连接件420设置在第二输送内管300的远端，并且，限位件430分设在第一连接件410与第二连接件420。当第一输送内管200与第二输送内管300串联连接时，第一输送内管200的近端通过第一连接件410连接第二输送内管300远端的第二连接件420，并通过限位件430限制第一连接件410与第二连接件420的连接，避免第一连接件410与第二连接件420轴向脱离，进而避免第一输送内管200与第二输送内管300轴向脱离，保证输送结构的可靠性。

可选地，第一连接件410与第一输送内管200的近端为一体结构，第二连接件420与第二输送内管300的远端为一体结构。

在一实施例中，所述限位件430包括第三配合部432与限位部431，所述限位部431设置于所述第一连接件410，所述第三配合部432设置于所述第二连接件420，所述第三配合部432与所述限位部431配合连接，所述限位部431限制所述第三配合部432的轴向移动，并允许所述第三配合部432转动。

当第一输送内管200与第二输送内管300连接时，第二连接件420安装于第一连接件410中，并且，第三配合部432安装于限位部431中。此时，第三配合部432能够与限位部431抵接，通过限位部431限制第三配合部432的轴向移动。进而避免第一连接件410与第二连接件420轴向脱离，保证第一输送内管200与第二输送内管300连接的可靠性。

可选地，限位部431为限位槽，第三配合部432为凸出部。凸出部安装于限位槽后，通过限位槽能够限制凸出部的移动，进而避免第一输送内管200与第二输送内管300轴向分离，保证输送结构的使用性能。当然，在本发明的其他实施方式中，第三配合部432与限位部431的位置也可互换，此时，第一连接件410与第二连接件420的结构形式进行适应性调整。

可选地，限位组件400还包括弹性件，弹性件设置于第二连接件420中，并弹性连接凸出部，弹性件的弹性力使得凸出部保持顶起的状态。当第二连接件420与第一连接件410连接时，第二连接件420伸入到第一连接件410中，此时，凸出部被压入到第二连接件420中，当凸出部与限位槽对应后，弹性件的弹性力使得凸出部弹出并卡入到限位槽中，实现第一输送内管200与第二输送内管300的连接。可选地，弹性件为弹簧等。

可选地，限位槽为长条形槽，并沿第一连接件410的周向方向设置。这样，凸出部能够在限位槽中转动，以使第一输送内管200与第二输送内管300可以相互转动，但不能轴向脱离。

在一实施例中，相邻的输送内管100的中间节圈120的轴向长度相同或相异。在本发明的其他实施方式中，相邻两个输送内管100的中间节圈120的轴向长度也可相同。可选地，相邻两个输送内管100的中间节圈120的轴向长度不同。

示例性地，如图1和图2所示，第一输送内管200中中间节圈120的轴向长度小于第二输送内管300中中间节圈120的轴向长度。这样能够调节第一输送内管200与第二输送内管300的弯曲半径。

采用上述设计后，第一输送内管200的弯曲半径小于第二输送内管300的弯曲半径，以满足介入手术的使用需求。可以理解的，第二输送内管300的弯曲半径取决于解剖需求，并非越小越好，第一输送内管200的弯曲半径越小越好。示例性地，第二输送内管300的弯曲半径为15mm，第一输送内管200的弯曲半径小于10mm如可以为8mm等。

值得说明的是，当输送内管100的数量为更多个时，限位组件400连接第一输送内管200与第二输送内管300的形式和连接其他输送内管100的形式实质相同，在此不一一赘述。

本发明还提供一种介入手术输送系统，包括内芯管以及上述实施例所述的输送结构，所述内芯管穿过所述输送结构的各输送通道，用于输送植入物。本发明的介入手术输送系统采用上述实施例的输送结构后，能够实现植入物的稳定释放，避免植入物窜动，保证介入手术的安全性。

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 (18)

1.一种输送内管，其特征在于，应用于介入手术输送系统的输送结构中，所述输送内管包括：

头部节圈，所述头部节圈的端部具有第一配合部；

多个中间节圈，每一所述中间节圈的一端具有第一连接部，另一端具有第二配合部；各所述中间节圈串联连接时，其中一个所述中间节圈的所述第一连接部与另一所述中间节圈的第二配合部嵌合连接并可转动；以及

尾部节圈，所述尾部节圈的端部具有第二连接部；

各所述中间节圈串联后的首端的所述第一连接部与所述第一配合部嵌合连接并可转动，所述第二连接部各所述中间节圈与串联后的尾端的所述第二配合部嵌合连接并可转动，且所述头部节圈、各所述中间节圈及所述尾部节圈连通形成输送通道。

2.根据权利要求1所述的输送内管，其特征在于，所述第一配合部与所述第二配合部为凹槽，所述第一连接部及所述第二连接部为与所述凹槽可转动配合的凸起；

或者，所述第一配合部与所述第二配合部为凸起，所述第一连接部及所述第二连接部为与所述凸起可转动配合的凹槽；

所述凸起嵌设于所述凹槽中，并可在所述凹槽中转动。

3.根据权利要求1所述的输送内管，其特征在于，所述第一连接部的数量为两个，两个所述第一连接部对称设置，所述第一配合部的数量为两个，两个所述第一配合部对称设置，所述第二连接部的数量为两个，两个所述第二连接部对称设置，所述第二配合部的数量为两个，两个所述第二配合部对称设置。

4.根据权利要求1所述的输送内管，其特征在于，所述头部节圈、各所述中间节圈以及所述尾部节圈均具有沿轴向方向的通孔，各所述通孔连通形成所述输送通道。

5.根据权利要求4所述的输送内管，其特征在于，所述通孔在所述第一连接部的边缘具有圆弧倒角或喇叭口。

6.根据权利要求1所述的输送内管，其特征在于，所述头部节圈、各所述中间节圈以及所述尾部节圈的外壁均具有至少一第一通槽，各所述第一通槽沿所述输送内管的轴向方向贯通设置形成加强通道。

7.根据权利要求6所述的输送内管，其特征在于，所述输送内管还包括加强部件，所述加强部件穿过所述加强通道连接所述头部节圈、各所述中间节圈及所述尾部节圈。

8.根据权利要求6所述的输送内管，其特征在于，所述第一通槽包括直管段以及锥形段，所述锥形段位于所述第一连接部或所述第二连接部，所述直管段的一端连通所述锥形段；或者，所述第一通槽包括锥形段。

9.根据权利要求7所述的输送内管，其特征在于，所述头部节圈、各所述中间节圈以及所述尾部节圈的外壁还均具有至少一第二通槽，每一所述第二通槽设置于所述第一通槽中，并凹陷于所述第一通槽的底壁，所述第二通槽用于避让所述加强部件。

10.根据权利要求2所述的输送内管，其特征在于，所述第一连接部及所述第二连接部的圆心角范围为π～2π，所述第一配合部及所述第二配合部的圆心角范围为π～2π；

所述第一连接部与所述第二连接部的结构相同，所述第一配合部与所述第二配合部的结构相同，所述凹槽的圆心角小于所述凸起的圆心角。

11.根据权利要求1至10任一项所述的输送内管，其特征在于，所述中间节圈的壁厚与所述中间节圈的外径尺寸的比例大于25％。

12.根据权利要求1至10任一项所述的输送内管，其特征在于，所述中间节圈的壁厚范围为0.5mm～2.55mm。

13.根据权利要求1至10任一项所述的输送内管，其特征在于，所述输送内管还包括外包层，所述外包层罩设所述头部节圈、各所述中间节圈及所述尾部节圈，所述外包层的两端密封连接于所述头部节圈与所述外部节圈。

14.一种输送结构，其特征在于，包括至少两个如权利要求1至13任一项所述的输送内管，各所述输送内管串联连接，且相邻的两个所述输送内管之间存在相位差。

15.根据权利要求14所述的输送结构，其特征在于，所述输送结构还包括至少一限位组件，所述限位组件设置于相邻的两个所述输送内管之间，并连接两个所述输送内管，用于限制两个所述输送内管的轴向脱离。

16.根据权利要求15所述的输送结构，其特征在于，所述限位组件包括第一连接件、第二连接件以及限位件，所述第一连接件设置于其中一个所述输送内管的尾端，所述第二连接件设置于另一所述输送内管的首端，所述第一连接件与所述第二连接件可转动连接，所述限位件分设于所述第一连接件与所述第二连接件，用于限制所述第一连接件与所述第二连接件的轴向位移。

17.根据权利要求16所述的输送结构，其特征在于，所述限位件包括第三配合部与限位部，所述限位部设置于所述第一连接件，所述第三配合部设置于所述第二连接件，所述第三配合部与所述限位部配合连接，所述限位部限制所述第三配合部的轴向移动，并允许所述第三配合部转动。

18.一种介入手术输送系统，其特征在于，包括内芯管以及如权利要求14至17任一项所述的输送结构，所述内芯管穿过所述输送结构的各所述输送通道，用于输送植入物。

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