CN211460699U - 一种输送导丝及治疗装置 - Google Patents

Abstract

本实用新型涉及一种输送导丝及包括所述输送导丝的治疗装置，所述输送导丝包括芯轴和设置于所述芯轴上的带动构件，包括芯轴和设置于所述芯轴上的带动构件，所述带动构件包括内层件和外层件，其中，所述内层件由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴上；所述外层件由高分子材料制成，并固定套设于所述内层件上。通过固定套设在所述芯轴上的内层件间接地增强所述外层件与所述芯轴之间的结合力，使得所述外层件难以发生松动、褶皱、移位等现象，提高输送导丝使用的安全性与可靠性。

Description

一种输送导丝及治疗装置

技术领域

本实用新型涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种输送导丝及治疗装置。

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。在脑血管疾病中，颅内动脉瘤的发病率仅次于脑血栓和高血压脑出血，具有极大的危害。

现有技术中，用于治疗颅内动脉瘤的方法主要有以下三种：(1) 外科夹闭法，采用金属夹子夹闭动脉瘤的颈部，以阻断颅内动脉瘤与脑循环血流，在恢复正常载瘤动脉供血的同时，防止动脉瘤破裂出血。(2)瘤内栓塞法，采用栓塞材料填充动脉瘤，使瘤体内形成血栓，避免瘤体进一步扩大而出现破裂出血。(3)血管内支架法，向血管内植入支架，干扰从载瘤动脉进入动脉瘤的血流，使动脉瘤中的血液出现阻滞淤积，从而形成动脉瘤血栓，并进一步促使瘤体封闭，以防止瘤体破裂。由于动脉瘤一般长于大脑动脉环的周围，而大脑动脉环周围存在诸多重要的血管、神经和脑组织。在利用外科夹闭法治疗动脉瘤时，对医生的医术要求极高，且利用外科夹闭法治疗动脉瘤的患者死亡率仍高达50％。对于大型或局大型等复杂的动脉瘤，单纯采用瘤内栓塞法进行治疗时，患者的复发率较高。目前，对于颅内动脉瘤应用较多的治疗方法是血管内支架法。

在采用血管内支架法治疗颅内动脉瘤时，通过输送导丝将支架送入血管。所述输送导丝包括芯轴和设置于所述芯轴上的膜结构，支架被装载在所述膜结构上，在膜结构与支架之间的摩擦力的作用下，使得支架随输送导丝同步运动。现有技术中，所述膜结构直接粘贴在所述芯轴上。采用粘贴的方法连接膜结构与芯轴时，因接触面积小存在膜结构与芯轴的结合强度差的问题，使得在输送支架的过程中，易出现膜结构松动、褶皱或移位，进而造成支架脱载的情况。

实用新型内容

本实用新型的目的在于提供一种输送导丝及医疗装置，该输送导丝具有良好的柔顺性，且在输送支架的过程中可有效避免因外层件松动或移位而造成的支架脱载现象。

为实现上述目的，本实用新型提供的一种输送导丝，包括芯轴和设置于所述芯轴上的带动构件，所述带动构件包括内层件和外层件，

其中，所述内层件由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴上；

所述外层件由高分子材料制成，并固定套设于所述内层件上。

可选地，所述内层件具有空隙结构，所述外层件部分或完全填充所述空隙结构。

可选地，所述外层件至少部分穿过所述空隙结构与所述芯轴连接。

可选地，所述内层件的外表面设置有凹陷部，所述凹陷部构成所述空隙结构。

可选地，所述内层件包括多个线圈，多个所述线圈沿所述芯轴的轴向依次布置，相邻的两个所述线圈之间形成有所述空隙结构。

可选地，所述内层件是由丝线沿所述芯轴的轴线螺旋环绕而形成的螺旋结构，相邻两圈的所述丝线之间形成有所述空隙结构。

可选地，所述内层件是由丝线编织而成的管网状结构，所述管网状结构的网孔构成所述空隙结构。

可选地，所述丝线的直径小于或等于0.001英寸。

可选地，每英寸长度的所述内层件上所包含的编织交点的数量为 15-50。

可选地，所述内层件为至少一个管状结构，所述外层件部分或完整包覆所述内层件。

可选地，所述管状结构中设置有空隙结构，所述外层件部分或完全填充所述空隙结构；

或者所述内层件为至少两个所述管状结构，相邻的所述管状结构之间形成空隙结构，所述外层件部分或完全填充所述空隙结构。

可选地，所述内层件由具有显影性的金属材料制成。

可选地，所述金属材料选自铂、金、钨、铂金合金、铂钨合金、铂铱合金和铂镍合金中的一种或多种。

可选地，所述内层件与所述芯轴焊接，或者，所述内层件与所述芯轴胶接。

可选地，所述外层件的材质包括嵌段聚醚酰胺树脂、热塑性聚氨酯弹性体、硅胶、尼龙和丙烯酸聚合物中的任一种或多种。

可选地，所述外层件包覆所述内层件，并延展至与所述芯轴连接。

可选地，所述外层件通过热压和/或浸涂的方式形成于所述内层件上，或者所述内层件和所述外层件粘接。

可选地，所述内层件与所述芯轴一体成型。

可选地，所述芯轴上设置有至少两个所述带动构件，至少两个所述带动构件沿所述芯轴的轴向间隔排列。

为实现上述目的，本实用新型还提供了一种治疗装置，包括输送管、医用植入物和如前任一项所述的输送导丝，所述输送管具有轴向贯通的内腔，所述内腔用于容纳所述医用植入物，且所述内腔的壁挤压所述医用植入物以使所述医用植入物被压缩；被压缩后的所述医用植入物套设在所述带动构件上。

可选地，所述内腔的径向尺寸的范围为0.017英寸至0.029英寸。

与现有技术相比，本实用新型的输送导丝及医疗装置具有如下优点：

前述的输送导丝包括芯轴和设置在所述芯轴上的带动构件，所述带动构件包括内层件和外层件，所述内层件由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴上；所述外层件由高分子材料制成，并固定套设于所述内层件上。由于内层件是固定(如焊接)在芯轴上的，且内层件与芯轴都是金属材料，结合强度非常高，二者间不会发生移位。而由高分子材料制成的外层件与内层件之间通过特定结构固定连接，如通过在内层件上设置空隙结构、外层件部分或完整填充该空隙结构使得内层件和外层件之间相互嵌入配合；又如通过外层件包覆所述内层件，并进一步延伸至与芯轴连接，使得外层件、内层件和芯轴三者之间实现紧密配合。所述外层件通过所述内层件设置在所述芯轴上，且所述内层件与所述外层件具有较大的接触面积，因而进一步提升了连接强度。以上方式均改变了现有技术中的连接方式，使得整个带动构件可牢固地固定于所述芯轴上，避免在输送支架的过程中出现带动构件松动、褶皱、移位的现象，从而提高输送导丝在输送医用植入物过程中的可靠性。

附图说明

图1是现有技术中治疗装置的结构示意图；

图2本实用新型根据一实施例所提供的输送导丝的结构示意图；

图3是本实用新型根据一实施例所提供的输送导丝的局部剖视图，图示中多个线圈紧邻设置；

图4是图3所示的输送导丝的A处放大示意图；

图5是本实用新型根据一实施例所述提供的输送导丝的结构示意图，图中仅示出了部分芯轴及设置于该部分芯轴上的内层件；

图6是本实用新型根据另一实施例所提供的输送导丝的结构示意图；

图7是图6所示的输送导丝的B处放大示意图；

图8是本实用新型根据又一实施例所提供的输送导丝的结构示意图；

图9是图8所示的输送导丝的C处放大示意图。

图10是本实用新型再一实施例所提供的输送导丝的结构示意图；

图中：

10，100-输送导丝；

11，110-芯轴；

12-膜结构，

120-带动构件；

121-内层件，122-外层件，123-空隙结构；

130-第一显影件；

140-第二显影件；

150-变径弹簧；

20-支架；

30-输送管。

具体实施方式

为使本实用新型的目的、优点和特征更加清楚，以下结合附图对本实用新型作进一步详细说明。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本实用新型实施例的目的。

如在本说明书中所使用的，单数形式“一”、“一个”以及“该”包括复数对象，复数形式“多个”包括两个及以上的对象，除非内容另外明确指出外。如在本说明书中所使用的，术语“或”通常是以包括“和/或”的含义而进行使用的，除非内容另外明确指出外，以及术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接。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。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实用新型中的具体含义。附图中相同或相似的附图标记代表相同或相似的部件。

在本文中，术语“近端”、“远端”是从使用该医疗器械的操作者角度来看相对于彼此的元件或动作的相对方位、相对位置、方向，尽管“近端”、“远端”并非是限制性的，但是“近端”通常指该医疗设备在正常操作过程中靠近操作者的一端，而“远端”通常是指首先进入患者体内的一端。

图1示出了现有技术中的治疗装置的结构示意图，该治疗装置用于将医用支架输送至患者体内的预定位置。如图1所示，所述治疗装置包括输送导丝10、支架20和输送管30，所述输送导丝10包括芯轴11和设置于所述芯轴11上的膜结构12，所述输送管30具有轴向贯通的内腔，所述内腔用于容纳所述支架20，且所述内腔的壁挤压所述支架20，以使所述支架20被压缩，被压缩后的所述支架20套设在所述膜结构12上。为了能够在输送管30中顺滑地推送，现有的输送导丝10均具有光滑的外表面，而在输送导丝10的所述芯轴11 上设置膜结构12是为了提高输送导丝10与支架30之间的第一摩擦力，一般而言，所述膜结构12采用具有相对较高摩擦系数的高分子材料制成，通过粘接方式连接于金属材料制成的所述芯轴11上。

在所述的治疗装置中，所述输送管30、所述支架20及所述输送导丝10之间处于过盈状态，换言之，所述输送管10对所述支架20 施加径向作用力，所述支架20对所述输送导丝10(具体部位为膜结构12)施加径向作用力。当操作者推动所述输送导丝10，以使所述输送导丝10在所述输送管30中沿轴向移动时，所述输送导丝10与所述支架20的内表面之间产生第一摩擦力，在所述摩擦力的作用下，所述支架20可随所述输送导丝10同步移动。与此同时，所述支架 20的外表面与所述输送管30的内壁之间产生第二摩擦力，由于所述芯轴11的直径很小，因此所述膜结构12与所述芯轴11之间的粘接面积也很小而导致所述膜结构12与所述芯轴11之间的结合力较小，并且所述芯轴11与所述膜结构12由不同的材质制成，导致连接强度较低，当所述第二摩擦力过大时，极易造成所述膜结构12松动、褶皱甚至移位，进而导致所述支架20脱载。

针对此问题，本实施例的目的在于提供一种输送导丝，用于将医用植入物输送至患者体内的预定位置，该输送导丝能够有效降低医用植入物脱载的发生概率，提高输送导丝的安全性和可靠性。所述医用植入物例如是自膨式支架(即自扩张支架)，所述自膨式支架具体可为编织支架或切割支架。在其他实施例中，所述医用植入物也可以是医用栓塞弹簧圈、血管封堵装置等，对此本实用新型不作限定。下文中，为便于描述，以所述医用植入物为自膨式支架为例进行介绍，为简明起见，一律以“支架”表示自膨式支架。

请参考图2至图4，本实施例所提供的输送导丝100包括芯轴 110和设置于所述芯轴110上的带动构件120，所述带动构件120包括内层件121和外层件122，所述内层件121由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴110上，所述外层件122由高分子材料制成，并固定套设在所述内层件121上。

所述内层件121由金属材料制成，并可通过粘接或焊接或其他方式固定在所述芯轴110上，两者之间的结合强度非常高，因而所述内层件121不会在所述芯轴110上发生移位，而外层件122通过所述内层件121与芯轴110连接，间接地增大了外层件122与芯轴110的连接面积，从而增强外层件122在芯轴110上的附着力，从而减小在输送支架的过程中外层件122出现松动、褶皱或移位的可能性。可理解，本文中所述的“套设”有两种情况，其一，相对于芯轴110而言，所述内层件121是一个独立的构件，两者分别加工完成后再组装为一体；其二，在加工过程中，所述内层件121与所述芯轴110一体加工成型，但所述内层件121突出于所述芯轴110之外表面。

进一步地，所述内层件121上可形成有空隙结构123，所述外层件122部分或完全填充所述空隙结构123，以增大所述外层件122与所述内层件121之间的连接面积。

本实用新型实施例中，所述内层件121可以有多种结构形式，接下来本文将结合附图对所述内层件121的优选结构进行介绍。应理解，以下各实施例中的所述内层件121仅仅是本实用新型可选的实现方式，其不应对本实用新型构成限制。

如图2-图4所示，在一个实施例中，所述内层件121包括箍设在所述芯轴110上的多个线圈，多个所述线圈沿所述芯轴110的轴向布置。本实施例中，由于线圈可采用截面为圆形或椭圆形的金属丝制作，因此相邻的两个所述线圈可相互接触，这样相邻两个线圈之间可形成截面类似于V形的凹陷部，所述凹陷部构成所述空隙结构123。在其它实施例中，根据线圈的径向截面的形状，所述凹陷部也可以是 U形凹槽、立方体、长方体或半球形凹坑等形状。

在所述线圈的外表面通过热压和/或浸涂等方式并通过模具定型、冷却以形成所述外层件122。热压方式具体为：首先在所述内层件121 上套设一高分子管，然后再在所述高分子管外套设一热缩管，接着对所述热缩管进行加热并用模具塑形，以使所述高分子管熔融并渗入所述内层件121的空隙结构123之中，待高分子材料冷却固化后，去除所述热缩管即可。所述外层件122的材质包括热塑性弹性体例如嵌段聚醚酰胺树脂(Pebax)或热塑性聚氨酯弹性体(TPU)、硅胶、尼龙、丙烯酸聚合物等高分子材料中的任一种或多种的组合。所述高分子材料填充所述空隙结构123，从而增大所述外层件122与所述内层件 121之间的接触面积，加强了两者间的连接。甚至于，所述高分子材料在未固化时，从相邻的两个线圈之间渗透至所述芯轴110的表面，同时也可以从所述内层件121的两端延展至所述芯轴110的表面，如此一来，所述外层件122、所述内层件121及所述芯轴110三者之间可紧密粘接，以进一步降低所述外层件122出现褶皱、松动、移位现象的可能性。在其他实施例中，也可以先形成外层件，并通过胶接等方式连接所述内层件121与所述外层件122。

或者，如图5所示，多个所述线圈还可间隔地分布在所述芯轴 110上，相邻两个线圈之间的间隙即构成所述空隙结构123，此种情况下，所述外层件122、所述内层件121及所述芯轴110之间均相互粘接。

所述内层件121紧密地缠绕在所述芯轴110上，以使所述内层件121对所述芯轴110产生较大的径向压力，当操作者推动输送导丝100时，所述芯轴110与所述内层件121之间产生的摩擦力增大，该摩擦力有助于使所述内层件121与所述芯轴110保持相对静止。所述外层件122包覆在所述内层件121的外表面以通过所述内层件121连接到所述芯轴110上，且所述外层件122与所述内层件121之间具有较大的接触面积。进一步地，所述内层件121可通过焊接(具体为锡焊或激光焊)的方式与所述芯轴110固定连接，所述内层件 121与所述芯轴110的结合强度可远大于膜结构与芯轴110直接连接时的结合强度，而外层件122又可通过浸涂或热压的方式包裹住所述内层件121，一方面外层件122与芯轴110和内层件121之间都有接触面，提高了三者间的结合强度，防止外层件122松动、移位或变形，另一方面，由于内层件121与芯轴110之间的高结合强度，可避免整个带动构件120相对于芯轴110的松动或移位，从而有效防止支架脱载。在其他实施例中，所述内层件121也可以通过粘接(胶接)或其他连接方式与所述芯轴110固定连接。

请参考图6及图7所示，在本实用新型的另一个实施例中，所述内层件121是由丝线沿所述芯轴110的轴线螺旋环绕而成的螺旋结构。类似于前一实施例，对于该螺旋状结构的内层件121而言，相邻两圈的所述丝线之间可相互接触，也可相互分离。

可选地，本实施例中的内层件121可采用高分子丝或金属丝绕制。对于金属材质的内层件121而言，螺旋结构柔软易弯曲，使输送导丝100整体具有较好的柔顺性。

通常，待输送的支架越长(即支架的轴向尺寸越大)，设置在所述芯轴110上的带动构件120的长度也应越大，以便于支架与输送导丝100之间产生足够大的摩擦力。在本实施例中，所述芯轴110上可通过设置多个所述带动构件120来增加带动构件120的总长度，多个带动构件120可沿所述芯轴110的轴向间隔分布。

请参考图8及图9，在本实用新型的又一个实施例中，所述内层件121是由丝线编织而成的管网状结构，所述管网状结构中的网孔构成所述空隙结构123。

本实施例中，所述芯轴110上既可以只设置一个所述带动构件 120，也可设置多个带动构件120。对于每一个带动构件120来说，用于编织所述内层件121的丝线应尽可能地细，例如所述丝线的直径(或丝线的截面宽度)小于或等于0.001英寸。另外，每一英寸的所述内层件121上的编织交点的数目不应过多，较佳地，长度为1英寸的所述内层件121上的编织交点的数目可在15-50之间。如此，所述带动构件120在增强与所述芯轴110的连接牢固度的同时，不会影响输送导丝100的柔顺性。

图10示出了本实用新型的再一个实施例的示意图。请参考图10，所述芯轴110上焊接有一个或多个内层件121，所述内层件121为金属管。本实施例中，所述金属管为表面平整的管状结构。该金属管是长度可为0.3-2mm，以避免影响输送导丝100的柔顺性。当所述金属管为至少两个时，所述外层件122可设置为整体包覆所有所述金属管，并可延展至芯轴110处，还可同时包覆多个金属管之间裸露的芯轴110部分(该部分构成空隙结构123)，或者所述外层件122可设置于单个金属管上(图10所示)，即单个外层件122将单个内层件 121包裹住，不同的外层件122分别包裹不同的内层件121，外层件 122同时还可以部分包覆多个金属管之间的芯轴110(该部分构成空隙结构123)。可采用浸涂或热压的方式实现外层件122对内层件121 的包裹。

在其他实施例中，所述金属管上还可以通过激光刻蚀等方式设置有凹坑、凹槽或贯穿的孔洞，形成更多空隙结构123，以进一步增加外层件122与内层件121之间的接触面积，提升连接强度。

此外，以上各实施例所述的内层件121可采用不具有显影性的金属制作，也可以具有显影性的金属制作。所述不具有显影性的金属包括但不限于不锈钢，所述具有显影性的金属包括但不限于铂钨合金或铂铱合金。作为优选，所述内层件121采用具有显影性的金属(或称不透射线金属)制作，以使所述带动构件120具有显影性，具体而言，所述内层件的材料可选自铂、金、钨、铂金合金、铂钨合金、铂铱合金和铂镍合金中的一种或多种，例如单独采用铂钨合金制成，或单独采用铂铱合金制成，或同时采用铂钨合金及铂铱合金制成(例如采用铂钨合金丝及铂铱合金丝共同编织成所述管网状结构的内层件)。这样设置的好处是，在输送过程中，操作者可及时、准确地判断支架是否还可以回收。具体而言，实际使用时，所述支架套设在所述输送导丝上，并压缩于一输送管中，所述输送管具有相对的第一近端和第一远端，在所述第一远端上设置有显影环(图中未示出)。在输送过程中，当所述带动构件120开始与显影环重合时，如再继续向远端推送支架，支架便不再能够回收，因此若带动构件120自身具有显影性，操作者就可通过显影装置准确地进行定位判断，极大地方便操作者的操作。

进一步，请继续参考图2，类似于现有技术中的输送导丝，本实施例所述的输送导丝100还可包括第一显影件130和第二显影件140。所述芯轴110具有相对的第二近端和第二远端，所述第一显影件130 可为显影弹簧，且所述第一显影件130设置在所述第二远端的端部，所述第二显影件140设置在所述芯轴110上，所述带动构件120设置于所述第一显影件130和所述第二显影件140之间。这样一来在所述治疗装置中，所述支架位于所述第一显影件130和所述第二显影件140之间。输送支架的过程中，操作者可通过所述第一显影件130和所述第二显影件140判断所述支架的位置。

所述芯轴110可包括至少一个变径段(图中未标注)和至少一个等径段(图中未标注)。沿所述第二近端到所述第二远端的方向，所述等径段和所述变径端交替设置且相互连接。任一个所述变径段具有相对的第三近端和第三远端，从所述第三近端到所述第三远端，所述变径段的直径逐渐减小，对于同一个变径段而言，与所述第三近端连接的等径段的直径要大于与所述第三远端相连的等径段的直径。通过变径段的设置使得整个输送导丝100近似为锥形结构，改善输送导丝的柔顺性、输送力传导性及跟踪性，有利于实现所述支架的输送与释放。

所述第二显影件140的最大外径可与所述输送管的内径近似相等或略微小于所述输送管的内径。所述第二显影件140具有相对的第四近端和第四远端，通常情况下，紧邻所述第二显影件140的第四近端一侧的芯轴110的外径比所述输送管的内径要小，使得芯轴110与所述输送管之间存在空腔。若所述空腔较大，在推送所述输送导丝时 100时，所述芯轴110的第二远端会出现失稳的现象而增大输送导丝 100的推送阻力。对此，通过对所述芯轴110进行调节，以使紧邻所述第二显影件140的第四近端的芯轴110为变径段，并在该变径段上套设变径弹簧150，同时使所述变径弹簧150与所述第二显影件 140连接。通过变径弹簧150来填充所述芯轴110与所述输送管之间的空腔，保证在推送过中所述芯轴110之第二远端的稳定性，并且同时不会对所述芯轴110的柔顺性产生负面的影响。可选地，所述第二显影件140可包括本体，沿所述本体的轴向设置有安装通孔(图中未标注)，沿所述第四近端到所述第四远端的方向，所述安装通孔的孔径逐渐减小，且所述安装通孔靠近所述第一近端的部分的孔壁与芯轴 110之间存在空隙，由此，所述变径弹簧150的远端可插入所述第二显影件140的内部，以使所述变径弹簧150与所述芯轴110共轴。另外，对于本实用新型实施例而言，沿所述第二近端到所述第二远端的方向，所述变径弹簧150中相邻两个弹簧线圈之间的间隔逐渐增大 (即从所述第二近端到所述第二远端的方向，所述变径弹簧150的弹簧线圈越来越稀疏)，从而可在不影响推送力传导的情况下，确保所述芯轴110之第二远端具有足够的柔顺性。

本实用新型的目的之二在于提供一种治疗装置，所述治疗装置包括输送管、医用植入物和如前任一实施例所述的输送导丝。所述医用植入物套设在所述带动构件上，所述输送管具有轴向贯通的内腔，所述内腔用于容纳所述输送导丝，且所述内腔的壁挤压所述医用植入物，以使所述医用植入物被压缩而容纳与所述内腔中。本实用新型实施例中，所述医用植入物可以是自膨式支架，具体为编织支架或切割支架，所述医用植入物还可以是弹簧圈、血管封堵装置等。

进一步地，所述内层件121上可形成有空隙结构123，所述外层件122至少部分嵌入所述空隙结构123。在所述外层件122与所述医用植入物的接触面积一定的情况下，增大了外层件122与芯轴110及内层件121之间的接触面积以提高摩擦力。换句话说，通过使外层件122至少部分嵌入所述空隙结构123中可以减小所述外层件122的外径，进而可适用于不同内径的输送管。本实施例中所述内腔的尺寸可有多种选择。例如所述内腔的径向尺寸可介于0.017英寸至0.029 英寸之间，或者，所述内腔的径向尺寸可以更小，例如所述内腔的径向尺寸小于或等于0.027英寸，甚至于所述内腔的径向尺寸小于或等于0.021英寸。

本实用新型实施例中，通过将所述带动构件120设置为内层件 121和外层件122两部分，且所述内层件121为金属结构，并固定套设在所述芯轴110上，所述外层件122由高分子材料制成，并固定套设在所述内层件121上，通过所述内层件121间接地增强所述外层件122与所述芯轴110之间的结合力，使得在输送支架的过程中，所述带动构件120不易松动、褶皱或移位，提高输送导丝100在输送医用植入物过程中的安全性与可靠性。

虽然本实用新型披露如上，但并不局限于此。本领域的技术人员可以对本实用新型进行各种改动和变型而不脱离本实用新型的精神和范围。这样，倘若本实用新型的这些修改和变型属于本实用新型权利要求及其等同技术的范围之内，则本实用新型也意图包含这些改动和变型在内。

Claims (21)

1.一种输送导丝，其特征在于，包括芯轴和设置于所述芯轴上的带动构件，所述带动构件包括内层件和外层件，

其中，所述内层件由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴上；

所述外层件由高分子材料制成，并固定套设于所述内层件上。

2.根据权利要求1所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件具有空隙结构，所述外层件部分或完全填充所述空隙结构。

3.根据权利要求2所述的输送导丝，其特征在于，所述外层件至少部分穿过所述空隙结构与所述芯轴连接。

4.根据权利要求2所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件的外表面设置有凹陷部，所述凹陷部构成所述空隙结构。

5.根据权利要求2或3所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件包括多个线圈，多个所述线圈沿所述芯轴的轴向依次布置，相邻的两个所述线圈之间形成有所述空隙结构。

6.根据权利要求2或3所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件是由丝线沿所述芯轴的轴线螺旋环绕而形成的螺旋结构，相邻两圈的所述丝线之间形成有所述空隙结构。

7.根据权利要求2或3所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件是由丝线编织而成的管网状结构，所述管网状结构的网孔构成所述空隙结构。

8.根据权利要求7所述的输送导丝，其特征在于，所述丝线的直径小于或等于0.001英寸。

9.根据权利要求7所述的输送导丝，其特征在于，每英寸长度的所述内层件上所包含的编织交点的数量为15-50。

10.根据权利要求1所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件为至少一个管状结构，所述外层件部分或完整包覆所述内层件。

11.根据权利要求10所述的输送导丝，其特征在于，所述管状结构中设置有空隙结构，所述外层件部分或完全填充所述空隙结构；

或者，所述内层件为至少两个所述管状结构，相邻的所述管状结构之间形成空隙结构，所述外层件部分或完全填充所述空隙结构。

12.根据权利要求1-4中任一项所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件由具有显影性的金属材料制成。

13.根据权利要求12所述的输送导丝，其特征在于，所述金属材料选自铂、金、钨、铂金合金、铂钨合金、铂铱合金和铂镍合金中的一种或多种。

14.根据权利要求1-4中任一项所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件与所述芯轴焊接，或者，所述内层件与所述芯轴胶接。

15.根据权利要求1-4中任一项所述的输送导丝，其特征在于，所述外层件的材质包括嵌段聚醚酰胺树脂、热塑性聚氨酯弹性体、硅胶、尼龙和丙烯酸聚合物中的任一种或多种。

16.根据权利要求1-4中任一项所述的输送导丝，其特征在于，所述外层件包覆所述内层件，并延展至与所述芯轴连接。

17.根据权利要求1-4中任一项所述的输送导丝，其特征在于，所述外层件通过热压和/或浸涂的方式形成于所述内层件上，或者所述内层件和所述外层件粘接。

18.根据权利要求1-4中任一项所述的输送导丝，其特征在于，所述内层件与所述芯轴一体成型。

19.根据权利要求1-4中任一项所述的输送导丝，其特征在于，所述芯轴上设置有至少两个所述带动构件，至少两个所述带动构件沿所述芯轴的轴向间隔排列。

20.一种治疗装置，其特征在于，包括输送管、医用植入物和如权利要求1-19中任一项所述的输送导丝，所述输送管具有轴向贯通的内腔，所述内腔用于容纳所述医用植入物，且所述内腔的壁挤压所述医用植入物以使所述医用植入物被压缩；被压缩后的所述医用植入物套设在所述带动构件上。

21.如权利要求20所述的治疗装置，其特征在于，所述内腔的径向尺寸的范围为0.017英寸至0.029英寸。

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