CN217960998U - 导管泵及其泵壳 - Google Patents

Abstract

公开一种导管泵及其泵壳，泵壳包括能够容纳叶轮的支架、限定血液流动通道的覆膜，覆膜覆盖于部分支架外。支架包括大致呈圆柱状的主体部、分别设置于主体部轴向两端的大致呈锥状的入口部和出口部。泵壳具有第一自然展开状态、由第一自然展开状态切换至适于介入受试者的脉管系统或者在受试者的脉管系统中向前输送的径向收折状态、以及由径向收折状态切换至的第二自然展开状态。主体部在第一自然展开状态下的外径等于或略大于第二自然展开状态下的外径。

Description

导管泵及其泵壳

技术领域

本公开涉及医疗器械领域，特别地涉及一种心脏辅助用途的设备，更特别地涉及一种导管泵及其泵壳。

背景技术

介入式导管泵装置(简称血泵)可以泵送血液。以左心室辅助为例，现有技术一般将介入式导管泵装置的泵设在受试者体的左心室内，通过一个软轴带动该泵的叶轮旋转，通过电机驱动该软轴，向泵传递动力。

现有导管泵为了确保稳定的收缩和扩张，使其能够插入到患者的血管并可在插入后扩张。在压缩和扩张的过程中，转子(例如叶轮)和外壳通常都会相应的变形，此时存在的问题在于：需要保持泵间隙，即叶轮的径向外端与外壳的内壁之间的间隔间隙，处于最小状态并保持稳定，以便于优化泵的效能。

其中，导管泵的泵体在介入体内前需要收折进入到鞘管中并在体内期望位置移出展开，而从体内移出时需要重新收入鞘管，如此导管泵的介入式泵体需要优良的收折恢复能力，以便展开后能够稳定的保持泵壳形状，避免泵效因泵壳无法稳定保持形状而受到不良影响。

发明内容

鉴于上述问题，本公开一个目的是提供一种有利于稳定保持泵间隙的导管泵及其泵壳。

本公开还有一个目的是提供一种便于收折的导管泵及其泵壳。

为达到上述至少一个目的，本公开采用如下技术方案：

一种导管泵用泵壳，所述泵壳包括能够容纳叶轮的支架、限定血液流动通道的覆膜；所述覆膜覆盖于部分所述支架外；所述支架包括大致呈圆柱状的主体部、分别设置于所述主体部轴向两端的大致呈锥状的入口部和出口部；

所述泵壳具有第一自然展开状态、由所述第一自然展开状态切换至适于介入受试者的脉管系统或者在受试者的脉管系统中向前输送的径向收折状态、以及由所述径向收折状态切换至的第二自然展开状态；其中，所述主体部在所述第一自然展开状态下的外径等于或略大于所述第二自然展开状态下的外径。

一种导管泵用泵壳，其中，所述泵壳包括能够容纳叶轮的支架、限定血液流动通道的覆膜；所述覆膜覆盖于部分所述支架外；所述泵壳具有可操作切换的适于介入受试者的脉管系统或者在受试者脉管系统中输送的径向收折状态以及对应叶轮不旋转时的自然展开状态；其中，在自然展开状态下，所述支架包括大致呈圆柱状的主体部、分别设置于所述主体部轴向两端的大致呈锥状的入口部和出口部；

在前后两个自然展开状态下，所述主体部在后一自然展开状态下的外径略小于或等于在前一自然展开状态下的外径。

优选的，所述主体部在后一自然展开状态下的外径相对于在前一自然展开状态下的外径的缩小率小于5％，进一步地，缩小率小于3.156％，更进一步地，缩小率小于1.525％。

优选的，所述入口部或所述出口部的外径减小量不大于所述主体部的外径减小量。

优选的，所述主体部分布有多个支撑网孔；在前后两个自然展开状态下，所述支撑网孔在后一自然展开状态下的周向宽度不大于在前一自然展开状态下的周向宽度。

优选的，在后一自然展开状态下的所述支架相比于前一自然展开状态存在塑性变形。

优选的，所述塑性变形基本位于所述支撑网孔沿轴向的两端附近。

优选的，以所述支架经历自然展开状态切换至径向收折状态，再从径向收折状态切换至自然展开状态为一次状态切换循环，所述支架经历一次状态切换循环后所残留的内应力引起支架塑性变形，进而使得后一自然展开状态下的支架外径减小。

优选的，所述支架为记忆合金材质的热加工一体成型结构。

优选的，所述支架在所述径向收折状态下整体呈直管结构，并在所述自然展开状态下整体呈纺锤结构。

一种导管泵，其中，

马达；

导管；

驱动轴，穿设在所述导管中，近端与所述马达的输出轴传动连接；

泵体，可通过所述导管被输送至心脏的期望位置泵送血液，包括：如权利要求1至9任意一项所述的泵壳、容纳在所述泵壳中的叶轮；所述泵壳连接至所述导管的远端，所述叶轮连接至所述驱动轴的远端。

在支架收折前后，期望支架形状保持不变以利于支架结构的一致性和泵间隙的稳定维持，本实施例的支架在收折后再展开后的直径(外径)略小于收折展开前的外径，如此同样可以达到基本等同的效果，保持泵间隙的稳定，提升泵效的稳定性。

附图说明

图1是本公开一个实施例提供的导管泵结构立体图；

图2是图1的泵体剖面结构示意图；

图3是图2在自然展开状态下的支架剖面轮廓图；

图4是图3的支架结构立体图；

图5是图4的部分放大图；

图6是图4的另一部分放大图；

图7是图4的支撑网孔在自然展开状态下的示意图；

图8是图7在径向收折状态的示意图；

图9是图7的过渡部不同状态对比示意图；

图10是图7经历一次状态切换循环下的外径对比示意图；

图11是图7在前后两个自然展开状态下的外径对比示意图；

图12是图4的模拟径向收折状态的纵截面图；

图13是图12的自然展开状态的纵截面图；

图14是图7在自然展开状态下的局部应力分布模拟图；

图15是图14在径向收折状态下的局部应力分布模拟图。

具体实施方式

为了使本技术领域的人员更好地理解本公开中的技术方案，下面将结合本公开实施例中的附图，对本公开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公开一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本公开中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动的前提下所获得的所有其他实施例，都应当属于本公开保护的范围。

需要说明的是，当元件被称为“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另一个元件。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另一个元件。本文所使用的术语“垂直的”、“水平的”、“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。

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公开的技术领域的技术人员通常理解的含义相同。本文中在本公开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，不是旨在于限制本公开。本文所使用的术语“和/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。

本公开所用术语“近”、“远”和“前”、“后”是相对于操纵介入式导管泵的临床医生而言的。术语“近”、“后”是指相对靠近临床医生的部分，术语“远”、“前”则是指相对远离临床医生的部分。例如，体外部分在近端及后端，介入的体内部分在远端及前端。

本公开实施例的导管泵用于针对心脏功能衰竭进行辅助，可向心脏泵送血液，实现心脏的部分泵血功能。在适用于左心室辅助的场景中，导管泵将血液从左心室泵入主动脉，为血液循环提供支持，减少受试者心脏的工作负荷，或者在心脏泵血能力不足时提供额外持续的泵血动力支持。

当然，导管泵也可以依托介入式手术将其按照期望介入到受试者的其他目标位置，例如右心室、血管、或者其他器官内部。

请参阅图1至图11，本公开一个实施例的导管泵包括动力组件1和工作组件。动力组件 1包括壳体以及收纳在壳体内并具有输出轴的马达，工作组件包括导管3、穿设在导管3中的驱动轴30、泵体4。泵体4可通过导管3被输送至心脏的期望位置例如左心室内泵送血液，包括具有血液进口106和血液出口105的泵壳、收纳在泵壳内的叶轮10。马达设于导管3的近端，通过耦合器2连接导管3，并通过驱动轴30驱动叶轮10旋转泵血。

泵壳连接至所述导管的远端，叶轮10连接至所述驱动轴30的远端。泵壳至少包括限定血液流动通道的覆膜5，进一步包括用于支撑展开覆膜5的支架6，支架6的近端和导管3远端连接。如图4所示，支架6的近端设有连接次管43。通过在连接次管43上设有构成母扣的连接孔(连接孔在图12、图13中示出)，与导管3形成卡扣方式的机械连接构造。

覆膜5覆盖于部分所述支架6外。其中，支架6部分设于覆膜5内，部分设在覆膜5外。具体的，叶轮10收容在支架6内并位于覆膜5内，支架6支撑在覆膜5远端，部分支架6 位于覆膜5的远端外侧，另一部分支架6位于覆膜5内。

覆膜5具有作为主体结构的圆筒段和位于圆筒段近端的锥形段，锥形段的近端套设于导管3外，与导管3外壁固定。导管3通过位于其远端的近端轴承室连接支架6的近端，近端轴承室内设有对驱动轴30进行转动支撑的近端轴承。

支架6远端设有远端轴承室7，远端轴承室7内设有对驱动轴30的远端转动支撑的远端轴承。支架6维持近端轴承室和远端轴承室7的间距，借此为驱动轴30提供稳定的转动支撑。驱动轴30包括穿设在导管3内的软轴和连接至软轴远端的硬轴，叶轮10的轮毂套设在硬轴上，硬轴的近端和远端分别穿设在近端轴承和远端轴承中。借助硬轴及两端的轴承，为叶轮10在泵壳中提供稳定的强度支撑，保持叶轮10在泵壳中位置的稳定。

耦合器2连接导管3的近端，导管3和驱动轴30之间具有液体流道，通过液体流道输入的灌注液可以为驱动轴30的转动提供润滑并避免转动摩擦生热。耦合器2上设有与液体流道相连通的灌注液输入接口，灌注液输入接口与液体流道连通。耦合器2的远端设有供导管3穿过的保持套，保持套可对导管3起到固定的作用。

如图1、图2所示，远端轴承室7的远端连接有无创支撑件8，无创支撑件8为一柔性管体结构，表现为端部呈圆弧状或卷绕状的柔性凸起，从而无创支撑件8以无创或无损伤的方式支撑在心室内壁上，将泵体4的血液进口106与心室内壁隔开，避免泵体4在工作过程中由于血液的反作用力而使得泵体4的吸入口贴合在心室内壁上，保证泵吸的有效面积。

泵壳包括适于介入受试者的脉管系统或者在受试者脉管系统中输送的径向收折状态、对应叶轮10不旋转时的自然展开状态。通过设置可收折的泵壳，使得泵壳具有较小的收折尺寸和较大的展开尺寸，以兼顾在介入/输送过程中减轻受试者痛苦且介入容易，以及提供大流量这两方面的需求。

泵体4具有介入构型以及工作构型。在泵体4对应介入构型下，泵壳和叶轮10处于径向收折状态，以便泵体4以第一外径尺寸介入受试者的脉管系统或者在脉管系统中输送。在泵体4对应工作构型下，泵壳和叶轮10处于径向展开状态，以便泵体4以大于第一外径尺寸的第二外径尺寸在期望位置泵送血液。

相应的，泵壳的径向展开状态包括叶轮10静止的自然展开状态以及叶轮10旋转的工作展开状态。如图12、13所示，所述支架6在所述径向收折状态下整体呈直管结构(介入构型)，并在所述自然展开状态下整体呈纺锤结构(工作构型)。支架6在径向收折状态具有第一轴向长度，在自然展开状态具有第二轴向长度，其中，第一轴向长度大于第二轴向长度。其中，支架6的长度变化程度大于过渡部48的应变。

在自然展开状态下，支架6包括大致呈圆柱状的主体部40、设置于主体部40轴向两端的大致呈锥状的锥状部(41、42)。锥状部(41、42)和主体部40之间设有过渡部48(48a、48b)。其中，支架6从径向收折状态切换至自然展开状态时，过渡部48的应变大于主体部 40的应变，并且，过渡部48的应变大于锥状部(41、42)的应变。

参考图9、图12、图13所示，发明人经过模拟研究分析，不同部分发生不同形变产生的机理可能在于：作为连接前端进口部、后端出口部42与处于中间位置的主体部40的连接部分，轴向两侧的两个过渡部48(近端过渡部48、远端过渡部48在收折过程中会发生径向、轴向、周向的至少三个方向的多复合变形，但是入口部41、出口部42以及主体部40一般可能仅发生轴向和径向两个方向的变形，或者周向的变形程度较低，并且，主体部40、入口部 41以及出口部42作为整个支架6的核心部分，发生的变形是被动的。如此，主体部40与锥状部(41、42)之间的过渡部48产生最大的应变。

而且，过渡部48作为轴向延伸到倾斜延伸之间的过渡，其一方面要具有主体部40的变形，另一方面也有锥状部(41、42)的变形，相当于过渡部48的形变大致为主体部40与锥状部(41、42)的复合形变，从而在该部位形成最大应变。

另外，主体部40以及锥状部(41、42)的整体结构的变形主要是基于支架6自身框架间隙的减小增大的改变，而支架6的框架边棱自身的变形所占比例微小。但是对于过渡部48，不仅基于框架间隙的改变，其自身形状的改变(自身应变)在整体结构的变形中同样起到关键作用，以过渡主体部40和锥状部(41、42)之间的整体变形，顺利完成支架6收折。

承接上文描述，泵壳是借助外界的约束实现收折，在约束撤除后，泵壳实现自展开。上述的外界约束的施加，通过滑动套设在导管3外的折叠鞘管(未示出)完成。当折叠鞘管在导管3外向前移动时，可将泵壳整体收纳在其内，实现泵壳的强制收折。当折叠鞘管向后移动时，折叠鞘管的约束撤除，泵壳受到的径向约束消失，泵壳在支架6的记忆特性作用下泵壳自行展开，并且，叶轮10在释放的蓄能作用下自展开。在展开状态下，叶轮10的外径小于泵壳的内径。这样，叶轮10的径向外端(也就是叶尖)与泵壳的内壁(具体为支架6内壁)之间保持间隔，该间隔为泵间隙。泵间隙的存在，使得叶轮10能无阻碍的旋转而不发生碰壁。

结合参阅图10、图11所示，泵壳具有第一自然展开状态A、由第一自然展开状态A切换至适于介入受试者的脉管系统或者在受试者的脉管系统中向前输送的径向收折状态B、以及由径向收折状态B切换至的第二自然展开状态C。其中，第一自然展开状态A、第二自然展开状态C对应收折前后的叶轮不旋转情况下的自然展开状态。

在本实施例中，主体部40在第一自然展开状态A下的外径等于或略大于第二自然展开状态C下的外径。也即，主体部40在第一自然展开状态A下的外径R1不小于第二自然展开状态C下的外径R2。

在前后两个自然展开状态下，主体部40在后一自然展开状态下的外径R2略小于或等于在前一自然展开状态下的外径R1。主体部40在后一自然展开状态下的内部横截面积不大于在前一自然展开状态下的内部横截面积。前后两个自然展开状态中间可以间隔一次径向收折状态B，也可以间隔多次径向收折状态B，本公开并不作限制。其中，在自然展开状态下，主体部40的内部腔体为一圆柱形腔体，如此，主体部40的内部横截面积即为其内部腔体的横截面积。

进一步地，在任意前后两个自然展开状态下，主体部40在后一自然展开状态下的外径略小于或等于在前一自然展开状态下的外径。也即，每经过一次收折，支架6的外径经历微小程度的收缩，但外径的收缩量对于泵间隙并不产生明显影响，以保持泵间隙的稳定性。

具体的，主体部40在后一自然展开状态(第二自然展开状态C)下的外径相对于在前一自然展开状态(第一自然展开状态A)下的外径的缩小率小于5％，进一步地，缩小率小于3.156％，更进一步地，缩小率小于1.525％。

泵壳的入口部41、出口部42同样参与到支架6收折前后的整体变形。其中，入口部41 或所述出口部42的外径减小量(前后外径差值)不大于所述主体部的外径减小量，以保持支架6整体结构的一致性。

参考图14、图15所示，发明人经过模拟研究分析发现：经过鞘管的外力强制收折，支架6会由于内应力而导致应变的产生。该应变或多或少会导致支架6存在部分不可恢复的塑性变形(应力残留)，进而使得支架6无法恢复到收折前的自然展开状态，但本实施例的支架6可接近恢复至收折前的自然展开状态，以保持支架6结构的稳定性。

在支架6收折前后，期望支架6形状保持不变以利于支架6结构的一致性和泵间隙的稳定维持，本实施例的支架6在收折后再展开后的直径(外径)略小于收折展开前的外径，如此同样可以达到基本等同的效果，保持泵间隙的稳定，提升泵效的稳定性。

此外，出于流体力学方面的考虑，泵间隙尺寸为较小的数值且被维持，是期望的。在本实施例中，叶轮10的外径略小于支架6的内径，使得在满足叶轮10旋转不碰壁的情况下，泵间隙尽可能的小。而泵间隙保持的主要实现手段是通过支架6提供的支撑强度，本实施例的支架6通过抑制支架6在收折前后的外径变化量，以提供足够的支撑强度可抵抗血液背压的作用而不发生过量变形，进而保持泵壳的形状稳定，则泵间隙也被稳定的保持。

本公开的泵壳通过在过渡部48形成最大应变，可使其所连接的两个部分(主体部40、锥状部(41、42))顺利地实现收折，进而保证整个支架6收折的顺畅性。此外，应变最大处发生在过渡部48，而不是在入口部41、出口部42或主体部40，可使得作为支架6的主要功能部分(主体部40是为了包围叶轮10，构置叶轮10转动空间，维持泵间隙；入口部41 和出口部42分别是为了保证进血和出血的面积)的结构保持的稳定，避免作为支架6主体功能部分的入口部41、出口部42与主体部40由于应变过大而发生非期望的结构不稳定，进而导致泵间隙不稳、进血或出血过流面积不稳等问题。

支架6的锥状部(41、42)包括：位于远端的大致呈锥状的入口部41、位于近端的大致呈锥状的出口部42。主体部40和出口部42之间具有近端过渡部48b、主体部40和入口部41之间具有远端过渡部48a。近端过渡部48b和远端过渡部48a基本对称地位于主体部40 的轴向两端。过渡部48的轴向长度(在中心轴线上的投影长度)或者延伸长度(自轴向一端延伸至另一端的长度)远远小于主体部40、入口部41或出口部42的轴向长度或者延伸长度，其中，主体部40的轴向长度基本与延伸长度相同。

其中，在自然展开状态下，主体部40的轴向长度30mm-40mm，主体外径在6.5mm-8.5mm，锥状部(41、42)的轴向长度在5.5mm至7.5mm，更具体的，锥状部(41、42)的轴向长度在6mm-7mm，锥度在10度-50度。支架6的边棱厚度(径向宽度)为0.1mm-0.3mm。

在自然展开状态下，主体部40为圆筒状结构，过渡部48为一弯曲过渡结构，无尖端结构，避免强制收折过程中发生断裂，同时，避免旋转过程中损伤覆膜或者人体组织。支架6在外力卸除(鞘管移开)后自行恢复展开直至自然展开状态。

在本实施例中，为便于收折且避免损伤覆膜及人体组织，过渡部48包括自主体部40向锥状部(41、42)延伸的平滑过渡外表面4811。进一步地，过渡部48为倒圆结构，其曲率半径R1为0.8mm-1.5mm，(纵截面)弧长(过渡部48的延伸长度)在1mm-2mm，进一步地，弧长在1.2mm-1.7mm之间，更进一步地，弧长在1.411mm-1.656mm之间。

需要说明的是，过渡部48具有近端过渡点(与出口部42的过渡点)、远端过渡点(与入口部41的过渡点)。过渡部48的延伸长度为过渡部48在近端过渡点和远端过渡点之间的延伸长度，也即，下述过渡棱条4811的延伸长度。

值得注意的是，本公开中的任何数值都包括从下限值到上限值之间以一个单位递增的下值和上值的所有值，在任何下值和任何更高值之间存在至少两个单位的间隔即可。

举例来说，阐述的过渡部48的曲率半径R1为0.8mm-1.5mm，优选为0.9mm-1.4mm，更优选为1.0mm-1.3mm，进一步优选为1.1mm-1.2mm mm，目的是为说明上述未明确列举的诸如0.85mm、0.95mm、1.05mm、1.15mm、1.25mm、1.35mm、1.45mm等值。

如上述，以0.1为间隔单位的示例范围，并不能排除以适当的单位例如0.01、0.02、0.03、 0.04、0.05等数值单位为间隔的增长。这些仅仅是想要明确表达的示例，可以认为在最低值和最高值之间列举的数值的所有可能组合都是以类似方式在该说明书明确地阐述了的。

除非另有说明，所有范围都包括端点以及端点之间的所有数字。与范围一起使用的“大约”或“近似”适合于该范围的两个端点。因而，“大约20到30”旨在覆盖“大约20到大约30”，至少包括指明的端点。

本文中出现的其他关于数值范围的限定说明，可参照上述描述，不再赘述。

承接上文描述，过渡部48的内外均为倒圆结构，相应的，过渡部48还包括自主体部40 向锥状部(41、42)延伸的平滑过渡内表面。过渡部48为周向间隔排布的一定长度的圆弧棱(过渡棱条4811)。通过在过渡部48设置倒圆结构，使得主体部40和锥状部(41、42) 之间平滑过渡，在外力强制收折泵体时避免支架6发生断裂的问题，保证支架6收折的顺利进行。

在本实施例中，过渡部48在周向上间断排布(也可以称之为间歇排布)。过渡部48包括在周向上间断分布(间歇分布)的过渡棱条4811。相邻两个过渡棱条4811之间具有周向间隔空间，以在收折时提供周向收缩空间，其自身的弯曲构造发生变形，曲率逐渐减小，形成大致直线形构造或微弯构造，并且，支架6形成如图12所示直管状态。

其中，过渡棱条4811沿周向间断分布。过渡部48(过渡棱条4811)在所述自然展开状态呈现弧形构造，并在所述径向收折状态呈大致直线形构造或曲率小于所述弧形构造的微弯构造。支架6在径向收折状态切换至自然展开状态过程中，过渡部48(过渡棱条4811)的曲率半径R减小，曲率逐渐增大。相应的，过渡部48在径向收折状态下相比于自然展开状态具有更小的曲率，更大的曲率半径R2。如图9所示，在一纵剖面上，过渡部48为一弧线。主体部40及锥状部(41、42)分别为过渡部48两侧的平直线。

在本实施例中，支架6为记忆合金材质的一体成型结构。更具体的，支架6为热压一体成型结构。支架6的多边形网孔尤其是菱形网孔的设计可实现较佳的实现收折，同时借助镍钛合金的记忆特性实现展开。支架6的网孔具有网孔边棱。

设置于主体部40的远端的锥状部(41、42)为入口部41，入口部41的远端还设有前连接部，通过前连接部连接远端轴承室。设置于所述主体部40的近端的锥状部(41、42)为出口部42，出口部42的近端还设有连接次管，通过连接次管43连接导管2。

具体的，主体部40的网孔为多个支撑网孔50，支撑网孔50为封闭的多边形孔，以形成稳定的支撑结构，稳定泵间隙。进一步地，支撑网孔50为至少两个边长不相等的多边形孔，多边形孔可以为不规则多边形孔，也可以为呈镜像对称结构的多边形孔，本申请不作限制。

其中，支架6的主体部40的应变包括支撑网孔50的最长边棱(501、502)的应变。所述最长边棱应变为位于最长边棱的两个端点之间的边棱长度的变化程度。过渡部48的应变包括所述过渡棱条481的长度变化程度。

如图7、图8所示，在自然展开状态下，最长边棱的边棱长度为L1，周向宽度为Lk1，网孔轴向长度为Lc1。在径向收折状态下，最长边棱的边棱长度为L2，周向宽度为Lk2，网孔轴向长度为Lc2。其中，支撑网孔50的轴向长度变化主要在于网孔的周向宽度Lk的变化。最长边棱的边棱长度L2稍大于L1，二者大致相等。如图9所示，过渡部48(过渡棱条481’) 在径向收折状态下的长度明显大于(过渡棱条481)自然展开状态下的长度。单个最长边棱的应变较低，即使轴向上多个最长边棱的应变相叠加，主体部40的整体应变依然低于过渡部48。

结合图5、图7、图14、图15所示，在前后两个自然展开状态下，支撑网孔50在后一自然展开状态(第二自然展开状态C)下的周向宽度Lk不大于在前一自然展开状态(第一自然展开状态A)下的周向宽度Lk。进一步地，支撑网孔在后一自然展开状态(第二自然展开状态C)下的周向宽度Lk略小于在前一自然展开状态(第一自然展开状态A)下的周向宽度 Lk。

承接上述研究发现，在本实施例中，在后一自然展开状态(第二自然展开状态C)下的所述支架6相比于前一自然展开状态(第一自然展开状态A)存在(增加)塑性变形。如图15所示，所述塑性变形基本位于所述支撑网孔50沿轴向的两端(顶点505)附近。以所述支架6经历自然展开状态切换至径向收折状态，再从径向收折状态切换至自然展开状态为一次状态切换循环，所述支架6经历一次状态切换循环后所残留的内应力引起支架6塑性变形，进而使得后一自然展开状态下的支架外径减小。

图14、图15示意性质地示出了顶点505(图中为505a、505b)收折前后的内应力变化状态以及边棱501’、502’来模拟第一边棱501、第二边棱502相应的动作及应力变化。如此，结合图14、图15所示，支撑网孔50自第一自然展开状态A切换至径向收折状态B时，支撑网孔50的边棱(例如下述第一边棱501、第二边棱502)主要通过周向摆动实现网孔周向宽度Lk的减小，以此缩小外径，自身的应变较小。而位于边棱的根部(第一边棱501、第二边棱502的轴向彼此远离的一端)，即支撑网孔50轴向两侧的顶点505则自身发生诸如弯曲伸长等变形以适应第一边棱501、第二边棱502的靠拢摆动，进而顶点505附近形成较多的内应力，并在恢复至第二自然展开状态C后，内应力的残留会使得顶点505所展开的角度减小，导致塑性变形，进而使得支撑网孔505的周向宽度Lk减小以及支架的外径减小。

在本实施例中，支撑网孔50为镜像对称结构网孔，支撑网孔50的最小棱边的长度方向与轴向平行。支撑网孔50包括相平行的两个第一边棱501、相平行的两个第二边棱502。第二顶点504位于第二边棱502的至少一个端点，第一顶点505位于第一边棱501的至少一个端点。第一边棱501与第二边棱502长度相等，二者镜像对称设置。第一边棱501和第二边棱502为支撑网孔50的最长边棱，二者的应变大致相同，二者呈对称设计。

支撑网孔50可以为诸如菱形孔的四边形孔，也可以为六边形孔。例如，支撑网孔50可以为轴向尺寸为主的菱形网孔，菱形的支撑网孔50具有两个轴向的第一顶点505，分别为第一边棱501和第二边棱502形成锯齿结构的前齿顶510a和后齿顶510b。两个第二顶点504在周向相对设置，分别第一边棱501和第二边棱502形成锯齿结构的左齿顶和右齿顶。

如图4、图5所示，支撑网孔50为镜像对称的六边形孔。具体的，支撑网孔50还包括平行于轴向的两个第三边棱503。一第三边棱503连接在一第一边棱501和第二边棱502之间，第一边棱501、第二边棱502、第三边棱503围构成封闭的六边形支撑网孔50。本实施例中的支撑网孔50的轴向长度与其在轴线上的径向投影长度基本相等。

通过第三边棱503增大支撑网孔50的轴向尺寸，使得支撑网孔50的轴向尺寸为主尺寸，进而在收入鞘管内时，可以沿轴向顺利收折，减小收折时的抵抗力。进一步地，第二边棱502 的长度等于第一边棱501的长度，第三边棱503的长度小于第二边棱502的长度。第三边棱 503为支撑网孔50的最小边棱，提供网孔的最小边长。

第三边棱503的轴向两个端点分别形成第二顶点504，第三边棱503的轴向的后端点与一第一边棱501共用，该共用端点形成一第二顶点504，第三边棱503的轴向的前端点与一第二边棱502共用，该共用端点形成另一第二顶点504。两个第三边棱503的周向间距为周向相对的两个第二顶点504的间距。第一边棱501和第二边棱502的共用端点形成第一顶点505。第一顶点505设有第一倒圆结构，第二顶点504设有第二倒圆结构。通过设有倒圆结构使得支撑网孔50的孔边之间平滑过渡，构建稳定的支撑结构。

第一边棱501、第二边棱502、第三边棱503中的至少一个边棱整体为直线形边棱，网孔的多个边棱围构成多边形网孔，边棱整体为直线型，其可以为如图4、图5所示的无弯曲的直线型。或者，边棱也可以为允许一定细微弯曲依然可以直观地视为多边形的直边。

在本公开的实施例中，多边形网孔的边棱在整体上为直线型构造即可。

如图5所示，多个支撑网孔50沿周向依次排布构成支撑孔环(50a、50b、50c)，多个支撑孔环沿轴向排布构成主体部40。如图5所示，沿周向，第一边棱501和第二边棱502交替排布形成呈锯齿结构的锯齿环520，两个轴向相邻锯齿环520相对形成一支撑孔环。

该主体部50具有沿轴向排布的三个支撑孔环50a、50b、50c。锯齿环520具有朝向入口部41的前齿顶510a以及朝向出口部42的后齿顶510b，多个锯齿环520沿周向排布，在相邻两个锯齿环520中一锯齿环520的前齿顶510a沿轴向与另一锯齿环520的后齿顶510b相对设置。

在本实施例中，一锯齿环520的前齿顶510a沿轴向与另一锯齿环520的后齿顶510b通过一与轴向平行的第三边棱503相连接(例如一体成型连接或焊接等连接方式)，构成一呈六边形形状的支撑网孔50。相应的，每个支撑孔环包括多个沿周向排布的六边形支撑网孔 50。

在其他实施例中，一锯齿环520的前齿顶510a沿轴向与另一锯齿环520的后齿顶510b 直接连接构成一呈菱形形状的支撑网孔50。相应的，每个支撑孔环包括多个沿周向排布的菱形支撑网孔50。

锥状部包括沿周向交替分布的两个形状不同的过流网孔。入口部41的网孔52包括沿周向交替分布的第一过流网孔和第二过流网孔，出口部42的网孔51包括沿周向交替分布的第三过流网孔和第四过流网孔。第一过流网孔为封闭孔，第二过滤网孔为非封闭孔。出口部42 与入口部41大致相似，不同的是第三过流网孔和第四过流网孔均为封闭孔。

如图3、图4所示，入口部41位于主体部40的前侧，位于可折叠支架6的远端，入口部41的网孔在轴向两端之间的延伸长度大于支撑网孔50的轴向长度。

入口部41的网孔52为过流网孔，其可以为支架6的入口部供介质流入。入口部41的网孔的延伸长度为从网孔的前端向后端的延伸长度或者网孔近端向网孔远端的延伸长度，并非在轴线上的径向投影长度。

具体的，入口部41远离主体部40的一端还设有前连接部44，前连接部44包括多个在周向分散的连接支腿440，连接支腿440呈T形结构。连接支腿440的远端具有周向尺寸大于支腿杆体的腿端45，连接支腿440可以卡入远端轴承室的外壁上的卡槽上，卡槽的远端连通一环形槽，连接支腿440的支腿杆体卡入到卡槽，其腿端45卡入环形槽，并通过外环箍将分散的多个连接支腿440固定在远端轴承室上。

在本实施例中，入口部41包括多个自前齿顶510a向前连接部44延伸的前拉伸棱条528；相邻两个前拉伸棱条528远离主体部40的一端相汇合形成一前交汇点。多个前交汇点一一对应地连接至或延伸至连接支腿440。前拉伸棱条528的数量与一锯齿环520的前齿顶510a 的数量相等，且为连接支腿440的数量的2倍。

再看出口部42，出口部42位于可折叠支架6的近端。出口部42的网孔51在轴向两端之间的延伸长度大于支撑网孔50的轴向长度。出口部42远离主体部40的一端还设有连接次管43，连接次管43可以套设于导管的外壁上通过热熔或胶粘的形式固定在导管或近端轴承室上，实现可折叠支架6的近端固定。连接次管43上还可以设有卡孔，供导管或近端轴承室的外壁卡扣扣合。

具体的，出口部42包括多个自后齿顶510b向连接次管43延伸的后拉伸棱条518。相邻两个后拉伸棱条518远离主体部40的一端相汇合形成一后交汇点。多个后交汇点一一对应地连接至或延伸至连接支腿440。后拉伸棱条518的数量与一锯齿环520的后齿顶510b的数量相等，且为连接支腿440的数量的2倍。

在本实施例中，远端过渡部48位于前拉伸棱条。近端过渡部48位于后拉伸棱条518。后拉伸棱条518自位于最后的后齿顶向支架6的近端延伸。前拉伸棱条528自位于最前的前齿顶向支架6的远端延伸。如图6、图9所示，部分拉伸棱条482位于主体部40，大部分拉伸棱条480位于锥状部，过渡棱条481衔接在两部分拉伸棱条482、480之间。部分拉伸棱条518/528构成过渡棱条481。部分所述前拉伸棱条形成所述远端过渡部48a的过渡棱条481；部分所述后拉伸棱条形成所述近端过渡部48b的过渡棱条481。

应该理解，以上描述是为了进行图示说明而不是为了进行限制。通过阅读上述描述，在所提供的示例之外的许多实施方式和许多应用对本领域技术人员来说都将是显而易见的。因此，本教导的范围不应该参照上述描述来确定，而是应该参照所附权利要求以及这些权利要求所拥有的等价物的全部范围来确定。出于全面之目的，所有文章和参考包括专利申请和公告的公开都通过参考结合在本文中。在前述权利要求中省略这里公开的主题的任何方面并不是为了放弃该主体内容，也不应该认为发明人没有将该主题考虑为所公开的发明主题的一部分。

Claims (10)

1.一种导管泵用泵壳，其中，所述泵壳包括能够容纳叶轮的支架、限定血液流动通道的覆膜；所述覆膜覆盖于部分所述支架外；所述泵壳具有可操作切换的适于介入受试者的脉管系统或者在受试者脉管系统中输送的径向收折状态以及对应叶轮不旋转时的自然展开状态；其中，在自然展开状态下，所述支架包括大致呈圆柱状的主体部、分别设置于所述主体部轴向两端的大致呈锥状的入口部和出口部；

在前后两个自然展开状态下，所述主体部在后一自然展开状态下的外径略小于或等于在前一自然展开状态下的外径。

2.如权利要求1所述的泵壳，其中，所述主体部在后一自然展开状态下的外径相对于在前一自然展开状态下的外径的缩小率小于5％，进一步地，缩小率小于3.156％，更进一步地，缩小率小于1.525％。

3.如权利要求1所述的泵壳，其中，所述入口部或所述出口部的外径减小量不大于所述主体部的外径减小量。

4.如权利要求1所述的泵壳，其中，所述主体部分布有多个支撑网孔；在前后两个自然展开状态下，所述支撑网孔在后一自然展开状态下的周向宽度不大于在前一自然展开状态下的周向宽度。

5.如权利要求4所述的泵壳，其中，在后一自然展开状态下的所述支架相比于前一自然展开状态存在塑性变形。

6.如权利要求5所述的泵壳，其中，所述塑性变形基本位于所述支撑网孔沿轴向的两端附近。

7.如权利要求1所述的泵壳，其中，以所述支架经历自然展开状态切换至径向收折状态，再从径向收折状态切换至自然展开状态为一次状态切换循环，所述支架经历一次状态切换循环后所残留的内应力引起支架塑性变形，进而使得后一自然展开状态下的支架外径减小。

8.如权利要求1所述的泵壳，其中，所述支架为记忆合金材质的热加工一体成型结构。

9.如权利要求1所述的泵壳，其中，所述支架在所述径向收折状态下整体呈直管结构，并在所述自然展开状态下整体呈纺锤结构。

10.一种导管泵，其中，包括：

马达；

导管；

驱动轴，穿设在所述导管中，近端与所述马达的输出轴传动连接；

泵体，可通过所述导管被输送至心脏的期望位置泵送血液，包括：如权利要求1至9任意一项所述的泵壳、容纳在所述泵壳中的叶轮；所述泵壳连接至所述导管的远端，所述叶轮连接至所述驱动轴的远端。

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