TW202237215A - 用於可壓縮導管泵的壓接工具 - Google Patents

Abstract

一種壓接工具，其促進壓接一彈性徑向可壓縮的人體植入導管泵，並藉由將該心臟泵拉動穿過一定義一錐形縱向孔的細長管以將該被壓接泵轉移至一管狀轉移護套中。該孔的一內部尺寸沿該孔的長度逐漸變細。該孔的一大端足以容納一未壓接的心臟泵。該孔的一小端具有一與該轉移護套的一內部尺寸相似的尺寸。該管的一近端具有一轂。穿過該轂的一孔之一近端被設定用以接收與該管孔同軸的該轉移護套之一遠端部分。選擇性地，一閂被設定用以可釋放地限制該轉移護套的該遠端部分在該轂內。

Description

用於可壓縮導管泵的壓接工具

本發明係關於一種壓接經導管(crimping transcatheter)血管內輔助裝置的工具，更特別地，係關於一種用以壓接可擴張導管血泵(catheter blood pumps)的工具。

血管內血泵是一種可以經由患者的血液循環系統，也就是靜脈以及／或者動脈而推進到患者心臟或患者脈管系統內其他位置的泵。此種血泵通常設置在導管的末端，用於插入與定位泵，然後用以抽出泵。 一旦就位，泵可用於將血液泵入循環系統，以暫時減少患者心臟的工作量，像是讓心臟在心臟病發作後恢復。示範性血管內血泵如美國麻州Danvers市的Abiomed, Inc.所提供的Impella®心臟泵。

一些血管內血泵具有可彈性徑向壓縮（「可壓接(crimpable)」）的泵殼(pump housings)，並且在某些情況下具有徑向可壓縮葉輪，以促進將泵插入患者體內。 將可壓縮外殼的血泵插入患者體內，同時血泵和葉輪處於壓縮狀態，然後在血泵被正確定位後，讓泵殼與葉輪徑向擴張。

在美國公告專利第8,439,859號 (公告日期為2013年05月14日)中描述了示範性可壓縮外殼血泵，其內容在此完整引用，用於所有目的。上述公告專利的圖8所示為一泵殼的管狀網狀結構。管狀網狀結構可以由合適的記憶材料，像是鎳鈦諾(nitinol) 製成。當徑向壓縮時，管狀網狀結構的泵區段之外徑可為約3mm。然而，當不受約束時，泵區段彈性回彈至約6.15mm的外徑。其他可壓縮外殼血泵可能具有其他壓縮以及／或者回彈外徑。

為了準備將此種血泵插入患者的脈管系統，血泵必須被徑向壓縮，然後保持在壓縮狀態，通常是透過將壓縮的血泵插入管狀轉移護套中。 然後將轉移護套連接到或穿過導引器，以將裝置插入患者的靜脈或動脈。一旦進入患者的靜脈或動脈，並從轉移護套或導引器中出來，血泵外殼就會徑向彈性地擴張。

此種血泵應該在將血泵插入患者體內的不久前被壓縮，像是在手術室中於插入患者體內前幾分鐘被壓縮。太早壓縮血泵，像是在製造過程中壓縮，可能會對血泵的彈性回彈能力產生負面影響，因為彈性組件可能會對其壓縮狀態產生記憶。

要在不損壞血泵的情況下徑向壓縮血泵並將壓縮的血泵插入轉移護套中，通常需要兩個經過高度訓練的人一起工作，並不容易達成。用於壓縮血泵並將血泵插入轉移護套的傳統方法與裝置涉及多個步驟與多個組件的精確對準，以及對相關人員的大量培訓。因此，用於徑向壓縮血泵並將壓縮的血泵插入轉移護套而不損壞血泵的更簡單裝置，與更簡單、更快的方法是有高度需求的。

一種用以壓接一血泵以轉入一管狀護套的壓接工具，以下敘述該壓接工具。該壓接工具可具有一細長管，其定義一錐形縱向孔，該孔至少約30mm長並具有一沿該孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在該孔的一遠端的泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)大約一在該孔的一近端處(proximal end)的該管狀護套之內部尺寸；以及一附接到該管的該近端之轂(hub)，該轂定義一穿過其中與該管孔同軸之孔，該轂孔的一端係耦接到該管孔的該近端，該轂孔的另一端被設定用以接收該管狀護套的一遠端部分，該遠端部分實質上與該管孔同軸。

壓接工具可具有至少約7mm的管孔遠端之內部尺寸。管孔近端的內部尺寸可選擇性地為最大約4mm。管孔遠端的內部尺寸可以是至少約7mm，管孔近端的內部尺寸可以是最大約4mm。

管孔可以至少約50mm長。管孔可以至少約100mm長。管孔可以至少約170mm長。管孔可以至少約300mm長。

壓接工具可具有一定義該錐形管孔的該管之內壁，其相對於該管的一縱軸以小於約2°的角度延伸。錐形管孔可具有一漸縮比，係被計算為一(a)該管孔的內徑之一變化與(b)沿該管的一縱軸的錐形長度的比率，該漸縮比不大於約1:14。

壓接工具可具有一閂(latch)，該閂被設定用以可釋放地限制管狀護套的遠端部分在轂孔的另一端內。閂被設置於轂內，閂可具有一第一支柱、一第二支柱，以及一致動器(actuator)，該致動器被設定由一人員啟動，致動器具有一非啟動模式與一啟動模式。第一支柱具有一非啟動模式與一啟動模式，第一支柱可機械地耦接到致動器並且被設定用以因應致動器的啟動而從該非啟動模式彈性轉換到該啟動模式。第一與第二支柱共同定義之間的開口，轂孔延伸穿過開口並與管孔實質上同軸。在第一支柱的非啟動模式下，沿管的一縱軸觀察，開口的一最小尺寸小於在第一支柱的該啟動模式下的最小尺寸。第一支柱被設定用以獨立於致動器的啟動而彈性地遠離第二支柱移位。

壓接工具可具有，在該第一支柱的非啟動模式下，沿管的一縱軸觀察，開口的一最小尺寸小於在管狀護套的遠端部分的一特徵之一外部尺寸，並且在第一支柱的啟動模式下，開口的最小尺寸至少與特徵的外部尺寸一樣大。

在另一型態的壓接工具中，第二支柱具有一非啟動模式和啟動模式。第二支柱可機械地耦接到致動器並且被設定用以因應致動器的啟動而從非啟動模式彈性轉換到啟動模式。在此型態中，第一與第二支柱是對稱的，而第一與第二支柱中的每一個具有一第一弓形形狀。在此型態中，每一個第一弓形的凹邊彼此相對，以及該第一與該第二支柱中的每一個被設定用以因應致動器的啟動而從第一弓形形狀彈性轉換到一具有一較小半徑的第二弓形形狀。在此型態中，使得在第一與第二支柱的非啟動模式下，沿管的一縱軸觀察，開口比在第一與第二支柱的啟動模式下更偏心。

在壓接工具的進一步型態中第一支柱與第二支柱的每一個具有一前表面與一後表面。在此型態中開口可從前表面延伸至後表面以定義一通道。通道呈錐形，在後表面比前表面窄。

在壓接工具的進一步型態中，閂係被設置在轂內，閂可具有一致動器，其被設定用以由一人員啟動，致動器具有一非啟動模式與一啟動模式。閂更可具有一徑向彈簧機械地耦接到致動器並且被設定用以因應致動器的啟動而彈性增加一內部尺寸。閂可被設置於轂內，閂包含一螺紋壓縮配件。

在另一型態中，本說明書描述了一種壓接一血泵的方法。根據該方法的一個型態，血泵係被設置在一由一細長管定義的一錐形縱向管孔之遠端內，管孔至少約30mm長並具有一沿管孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在管孔的遠端的泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)在管孔的一近端處之最大約4mm直徑；以及使得血泵沿一朝向管孔的近端之方向平移穿過管孔，包括當血泵平移穿過管孔時使得血泵的一外表面與細長管的一內表面接觸，藉此壓接血泵以產生一壓接的血泵。

在一個型態中，平移該血泵包含拉動血泵穿過管孔。管孔的遠端之內部尺寸至少約7mm。管孔的近端之內部尺寸最大約4mm。管孔的遠端之內部尺寸至少約7mm，而管孔的近端之內部尺寸最大約4mm。選擇性地，管孔至少約50mm長。又選擇性地，管孔至少約100mm長。又選擇性地，管孔至少約170mm長。又選擇性地，管孔至少約300mm長。

在本方法的進一步型態中，一定義錐形管孔的管之內壁相對於管的一縱軸以小於約2°的角度延伸。在又另一型態中，錐形管孔的一漸縮比(longitudinal axis)係被計算為一(a)管孔的內徑之一變化與(b)沿管的一縱軸的錐形長度之比率，漸縮比不大於約1:14。

根據本方法的進一步型態，將一管狀護套設置成與管孔的近端實質上同軸；以及將壓接血泵從管孔的近端平移到管狀護套，而實質上不會改變壓接血泵的一外部尺寸。

在本方法的另一型態中，將壓接血泵從管孔的近端平移到管狀護套係藉由：(a) 將管狀護套的一遠端部分可釋放地限制在一轂內，轂附接到管的近端，轂定義一與管孔同軸的轂孔，轂孔的一端耦接到管孔的近端，轂孔的另一端被設定用以接收管狀護套的遠端(distal end)部分，其與管孔實質上同軸。根據此一型態，壓接血泵被平移穿過轂孔。根據本方法的型態，從轂釋放管狀護套的遠端部分。

在另一型態中，將壓接血泵從管狀護套中移出並進入一患者的脈管系統。允許壓接血泵在脈管系統內彈性擴張。

在另一型態中，壓接工具包含一具有一內部尺寸的管狀護套；一細長管，其定義一錐形縱向管孔，管孔至少約30mm長並具有一沿管孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在管孔的一遠端的血泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)大約在管孔的一近端的管狀護套之內部尺寸。管狀護套的一遠端同軸且易碎地附接到管的近端。

在另一型態中，描述了一種用以壓接一血泵的方法，其中血泵被設置在由一細長管定義的一錐形縱向管孔的一遠端內。在此型態中，管的一近端同軸且易碎地附接到具有一內部尺寸的一管狀護套之一遠端。管孔至少約 30 mm長並具有一沿管孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在管孔的一遠端的血泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)大約在管孔的一近端的管狀護套之內部尺寸。根據此型態，血泵沿一朝向該管孔的近端之方向平移穿過管孔，包括當血泵平移穿過管孔時使得血泵的一外表面與細長管的一內表面接觸，藉此壓接該血泵以產生一壓接血泵。進一步根據此型態，將壓接血泵從管孔的近端平移到管狀護套，而實質上不改變壓接血泵的一外部尺寸。進一步根據此型態，將管狀護套從管上易碎地分離，讓壓接血泵被設置在管狀護套內。

在此也描述了一種系統，其可包含一具有一近端的轉移護套(transfer sheath)；一具有一導管的血泵，導管具有一縮回標記，該縮回標記被佈置用以在血泵的壓接與血泵縮回轉移護套內的期間提供協助；以及一被佈置用以壓接血泵的壓接工具。在此系統的型態中，當壓接血泵位於轉移護套的一所需位置時，縮回標記在轉移護套的近端是可見的。根據此型態，縮回標記可包括圍繞導管的一部分的一圓周延伸之一或更多條帶，選擇性地，其中縮回標記包括一細長帶。

在另一型態中描述了一種系統，其包含一被佈置在一患者的脈管系統中接收的導引器。系統可包含一具有一導管的血泵，導管具有一推進標記，可被佈置用以在穿過導引器插入血泵的期間提供協助。系統也可包含一被佈置用以接收血泵的轉移護套，轉移護套具有一近端。在此系統中，當血泵開始出現以及／或者剛從該導引器中出現時，推進標記在轉移護套的近端是近端可見的。

在本系統的進一步型態中，推進標記包括圍繞導管的一部分的一圓周延伸之一或更多條帶，選擇性地，其中推進標記包括一細長帶。

在另一型態中，所述的方法使用一壓接工具壓接一血泵。血泵具有一導管，導管具有一縮回標記與一推進標記。根據本方法，壓接血泵縮回一轉移護套中，直到縮回標記在轉移護套的近端是近端可見的。在本方法的進一步型態中，將壓接血泵推進到一被佈置成定位在一患者的脈管系統中之導引器內，直到推進標記在轉移護套的近端是近端可見的。

一種壓接工具，其促進壓接一彈性徑向可壓縮的人體植入導管泵，並藉由拉動該心臟泵穿過一定義一錐形縱向孔的細長管以將該被壓接泵轉移至一管狀轉移護套中。該孔具有一沿該孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在該孔的一遠端的泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)大約一在該孔的一近端處的該管狀護套之內部尺寸。在一些實施例中，一轂係附接到該管的該近端，該轂定義一穿過其中與該管孔同軸之孔，該轂孔的一端係耦接到該管孔的該近端，該轂孔的另一端被設定用以接收該管狀護套的一遠端部分，該遠端部分實質上與該管孔同軸。選擇性地，一閂被設定用以可釋放地限制該管狀護套的該遠端部分在該轂孔的另一端內。在此會描述有關閂的多個實施例。

在一些實施例中，管狀護套的遠端部分係可拆卸地附接到錐形管的近端，像是藉由易碎部分附接，而不必包括轂。在這些實施例中，一旦壓接泵被拉入管狀護套中，易碎部分會受破壞以從錐形管中釋放管狀護套。

同樣有描述到的是：剝離式護套；以及具有轂的導引器，類似於壓接工具的一些實施例的轂。

[定義]

在此用到，包括在申請專利範圍中，術語「彈性(resilient)」是指能夠藉由釋放因變形而儲存在內部的能量而在變形（像是彎曲、拉伸或壓縮）之後回彈或彈回形狀。

在此用到，包括在申請專利範圍中，表示形狀的術語，像是圓圈、圓形，或方形，是指在合理的製造公差內。表示相對位置的術語，像是同軸或共線，是指在合理的製造公差範圍內。同樣，表示尺寸的術語或片語，像是沿物體長度的恆定外徑，是指在合理的製造公差範圍內。

在此用到，包括在申請專利範圍中，「管狀(tubular)」不一定意味著具有圓形橫截面。管狀物品可以具有，舉例來說：橢圓形、方形，或其他形狀的橫截面。

[彈性徑向可壓縮血泵(Resiliently radially-compressible blood pump)]

圖1所示為彈性徑向可壓縮血管內血泵100(blood pump)的側視圖，這裡顯示為未壓縮狀態。 圖8提供了血泵100的一部分放大圖。血泵100包括由合適的記憶材料例如：鎳鈦諾製成的管狀網狀結構102(tubular mesh structure)。葉輪104(impeller)設置在管狀網狀結構102內部。葉輪104也可以是徑向可壓縮的，像是透過折疊葉輪104的彈性葉片。血泵100包括彈性「尾纖106 (pig tail)」（如圖1所示最清楚）。尾纖106可以協助定位血泵100以及／或者避免對心臟組織的損害，以及其他功能。血泵100可以包括可折疊流出管108(outflow tube) 如圖1所示最清楚）。流入與流出血泵100的血流由箭頭表示（圖1）。血泵100附接到導管110的遠端。

圖2所示為相對於血泵100，當管狀護套200(tubular sheath)被縮回時，血泵100在從管狀護套200露出的六個階段（(1)到(6)）的側視圖，如箭頭202所示。隨著管狀護套200被縮回，血泵100的部分，特別是網狀結構102與葉輪104會彈性地徑向擴張，而尾纖106會纏繞。

[習知壓接工具(Conventional crimping tool)]

圖3所示為用於壓接支架或其類似者的傳統壓接工具300(crimping tool)的透視圖。壓接工具300在圖3的上部顯示為打開模式，在圖3的下部顯示為關閉模式。壓接工具300徑向壓縮放置在壓接工具的腔室302(chamber)中的物體。壓接工具300大、重、複雜、昂貴，而且難以消毒。此外，壓接工具300包括幾個徑向設置的線性區段，由區段304、306，以及308(segment)表示，它們共同定義腔室302。因此，腔室302的橫截面不是圓形的。相反地，腔室的橫截面是多邊形。 因此，由壓接工具300壓接的物體可能會因區段304至308或在相鄰對的區段304至308的交叉處形成的角，而發生不希望的變形或損壞。

[壓接工具(Crimp tool)]

圖4所示為根據本發明的一實施例的壓接工具400(crimp tool)之側視圖，其用以壓接彈性徑向可壓縮的人體植入導管泵100(catheter pump)，並將壓接泵100(crimped pump)轉移到管狀轉移護套中，由管狀轉移護套401表示。轉移護套401(tubular transfer sheath)具有某些物理特徵，在此將配合圖6進行描述。然而，壓接工具400或其合適的變體可以與其他管狀護套，像是缺乏這些特徵的管狀護套一起使用。圖5所示為圖4的一部分的透視圖。圖6所示為轉移護套401的遠端部分402(distal end portion)的放大透視圖。插圖A與插圖B分別是根據各個實施例顯示轉移護套401的最遠端部分601(extreme distal end portion)之近距剖面圖。

壓接工具400的主要組件包括：定義錐形縱向孔的細長管404(elongated tube)，以及附接到管404 的近端 408 的轂406(hub)。管404與轂406可以是接合在一起的單獨組件，像是藉由機械聯鎖、螺紋連接、壓裝、超音波焊接、黏合劑或其他合適的方式接合。替代地，管404與轂406可以製成單一整合組件。在任一情況下，管404與轂406可以由相同材料或不同材料製成。儘管管404在圖4中顯示為是筆直的，但是管404也可以彎曲，像是因為管404的製造狀況不理想或管404的重量，還有製造管404的材料的彈性。選擇性地，管404可以用固有曲線加以纏繞或製作，因此纏繞或彎曲管404更容易裝入其包裝中（圖中未顯示）。

選擇性地，壓接工具400包括一閂410(latch)。如果有閂410的話，則閂410被設定用以可釋放地限制轉移護套401的遠端部分402。如圖4與圖5的實施例所示，閂410被設置在轂406內，但在另一個實施例中，合適的閂可設置在轂406的外部。

[管子(Tube)]

在此所述，管404的縱向孔的錐角相對較小，以在心臟泵100(heart pump)被拉動通過壓接工具400時逐漸壓縮（壓接）心臟泵100，而不會損壞心臟泵100。舉例來說，在一些實施例中利用壓接工具400拉動的一些心臟泵100在縱向上沒有明顯變形。在其他範例中，管狀網狀結構102（圖1）以及／或者葉輪104可以彈性地縱向拉長，但不會損壞管狀網狀結構102或葉輪104。也就是說，一旦壓接心臟泵100從轉移護套401被縮回，心臟泵100的壓接部分會彈性回彈到它們的壓接前的尺寸與形狀。

圖4與圖5所示為在定位的心臟泵100，準備好被壓接工具400壓接。特別地，導管110延伸穿過管404的錐形縱向孔並穿過轂406到達把手412。管404 具有沿孔的長度從管404的遠端414之最大內部尺寸到管404的近端408之較小內部尺寸逐漸變細的內部尺寸413。在一些實施例中，內部尺寸 413 沿孔的長度單調變細。 一些實施例包括孔的非錐形部分。一些實施例包括孔的反錐形部分。在一些實施例中，內部尺寸413平滑地逐漸變細，而在其他實施例中，內部尺寸413是階梯狀的。

在管404的遠端414，管404的內部尺寸413至少與心臟泵100的最大外部尺寸416一樣大，以允許血泵100(blood pump)進入管404，而實質上沒有徑向壓接血泵100。換句話說，內部尺寸413是心臟泵100(heart pump)的尺寸416的至少80％。在一些實施例中，內部尺寸413是心臟泵100的尺寸416的至少約100％。在一些實施例中，內部尺寸413是心臟泵100的尺寸416的至少約110%。在一些實施例中，內部尺寸413是心臟泵100的尺寸416的至少約120%。在一些實施例中，內部尺寸413是心臟泵100的尺寸416的至少約130%。在一些實施例中，內部尺寸413是心臟泵100的尺寸416的至少約150%。在一些實施例中，內部尺寸413是心臟泵100的尺寸416的至少約200%。

通向管404的遠端414的橫截面形狀應該類似於心臟泵100的可壓縮部分的橫截面形狀。在大多數實施例中，管404內部的橫截面形狀呈圓形或近似圓形。在某些情況下，管404內部的橫截面形狀略呈橢圓形，例如因為製造不理想的關係。儘管血泵100的管狀網狀結構102（圖1）可以由支柱製成，因此使管狀網狀結構102具有多邊形橫截面形狀，其近似圓形，但在此將此種管狀網狀結構102的橫截面形狀視為圓形。在其他實施例中，管404內部的橫截面形狀為近似正方形、近似矩形，或其他合適的形狀。

「心臟泵100的最大外部尺寸 416」是指心臟泵100 的需要仔細壓接的部分，舉例來說管狀網狀結構102。舉例來說，如果可折疊流出管108是非剛性塑料，在沒有受到內部壓力下時，可折疊流出管108會自行折疊，則可折疊流出管108可能不需要仔細壓接。在這種情況下，可折疊流出管 108 的外部尺寸不會用來定義心臟泵 100 的最大外部尺寸 416。在各個實施例中，管404孔的遠端 414 的內部尺寸 413 至少為約7mm、至少約8mm、至少約10mm、至少約15mm，或至少約30mm。在其他實施例中，管404孔的遠端414的內部尺寸413是根據預期的心臟泵100的尺寸以及／或者橫截面形狀來選擇。

管404的近端408開口的橫截面形狀應該與轉移護套401的開口的橫截面形狀相似。在大多數實施例中，橫截面形狀為圓形或接近圓形。 在一些情況下，管404內部的橫截面形狀是略微橢圓形的，這是由於製造不理想，或者為了適應轉子葉片的不對稱徑向壓縮，例如略微非圓形的壓縮。尺寸和大小應該大致相同，因此壓縮的心臟泵100可以容易地從管404的近端408遷移到轉移護套401中。在本文中，「相同」是指在製造公差內。

在管404的近端408，管404的內部尺寸413與轉移護套401的內部尺寸大致相同。在各個實施例中，管404的近端408的內部尺寸413為最大約4mm、最大約3mm、最大約2mm，或最大約1.5mm。在一些實施例中，管404孔的近端408之內部尺寸413比轉移護套401的內部尺寸小約0.1至約0.3mm。在一些實施例中，管404的近端408的內部尺寸413 根據預期的心臟泵100的尺寸以及／或者橫截面形狀來選擇管404的孔。

在一些實施例中，管404孔的近端408之內部尺寸413比轉移護套401的內部尺寸大約0.1至約0.3mm。在這些情況下，轉移護套401的最遠端部分601應為圓形或倒角(chamfered)，分別如圖 6 中的插圖A與插圖B 所示。

選擇性地，通向管404的遠端414之橫截面形狀可與管404開口的近端408之橫截面形狀不同，舉例來說用以匹配轉移護套401的開口之橫截面形狀。在這些情況下，孔的橫截面形狀沿孔的長度逐漸變化，以從遠端414開口橫截面形狀平滑過渡到近端408開口橫截面形狀。

管404可以由擠壓聚合物材料製成，例如聚四氟乙烯(PTFE)。替代地，管404可由聚醚嵌段酰胺(PEBA)、聚乙烯，包括高密度聚乙烯(HDPE)或低密度聚乙烯(LDPE)、尼龍、聚丙烯(PP)、聚甲醛(POM)或其他合適的材料製成。舉例來說，加州Santa Cruz市的Duke Extrusion公司所提供PebaSlix® 醫用管材可適用。選擇性地，或者可選擇地，管404的材料可以包括添加劑，或者管404的內表面可以塗有其他合適的物質，以減少摩擦。在任何情況下，管404的內表面應該是光滑的並且相對於心臟泵100的外部材料具有相對低的摩擦係數。

因此，當心臟泵100如箭頭418所示時被拉動穿過管404時，心臟泵100逐漸被徑向壓縮，以及選擇性地，橫截面形狀被管404的內壁改變，直到壓縮的心臟泵100被裝配在轉移護套401內。

圖7是壓接工具400的剖面圖，其中的心臟泵100被部分地拉入管404中，並且轉移護套401的遠端部分402插入轂406中並被閂410限制在轂406中。尾纖106的一部分保留在管404外部，尚未被拉入管404中。圖8是圖7的一部分放大圖。

如圖7與圖8所示，在本實施例中，管404的內部尺寸413沿管孔700的長度從至少大約在遠端處的心臟泵100的最大外部尺寸416（圖4）開始逐漸變細，到管孔700的近端408處的轉移護套401的遠端414。管404的遠端414的內邊緣可以為倒角或圓形，以防止當血泵100進入管孔700時，損壞血泵100(blood pump)的組件，像是流出管108。

[轂(Hub)]

圖10是壓接工具400的橫截面圖，類似於圖7，但為了清楚起見沒有繪出心臟泵100與閂410。轂406定義穿過其中的轂孔1000。轂孔1000與管孔700同軸。轂孔1000的一端1002耦接到管孔700的近端408。轂孔1000的另一端1004被設定用以接收轉移護套401的遠端部分402，其與管孔700大致同軸，以下將配合圖17更詳細地討論。

因此，用一隻手握住轂406，並用另一隻手在轉移護套401的近端422與把手412之間的位置420（圖4）拉動把手412或導管110，使用者拉動心臟泵100 進入然後穿過管404的錐形縱向孔 700，然後穿過轂406，進入轉移護套 401。當心臟泵100(heart pump)平移穿過管404的錐形縱向孔700時，心臟泵100被逐漸徑向壓縮（壓接），如箭頭702（圖7）所示，而不損壞管狀網狀結構102或葉輪104。然後可藉由啟動閂410以將轉移護套401從轂406釋放，如文中詳細討論的，而轉移護套401，其中設置有壓縮的心臟泵100(heart pump)，就可以從轂406縮回。

在一些實施例中，轉移護套401的遠端部分402，其內設置有壓縮的心臟泵100(heart pump)，其係耦接到導引護套（圖中未顯示），而壓縮的心臟泵100接著會被推動穿過導引護套進入患者的脈管系統，心臟泵100在此處擴張。在一些實施例中，其中設置有壓縮的心臟泵100的轉移護套401自身通過導引護套（圖中未顯示）進入脈管系統，然後壓縮的心臟泵100會被推出轉移護套401而進入患者的脈管系統，並在脈管中擴張。在後面一種情況下，轉移護套401應該具有光滑的外表面，而不是定義機械特徵，例如特徵600，以避免血栓形成問題。因此，此種實施例更能與壓縮的閂410匹配，如本文中配合圖30所描述的。

錐角800是在管404的內壁802與平行於管404的縱軸線804的線之間的角度（在圖8中為清楚起見被放大）。也就是說，用以定義錐形管孔700的管404之內壁802係相對於管404的縱軸線804以錐角800延伸。如上所述，管404可以是彎曲的，而不是完全筆直的。在這些情況下，縱軸線804也是彎曲的，並且測量錐角800時是相對於平行縱軸線804的線在橫截面處測量，該橫截面橫向於縱軸線804並且在錐形角800量測點處延伸穿過管壁。如所指出的，管404的縱向孔700的錐角800相對較小，以在心臟泵100(heart pump)被拉過壓接工具400時逐漸壓縮（壓接）心臟泵100，而不損壞心臟泵100。在各個實施例中，錐角800小於約0.5°、小於約0.6°、小於約0.7°、小於約1°或小於約2°。在其他實施例中，錐角800可以具有其他上限，但通常小於約10°。

替代地，管孔700的錐度可以表示為錐度比，計算為以下比率：(a)管孔700的內徑413的變化與(b)沿管404的縱軸線804的錐度之長度704。在各個實施例中，錐度比不大於約1:14、不大於約1:20、不大於約1:30、不大於約1:40、不大於約 1:50、不大於約 1:60，或不大於約1:70。

在一些實施例中，管孔700至少約30mm長。在一些實施例中，管孔700至少約50mm長。在一些實施例中，管孔700至少約100mm長。在一些實施例中，管孔700至少約170mm長。在一些實施例中，管孔700至少約300mm長。

在選擇上，管孔700的長度與錐角800(或者，錐度比)應該使得葉輪104承受的壓接力主要或完全是徑向的，並且使得葉輪104不會承受或承受很少的縱向力。一般而言，當管404的內壁僅接觸管狀網狀結構102的圓柱形部分806（圖8），以及當管404的內壁不接觸，接觸或最低限度接觸管狀網狀結構102的近端彎曲部分808時，可以滿足需求。替代地，一般而言，當選擇錐角800使得管404的內壁在或接近其最大外徑與葉輪104附近接觸泵殼體時，可以滿足要求。部分地，管孔700的幾何形狀可以至少部分地取決於葉輪104在管狀網狀結構102內的軸向位置。

然而，具有管孔700的管404與像是拉絲模具之類的模具是有區分的。圖9是示範性傳統模具(die)900的橫截面圖。模具是定義一孔徑的傳統材料成形裝置，以孔902為例，透過該孔拉動（抽動，如箭頭904所示）物體，以線906為例，以便將物體的橫截面尺寸減小到孔902的尺寸。孔902可以是錐形的，如拉絲模錐(wire drawing die taper)908所示。然而，以拉動的結果來說，物體906的長度必然增加，如陰影線標記(hatch mark)910之間增加的間距所示。長度增加是因為物體906是實心的並且實質上不可壓縮，不像可徑向壓縮的血泵100那樣有彈性。此外，傳統的拉絲模錐908要比這裡描述的錐角800或錐度比陡峭得多。

當物體906被拉過模具900時，線的體積保持不變。因此，隨著線材的直徑減小，線材906的長度必然增加。 此外，由於冷加工，拉絲過程會改變線材的材料特性。

相較之下，由於管404逐漸變細，本文所述的壓接工具400徑向彈性地壓縮（壓接）心臟泵100(heart pump)，而不損壞心臟泵100。實質上，壓接工具400減小了心臟泵100的體積，與拉絲模具不同。

[選配閂(Optional latch)]

如圖7所指出的，壓接工具400選擇性地包括閂410，以將轉移護套401的遠端部分402可釋放地限制在轂406中。圖6所示為轉移護套401的遠端部分402的放大透視圖，其顯示了機械特徵600，該機械特徵600可以被閂410接合以將遠端部分402可釋放地限制在轂406中。閂410被設定用以因應轉移護套401的遠端部分402之特徵600進入閂410而彈性變形。閂410還被設定用以在特徵600進一步插入閂410時至少部分地回彈，以機械地捕獲特徵600，以限制遠端部分402位於轂406內。閂410包括致動器，例如按鈕，使用者可以按壓致動器以使閂410彈性變形以從轂406釋放轉移護套401的特徵600。在文中會敘述到閂410的細節。

在圖4至6、17至23，以及25所示的實施例中，轉移護套401的大部分近端長度沿其長度具有相對恆定的外徑602。然而，遠端縱向部分604的外徑606小於外徑602。此外，縱向部分608的外徑610也小於轉移護套401的大部分近端部分的外徑602。在一些實施例中，外徑606與610相等；然而，在其他實施例中，外徑606與610不一定相等。

儘管對於幾個部分604、608，以及612已經用圓形橫截面形狀說明，但是也可以使用其他橫截面形狀。舉例來說，橫截面形狀可以是具有兩個平行面切口的三角形或圓形，類似於六角螺栓頭的兩側。選擇性地，或替代地，可以使用與凹凸相對的特徵，例如背脊或隆起。轂406的內徑以及／或者閂410中的開口的形狀可以適當地修改以促進轉移護套401的遠端部分402插入轂406中以及／或者藉由閂410捕獲遠端部分402。

部分604與608被另一縱向部分612縱向地彼此分開，其外徑614大於外徑606與610。在一些實施例中，外徑614等於外徑602；然而，在其他實施例中，外徑614和602不一定相等。外徑606和614的差異定義一第一肩部616。外徑614與610的差異定義第二肩部618。直徑610與602的差異定義一第三肩部620。雖然肩部616至620顯示為垂直於於轉移護套401的縱軸線622之階梯，在其他實施例中，肩部616至620中的一或更多個可以是傾斜的或彎曲的。

如上所述，圖10所示為壓接工具400的剖面圖，類似於圖7，但是沒有心臟泵100也沒有閂410。圖11所示為轂406的端視圖，圖12所示為閂410的透視圖，以及圖13所示為轂406的透視圖，沒有閂410。圖14所示為閂410的後視圖，圖15所示為閂410的局部剖面圖，以及圖16所示為閂410的前視圖。

圖17是轂406的剖面圖，沒有閂410，而轉移護套401的遠端部分402設置在轂406中。圖19至23是逐漸插入閂410中的轉移護套401的遠端部分402之透視圖。為清楚起見，在圖19至23中省略了轂406。

參考圖12，閂410包括兩個彈性弓形支柱：第一支柱1200與第二支柱1202。弓形形狀的相應凹側1204與1206彼此相對。致動器1208藉由一頸部1210與第一支柱1200以及第二支柱1202機械耦合。選擇性地，閂410包括位於致動器1208的第一與第二支柱1200、1202相對側的定位插梢(1212)。

交替的長短虛線1300（在圖12與13之間延伸）說明閂410如何被裝配到轂406中。兩個支柱1200與1202如箭頭1214 所示被彈性擠壓朝向彼此，暫時讓支柱1200與1202之間的空間變窄，因此兩個支柱1200與1202適合通過由轂406定義的孔1006（圖10與13）。定位插梢1212被裝配到底部的開口1008（圖10）中。替代地，轂406包括朝上定向的定位插梢1212，並且閂410定義一開口。一旦設置在輪轂406內，兩個支柱1200與1202至少部分地回彈到它們的原始形狀並進入由轂406定義的個別空位，例如空位(void)1302，以防止閂410無意中從轂406脫離。圖18是轂406與閂410的剖面圖，其中閂410被安裝在轂406中。

如前所述，圖14與16分別是閂410的後視圖與前視圖。第一支柱1200與第二支柱1202共同定義了它們之間的細長開口1400。如上所述，第一支柱1200與第二支柱1202是有彈性的。因此，如果在支柱1200和1202上垂直施加力，如箭頭1401所示，當支柱1200和1202（靠近定位插梢1212）的底部受到限制時，支柱1200、1202向外變形，如箭頭1403所示。另外，開口1400的中心1405略微向下移動。然而，為了本發明與申請專利範圍的目的，中心1405的垂直運動被忽略，並且假設中心1405相對於閂410保持固定。如圖18所示，轂孔1000延伸穿過開口1400，而與管孔700同軸。

再次參考圖14，每個支柱1200與1202具有各自的後表面1402或1404，並且參考圖16，每個支柱1200與1202具有各自的前表面1602或1604。開口1400從前表面1602、1604延伸連接到後表面1402、1404以定義通道(passage)1500（圖15）。通道1500逐漸變細以在後表面1402、1404比在前表面1602、1604更窄。後表面1402、1404的開口1400的寬度用1406表示，前表面1602、1604的開口1400的寬度用1605表示。從通道1500的側壁1606與1608可以看出這種錐度是明顯的。在圖16的前視圖中可見，但在圖14的後視圖中不可見。

由於這種錐形的關係，當轉移護套401的遠端部分402在前表面1200、1202（圖19）插入開口1400中的時候，在一些實施例中，遠端部分402將兩個支柱1200與1202分開，如箭頭1610（圖16與20）所示，使得支柱1200與1202變形。支柱1200與1202被設定用以因應轉移護套401的遠端部分402的插入而彈性地遠離彼此。

隨著轉移護套401的遠端部分402進一步推進（圖21）穿過開口1400，由於支柱1200與1202的彈性和變形，側壁1606與1608會靠在轉移護套401的外壁上。

如圖22所示，當轉移護套401的部分612進入開口1400時，部分612進一步彈性分離支柱1200與1202，如箭頭2200所示。也就是說，第一肩部616（圖6）使支柱1200與1202分開。在一些實施例中，轉移護套401的遠端部分402的外徑不足以使支柱1200與1202彼此遠離。相反地，支柱1200與1202首先會被第一肩部616彼此遠離。

如圖23所示，一旦轉移護套401的部分612離開開口1400，支柱1200與1202如箭頭2300所示反彈，以支撐在轉移護套401的部分608之外徑610上。部分608的縱向足夠長以接受支柱1200與1202的寬度1502（圖15）。第二肩部618（圖6與20）係定義為轉移護套401的部分的外徑610與614的變化，以限制或防止轉移護套401的縱向移動，一旦支柱1200與1202已經落入定義在肩部2000與2002之間的凹口2100（圖21）中，第三肩部620也會在支柱1200與1202已經落入凹口2100中後，限制或防止轉移護套401的縱向移動。第二肩部618定義可與閂410接合的機械特徵600，以可釋放地限制在轂406中的轉移護套401的遠端部分402。機械特徵600還包括凹口2100以及／或者第三肩部620，一旦支柱1200與1202已經落入凹口2100後，用以防止或限制轉移護套401進一步縱向行進到轂406中。

[轂（續）]

如上所述，圖10是壓接工具400的剖面圖，其中沒有顯示心臟泵100也沒有閂410。轂406的內徑（統稱為內部輪廓1010）應與轉移護套401的遠端部分402的外徑606、614、610，以及602（圖6）匹配，在轂406的內壁與遠端部分402的外壁之間留有足夠的空間，用於至少間隙配合，並考慮到預期的製造公差。

轂406在轂孔1000中定義肩部1012，其作為限制轉移護套401可插入轂孔1000中多遠的止動件。圖17所示為轂406的剖面圖，其中沒有閂410，不過轉移護套401的遠端部分402被設置在轂406中。肩部1012限制轉移護套401的遠端部分402的第一肩部616可以插入轂406中的距離。在選擇肩部1012的位置與轉移護套401的遠端縱向部分604之長度1700時，應使得當轉移護套401完全插入轂孔1000中時，也就是，第一肩部616鄰接止動件1012，轉移護套401的最遠端部分601不會到達定義在轂孔1000中的肩部1702，而是最遠端部分601與肩部1702隔開一小段距離1704。空間1704防止損壞轉移護套401的遠端部分601。

因此，將轉移護套401的遠端部分402限制在轂406中只需簡單地做到將遠端部分402插入轂孔1000中，直到第一肩部616接觸止動件1012為止。在那個插入距離，支柱1200與1202回彈，如關於圖23所討論的，並且肩部618（圖20）防止轉移護套401縱向縮回。

為了從轂406釋放遠端部分402，使用者按壓致動器1208。致動器1208被配置為由人員啟動。當裝配到轂406中時，致動器1208呈現一按鈕（舉例來說，在圖5與圖18中可見），使用者可以在箭頭1800（圖18）指示的方向上按下該按鈕。閂410的頸部1210足夠長以使致動器1208從由轂406定義的肩部1802突出一段距離1804。肩部1802限制致動器1208的向下1800行進。

如圖24與25所示，在致動器1208上向下按壓1800，同時支柱1200與1202的底部受到限制，導致支柱1202與1204向外彎曲，如箭頭2402所示，藉此增加開口1400的寬度1406。在選擇距離1804（圖18）以及支柱1202與1204的幾何形狀與材料時，會使得按壓致動器1208不超過距離1804讓開口1400至少加寬到外徑614（圖6）。因此，部分612清除通道1500的側壁1606與1608（圖16），並且遠端部分402可以從轂406中抽出，如箭頭2500所示。

沿著管404的縱軸1014（圖10）觀察，開口1400是偏心的，儘管開口1400不必是橢圓形的。 這裡的「偏心(eccentric)」是指形狀偏離圓形的程度。偏心率可以被視為主軸尺寸(major axis dimension)1408（圖14）與短軸尺寸(minor axis dimension)1406或1605（圖14與16）的比率。實質上，支柱1200與1202形成偏心徑向彈簧，藉由按壓致動器1208可以減小徑向彈簧的偏心率。

致動器1208可以被按下或不被按下。 因此，致動器1208可被視為具有啟動模式(activated mode)與非啟動模式(inactivated mode)，其中按下致動器1208將致動器置於啟動模式，而不按下或釋放致動器1208將致動器置於非啟動模式。

如上所述，按壓致動器1208導致支柱1200與1202彎曲。因此，兩個支柱1200與1202中的每一個都可以向外彎曲，如箭頭2402所示，以增加開口1400的寬度1406，藉此將轉移護套401的遠端部分402從轂406釋放，或支柱1200與1202可以呈現它們各自未彎曲形狀。因此，每個支柱1200與1202可以被認為具有啟動模式與非啟動模式，其中由於致動器1208被按壓而彎曲使得支柱1200與1202處於啟動模式，而反彈或沒有被彎曲時支柱1200與1202處於非啟動模式。

每個支柱1200與1202機械地耦接到致動器1208並且被設定用以因應致動器1208的啟動而從非啟動模式彈性地過渡到啟動模式。如所指出的，支柱1200與1202共同定義它們之間的開口1400。在支柱1200與1202的非啟動模式中，開口1400的最小尺寸1406（圖14），如沿管404的縱軸1014（圖10）觀察，小於支柱1200與1202在啟動模式下的開口。

如所指出的，將轉移護套401的遠端部分402或第一肩部616插入到轂406中會增加開口1400的寬度1406。寬度1406增加並不是因為按壓致動器1208的關係。因此，支柱1200與1202被設定為彼此彈性位移遠離，而與致動器1208的啟動無關。

儘管在此已經描述了具有對稱支柱1200與1202的閂410，但是在其他實施例中，支柱不一定是對稱的。舉例來說，柱子可以相互傾斜。第一支柱可以是弓形的，並且另一支柱可以是筆直的或具有與第一支柱不同的另一形狀。一些實施例中會有多於或少於兩個支柱。

[剝離護套(Peel-away sheath)]

在一些實施例中，如圖26所示，管狀護套401定義一個、兩個或更多個平行的縱向區域，例如區域2600，其削弱管狀護套401，以便在壓縮的心臟泵100已經從管狀護套401移除後，將管狀護套401剝離。每個區域2600，舉例來說，可以定義凹槽以減少管狀護套401的壁厚，以便在拉動耳部2602與2604時促進壁中的預定與受控的失效，如箭頭2606所示。在其他型態中，圖26的管狀護套401類似於本發明說明書其他地方描述的管狀護套401，並且對管狀護套401的描述比照適用於圖26的管狀護套。舉例來說，管狀護套401的機械特徵600可以與閂410或替代的閂接合，以將遠端部分402可釋放地限制在轂406中，如文中所述。

[替代閂(Alternative latches)]

如所指出的，閂410具有兩個彈性弓形支柱(arcuate pillar)1200與1202，使得如箭頭1401（圖4）所示垂直施加在支柱1200與1202上的力導致支柱1200與1202向外變形，如箭頭1403所示，由此增加開口1400的寬度1406，以釋放管狀護套401的機械特徵600。然而，也可以考慮使用替代的閂。

圖29所示為一第一替代閂2900。在本實施例中，當閂2900被啟動時，也就是當力1800係垂直向下施加在致動器1208時，支柱2902與2904不會發生材料變形，並且細長開口1400的寬度2906不會發生材料的變化。相反地，彈簧2910垂直壓縮，因此開口1400沿開口1400的細長軸線向下平移，如箭頭2912所示。在本實施例中，開口1400的寬度2906足以使遠端部分402的部分612穿過開口1400，而不會使支柱2902與2904實質上向外變形。也就是說，寬度2906至少等於直徑614（圖6）。

開口1400的中心1405在轂孔1000與錐形管孔700的縱軸上方。轂孔1000與管孔700的大致相對位置由虛線圓2914表示。將轉移護套401的遠端部分402插入閂2900，會因為通道1500的錐形，而使得支柱2902至2904從支柱2902至2904的前表面（對應於閂410的前表面1602至1604）向下平移到後表面（對應於閂410的後表面1402至1404）。此一向下平移壓縮彈簧2910。然而，一旦轉移護套401的部分612平移穿過開口1400，彈簧2910反彈，細長開口1400向上平移，而閂2900會捕獲機械特徵600。

藉由按壓致動器1208可釋放閂2900，以再次降低開口1400並釋放機械特徵600。在其他型態中，閂2900類似於閂410，並且對閂410的描述，可比照至閂2900。

圖30所示為第二替代閂3000。第二替代閂3000包括一螺紋壓縮配件，其可夾緊管狀護套401的遠端部分402周圍。在這種情況下，遠端部分 402不需要定義一機械特徵600。遠端部分402可以具有恆定的外徑。轂406的剩餘部分在虛線3002中示出。

圖31中所示為第三替代閂3100。第三替代閂3100包括互補的公螺紋連接器3102與母螺紋連接器3104 ，像是魯爾(Luer)連接器。兩個螺紋連接器3102或3104的其中之一連接到轂406或其中部分，並且兩個螺紋連接器3102或3104中的另一個連接到管狀護套401的遠端部分402或其中部分。在本實施例中，管狀護套401透過配合互補的公螺紋與母螺紋連接器3102與3104而可拆卸地附接到轂401。

在此也可考慮其他閂鎖機構，例如球掣子(ball detent)、彈簧鎖(snap lock)或鎖定插梢(locking pin)。

[導引器(Introducer)]

圖27所示為根據本發明的實施例的導引器2700的一部分之剖面圖。導引器2700包括導引器護套2702與轂2704。擴張器（圖中未顯示）可以與導引器2700一起使用。轂2704定義與導引器護套2702同軸的轂孔2706。轂孔的一端2705 2706耦接到導引器護套2702的近端2707。轂孔2706的另一端2708被設定用以接收與導引器護套2702大致同軸的轉移護套401之遠端部分402，與壓接工具400的轂406被設定用以接收轉移護套401的遠端部分402的方式類似。

選擇性地，在一些實施例中，轂2704包括閂410或2900，如本文關於圖4、5、7、12至16，以及18至25，或29所示，用以可釋放地限制管狀護套401的遠端部分402，如本文所述。在一些實施例中，導引器轂2704 包括一或更多個Tuohy-Borst轉接器，例如Tuohy-Borst閥2710，以可釋放地收緊導引器護套2702以及／或者轉移護套401的遠端部分402的周圍，用以可釋放地將護套401或遠端部分402保持在適當位置並提供流體密封。實質上，這種閥2710提供了螺紋壓縮配件閂。替代地，轂2704包括如本文所述的閂鎖3100。例如，導引器轂2704可包括一組合環與狹縫閥(slit valve)2712。狹縫閥部分在導引器中沒有導管110以及／或者護套401在導引器轂2704中時會密封，當轉移護套401的遠端部分402、導管110或擴張器就位時，環形閥會密封。

導入器轂2704可以根據需要包括一或更多個瓣膜以維持止血。在其他型態中，圖27的導引器轂2704類似於本發明其他地方描述的轂406，並且那些描述可比照適用於轂2704。舉例來說，轂孔2706可定義一內部輪廓，其與圖10描述的內部輪廓1010類似。替代地或附加地，內部輪廓可以與一或更多個閥以及／或者個別的閥保持器一起形成。

[易碎壓接工具(Frangible crimp tool)]

如所指出的並且如圖28所示，在一些實施例中，管狀護套401的遠端部分402可以藉由像是易碎部分(frangible portion)2800可拆卸地附接到錐形管404的近端408，而不必在錐形管404與管狀護套401之間包括一轂。管狀護套401的遠端部分402可藉由易碎部分2800同軸地耦接到錐形管404的近端408。在這些實施例中，一旦壓接泵被導管110拉入管狀護套401中時，易碎部分2800會被破壞以將管狀護套401從錐形管404中釋放出來。在易碎部分2800被破壞之前，錐形管404和管狀護套401被統稱為壓接工具2802。選擇性地，如關於圖26所討論的，管狀護套401定義一個、兩個，或更多的平行縱向區域，例如區域2600，以削弱管狀護套401，一旦從管狀護套401中取出壓縮的心臟泵100，就可以剝離管狀護套401。在其他型態中，壓接工具2802的錐形管404與管狀護套401與本文其他地方所描述的組件類似。

[方法(Methods)]

圖32所示為用以壓接血泵的方法3200之流程圖。舉例來說，方法3200可以使用在此所述的壓接工具400來實施。本方法包括將血泵設置3202在錐形縱向管孔的遠端內。管孔由細長管定義。管孔至少約30mm長。管孔的內部尺寸沿著管孔的長度從(a)至少大約在管孔遠端處的泵的最大外部尺寸到(b)在管孔的近端的直徑最大約4mm逐漸變細。

在步驟3204，血泵沿朝向管孔近端的方向平移穿過管孔，包括當血泵平移穿過管孔時使血泵的外表面與細長管的內表面接觸，藉以壓接血泵以產生壓接的血泵。

在一些實施例中，平移血泵包括將血泵拉動穿過管孔。然而，原則上，平移血泵可能涉及將血泵推過管孔。

在一些實施例中，管孔遠端的內部尺寸為至少約7mm。在一些實施例中，管孔近端的內部尺寸最大為約4mm。在一些實施例中，管孔遠端的內部尺寸為至少約7mm，管孔近端的內部尺寸最大為約4mm。在一些實施例中，管孔至少約50mm長。在一些實施例中，管孔至少約100mm長。在一些實施例中，管孔至少約170mm長。在一些實施例中，管孔至少約300mm長。

選擇性地，定義錐形管孔的管之內壁相對於管的縱軸以小於約2°的角度延伸。選擇性地，錐形管的漸縮比係被計算為(a)管孔的內徑之一變化與(b)沿管的縱軸的錐形長度之比率，該漸縮比不大於約1:14。

選擇性地，在步驟3206，管狀護套與管孔的近端實質上被同軸設置。選擇性地，在步驟3208處，壓接血泵從管的近端平移到管狀護套，而實質上不會改變壓接血泵的外部尺寸。

將壓接的血泵從管孔的近端平移3208到管狀護套可以包括：(a)將管狀護套的遠端部分可釋放地限制3210在轂中。轂附接到管的近端。轂定義與管孔同軸而穿過其中的轂孔。轂孔的一端耦接到管孔的近端。轂孔的另一端被設定用以接收與管孔實質上同軸的管狀護套之遠端部分。將壓接血泵從管孔的近端平移3208到管狀護套還可以包括：(b)將壓接血泵平移3212穿過轂孔。選擇性地，該方法進一步包括將管狀護套的遠端部分從轂釋放。

選擇性地，方法包括將壓接血泵從管狀護套移出3216並進入患者的脈管系統，並允許3218壓接血泵在脈管系統內彈性擴張。

圖33所示為用以壓接血泵的另一種方法3300的流程圖。方法3300可以使用例如關於圖28描述的壓接工具2802來實施。方法3300包括將血泵設置3302在錐形縱向管孔的遠端內。管孔由細長管定義。管的近端同軸且易碎地附接到管狀護套的遠端。管狀護套具有內部尺寸。管孔至少約30mm長。管孔具有沿管孔長度從(a)至少大約在管孔遠端處的血泵之最大外部尺寸逐漸縮小到(b)大約管孔近端的護套的內部尺寸之內部尺寸。

在步驟3304，血泵沿朝向管孔近端的方向平移穿過管孔，包括當血泵平移穿過管孔時使血泵的外表面與細長管的內表面接觸，藉此壓接血泵以產生壓接的血泵。在步驟3306，壓接血泵從管孔的近端平移到管狀護套，而實質上不會改變捲曲血泵的外部尺寸。在步驟3308，管狀護套易碎地與管分離，壓接的血泵設置在管狀護套內。

[導管標記(Catheter Indicia)]

在一些實施例中，可以在導管上提供一個或多個標記以幫助壓接、插入、定位以及／或者使用可壓縮與可擴張的血泵系統。圖34所示為血泵100的實施例，其包括導管110上的縮回標記112，縮回標記112可以在藉由壓接工具400壓接血泵與將壓接的血泵回縮到轉移護套401的期間提供協助，如文中所述。

舉例來說，在一些實施方式中，可能難以確定血泵是否已完全縮回到轉移護套中（例如，如果壓接工具400以及／或者轉移護套401是不透明的）。在此種範例中，如果血泵100沒有縮回足夠遠，那麼當從壓接工具400脫離時，部分的血泵100(blood pump)，像是尾纖106，可能會伸出轉移護套401，這可能會妨礙血泵100插入導引器，以及／或者可能導致損壞血泵100。此外，在某些情況下，轉移護套401可以包括一或更多個可能損壞血泵的內部特徵，如果血泵100被縮回而太深入轉移護套，則可能會損壞到血泵100。因此，縮回標記112可以定位在導管110上，使得當壓接血泵被拉入轉移護套401到正確或期望的位置時，縮回標記會暴露在轉移護套401的近端422的附近。如圖34所示，縮回標記112可以包括一條帶（舉例來說，圍繞導管的圓周延伸的彩色帶）。可理解的，標記可包括其他合適的視覺提示，以提示使用者停止將血泵縮回到壓接工具和轉移護套中。舉例來說，縮回標記可以包括圖片或圖標（例如停車標誌），或文字（例如「STOP」）。

如文中所述，用戶可以拉動血泵100穿過壓接工具400與耦接到壓接工具400的轉移護套401以壓接血泵100並準備將泵插入患者體內。在此過程中，看到從轉移護套的近端 422 出現的縮回標記112 ，提供了使用者應該停止拉動並且泵被正確地接收在轉移護套 401 內的視覺指示。接著，用戶可以從壓接工具400脫離轉移護套401並繼續經由導引器將壓接血泵100插入患者體內。

有鑑於前述說明，導管110上的縮回標記112的位置可以根據血泵100與轉移護套401的尺寸來選擇。舉例來說，第一標記112可以位於導管110上的一個與轉移護套401的長度相對應之位置，使得當血泵縮回到轉移護套中時，可以在轉移護套內展開的尾纖之遠端，可在轉移護套401內並與轉移護套的遠端450相鄰。在一些情況下，可以選擇回縮標記112的位置，使得當回縮標記112僅在轉移護套401的近端422之外可見時，尾纖的遠端與轉移護套401的遠端450隔開一預定距離（例如約0.1至約5cm）。然而，應可了解的是，目前的發明並沒有限制尾纖106的端部與轉移護套401的遠端450之間的任何特定間距，而回縮標記112可以定位在對應於壓接血泵100內的轉移護套401之任何適當位置處。

儘管上述將縮回標記描述為指示用戶應該停止將血泵100縮回到轉移護套401中的點，但其他方法也可能適用。舉例來說，在一些實施例中，縮回標記112可以佈置成指示「安全區」，壓接血泵100可以在該「安全區」可接收地定位在轉移護套401內，並且用戶可以停止縮回血泵，同時「安全區」的任何部分在轉移護套401的近端422之外是可見的。在此種實施例中，整個「安全區」在轉移護套之外變得可見可能表明血泵已經縮回太遠。

在一些實施例中，「安全區」可以是導管110上的細長帶。「安全區」也可以沿著導管延伸的多條帶形成。 在此種實施例中，細長帶或多條帶可以是相同的顏色，或者可以具有不同的顏色。舉例來說，在說明性實施例中，細長帶可以具有紅色、黃色，以及綠色（例如，沿著安全區的長度與導管的長度延伸）以向用戶指示他們正在接近「安全區」末端，並且用戶需要停止將導管拉入轉移護套。

再次參考圖34，在一些實施例中，血泵100(blood pump)可以包括推進標記114，推進標記114可以在壓接血泵100透過在患者脈管系統中的導引器（未描繪）插入期間協助，如上所述。舉例來說，當壓接血泵100被推進通過導引器時，壓接血泵100可以在導引器的管腔內形成流體密封。然而，當壓接血泵100從導引器的遠端出現並擴張（這可以被稱為包括管狀網狀結構102的泵外殼之「孵化(hatching)」）時，導引器的內腔不再被阻擋並且血液可通過導引器、轉移護套401回流並流出患者，結果導致不希望的出血。因此，推進標記114可以設置在導管110上，指示血泵即將出現或剛剛從導引器中出現的位置（也就是，壓縮的血泵即將「孵化」或剛剛「孵化」）。舉例來說，推進標記114可以定位在導管110上，使得當推進標記114鄰近轉移護套401的近端422時，可指示與導引器內部密封接合的血泵100的壓縮部分即將從導引器的遠端出現或剛剛出現。這提供了使用者應該將轉移護套401從導引器分離的視覺指示，使得導引器護套的轂內的一或更多個閥可以密封到導管110上並提供止血，藉此避免出血。如上所述，在一些實施例中，轉移護套401可以包括允許將其從導管110剝離與移除的特徵。在此種實施例中，當用戶看到推進標記114即將被推進到轉移護套401的近端422時，用戶可以停止推進血泵，將轉移護套401從導引器脫離，剝離轉移護套，然後繼續推進血泵穿過導引器。

如前所述，導管110上的推進標記114的位置可以根據血泵100、轉移護套401，以及導引器的尺寸來選擇。舉例來說，推進標記114可沿導管110與管狀網狀結構102於近側間隔一定距離，該距離對應於當轉移護套與導入器接合時導入器與轉移護套401的組合長度。

與縮回標記類似，推進標記114可以包括單條帶、細長帶、多條帶，或其他合適的標記，用以指示用戶何時應該將轉移護套從導引器上脫離，使得導引器的轂內的一或更多個閥可以密封到導管上。

在一些實施例中，複數個位置標記116也可以設置在導管110上，並且可以協助評估血液泵100在其被接收在患者體內時的位置。舉例來說，位置標記116可以包括以預定間隔（例如1cm間隔、2cm間隔或任何其他合適的間隔）隔開的複數條線，並且用戶可以能夠透過在推進或縮回血泵的同時觀察位置標記116來測量患者脈管系統內所需的距離，以便推進或縮回血泵。此外，在一些情況下，位置標記116可以指示在將導管插入轉移護套以及／或者導引器時導管應該被推進的有利步距。此種有利的步距(例如約2cm)可避免在導管在前進期間彎曲、屈折、扭結，或任何其他類型不希望的導管變形。

應可了解的是，本發明內容不一定限於包括形成在導管110上的標記之血泵，並且血泵可以包括縮回標記112、推進標記114以及／或者放置標記116的任何合適的組合。此外，應可了解的是，各種標記可以用任何合適的方式形成在導管上，像是透過與導管110的顏色形成對比的一種或多種顏色的移印，或蝕刻（例如雷射蝕刻）以於導管110上形成對比色以及／或者紋理。在一些情況下，導管可以在對應於各種標記的位置由不同材料以及／或者不同顏色材料形成。

儘管本發明說明書已描述了示範性實施例，但可以在不悖離本文揭示的發明概念的情況下對所示實施例進行修改與變化。舉例來說，儘管在本發明的範圍內，可以相對於所揭示的實施例敘述特定的參數值，像是支柱1200與1202的數量與形狀、管404的長度、內徑和外徑、錐度比與錐角等，所有參數的值可在很寬的範圍內變化，以適應不同的應用。 除非在上下文中另有說明，或熟悉此技藝者可以理解，像是「約」之類的術語是指在±20％以內。

在大多數實施例中，包括在申請專利範圍中，心臟泵 100與管狀護套，像是管狀轉移護套 401，是相對於壓接工具 400 的工件，而不是壓接工具400的元件。

在此用到，包括在申請專利範圍中，與項目列表結合使用的術語「以及／或者」是指列表中的一或更多個項目，也就是說，列表中的至少一個項目，但不一定是列表中的所有項目。在此用到，包括在申請專利範圍中，與項目列表結合使用的術語「或」是指列表中的一或更多個項目，也就是說，列表中的至少一個項目，但不一定是列表中的所有項目。「或」並不意味著「排他性或(exclusive or)」。

在此用到，包括在申請專利範圍中，被描述為被設定用以執行一操作「或」另一操作的元件係由一被設定用以僅執行兩個操作的其中之一的元件達成。也就是說，該元件不需要被設定用以在一種模式下執行其中一個操作，而在另一模式下執行另一操作。然而，該元件可以但不需要被設定用以執行多於一種的操作。

儘管可以參考流程圖以及／或者方塊圖來描述實施例的各方面，但是每個區塊的全部或一部分或區塊組合的功能、操作、決策等可以被組合、分離成單獨的操作或以其他順序執行。引用「模組」、「操作」、「步驟」以及類似的術語是為了方便之故，並不用以限制它們的實施。

所揭示的形態或其部分可以用本文未列出以及／或者未明確要求保護的方式組合。此外，可以適當地實施本文公開的實施例，或省略本文未特別提到的任何元件。因此，本發明不應被視為限縮於所公開的實施例。

如本文所使用的，像是「第一」、「第二」，以及「第三」之類的編號術語係用於區別各個支柱，並且不是用來指示任何特定實施例中的支柱之任何特定順序或總數。因此，舉例來說，一給定實施例可以僅包括第二支柱與第三支柱。

100:血泵 102:管狀網狀結構 104:葉輪 106:豬尾 108:流出管 110:導管 200:管狀護套 202:箭頭 300:壓接工具 302:腔室 304:區段 306:區段 308:區段 400:壓接工具 401:轉移護套 402:遠端部分 404:細長管 406:轂 408:近端 410:閂 412:把手 413:內部尺寸 414:遠端 416:尺寸 418:箭頭 420:位置 422:近端 600:機械特徵 601:最遠端部分 602:外徑 604:遠端縱向部分 606:外徑 608:縱向部分 610:外徑 612:縱向部分 614:外徑 616:第一肩部 618:第二肩部 620:第三肩部 622:縱軸線 700:管孔、錐形縱向孔 702:箭頭 704:長度 800:錐角 802:內壁 804:縱向軸線 806:圓柱形部分 808:近端彎曲部分 900:模具 902:孔 904:箭頭 906:線 908:孔 910:陰影線標記 1000:轂孔 1002:端部 1004:端部 1006:孔 1008:開口 1010:內部輪廓 1012:肩部 1014:縱軸 410:閂 1200:弓形支柱 1202:弓形支柱 1204:凹側 1206:凹側 1208:致動器 1210:頸部 1212:定位插梢 1214:箭頭 1300:虛線 1302:空位 1400:開口 1401:箭頭 1402:後表面 1403:箭頭 1404:後表面 1405:中心 1406:寬度 1408:主軸尺寸 1500:通道 1502:寬度 1602:前表面 1604:前表面 1605:寬度 1606:側壁 1608:側壁 1610:箭頭 1700:長度 1702:肩部 1704:距離 1800:箭頭 1802:肩部 1804:距離 2000:肩部 2002:肩部 2100:凹口 2200:箭頭 2300:箭頭 2402:箭頭 2500:箭頭 2600:區域 2602:耳部 2604:耳部 2606:箭頭 2700:導引器 2702:導引器護套 2704:轂 2705:端部 2706:轂孔 2707:近端 2708:端部 2710:Tuohy-Borst閥 2712:狹縫閥 2800:易碎部分 2802:壓接工具 2900:第一替代閂 2902:支柱 2904:支柱 2906:寬度 2910:彈簧 2912:箭頭 2914:虛線圓 3000:第二替代閂 3002:虛線 3100:第三替代閂 3102:公螺紋連接器 3104:母螺紋連接器 3200:方法 3202、3024、3206、3208、3210、3212、3214、3216、3218:步驟 3300:方法 3302、3304、3306、3308:步驟

配合附圖並參照以下特定實施方式的詳細說明，將可更充分地了解本發明，其中： 圖1所示為一彈性徑向可壓縮血管內血泵之側視圖； 圖2所示為圖1的血泵在從管狀護套中取出的六個階段((1)至(6))之側視圖，其中護套被縮回； 圖3所示為傳統壓接工具之透視圖，顯示了其中兩個使用階段； 圖4所示為本發明的一實施例的壓接工具的側視圖，其用於壓接彈性徑向可壓縮的人體植入導管泵，像是圖1與圖2的心臟泵，並將壓接泵轉移到管狀轉移護套中； 圖5所示為圖4的一部分之透視圖； 圖6所示為本發明的一實施例的圖4與圖5的轉移護套的遠端部分之放大透視圖，其中顯示可以由壓接工具的選配閂接合之遠端部分的特徵； 圖7所示為本發明的一實施例的圖4至圖5的壓接工具的剖面圖，其中圖1至圖2的心臟泵部分地被拉入壓接工具的管中，並且圖6的轉移護套的遠端部分插入轂中並被閂限制在轂中； 圖8所示為圖7的遠側部分的放大圖； 圖9所示為傳統模具的剖面圖； 圖10所示為本發明的一實施例的圖4與圖5的壓接工具之剖視圖，類似圖7，但沒有圖1至圖2的心臟泵也沒有圖7的閂； 圖11所示為本發明的一實施例的圖10的轂之端視圖； 圖12所示為本發明的一實施例的圖4、5與7之閂的透視圖； 圖13所示為本發明的一實施例的圖4、5、7、10與11的轂之透視圖； 圖14至圖16所示分別為本發明的一實施例的圖4、5、7與12的閂之後視圖、剖面圖與前視圖； 圖17所示為本發明的一實施例的圖4、5、7、10、11與13的轂的剖面圖，沒有圖4、5、7、12與14至16的閂，但具有圖4至圖6的轉移護套的遠端部分設置在轂中； 圖18所示為本發明的一實施例的 圖 4、5、7、10、11、13與17的轂之剖面圖 ，以及圖4、5、7、12與14至16的閂之剖面圖，其中閂被安裝在轂中； 圖19至23所示為本發明的一實施例的圖4至圖6的轉移護套之遠端部分逐漸插入圖 4、5、7、12與14至16的閂之透視圖，為了清楚起見省略了圖4、5、7、10、11、13、17與18的轂； 圖24所示為本發明的一實施例的圖4、5、7、12與14至16的閂之後視圖，與圖14所示類似； 圖25所示為本發明的一實施例的圖4至圖6的轉移護套之遠端部分從圖 4、5、7、12與14至16的閂移除之透視圖，為了清楚起見省略了圖4、5、7、10、11、13、17與18的轂； 圖26所示為本發明的一實施例的剝離護套之透視圖，其可作為圖4至7、17至23與25的管狀轉移護套； 圖27所示為本發明的一實施例的導引器的一部分之剖面圖，其可與圖4至7、17至23與25或26的管狀轉移護套耦接； 圖28所示為本發明的另一實施例的用以壓接彈性徑向可壓縮人體植入導管泵，像是圖1與圖2的心臟泵的易碎壓接工具之透視圖，該易碎壓接工具並將壓接泵轉移到管狀轉移護套中，該管狀轉移護套最初是易碎壓接工具的一部分； 圖29所示為本發明的另一個實施例的閂之後視圖； 圖30所示為本發明的又一實施例的閂之透視局部剖面圖； 圖31所示為本發明的第三替代實施例的閂之透視局部剖面圖； 圖32與圖33所示分別為本發明的各個實施例之用於壓接血泵的方法之流程圖；以及 圖34所示為一血泵之一側視圖，在與其相關聯的導管上具有縮回標記。

100:血泵

102:管狀網狀結構

104:葉輪

106:豬尾

108:流出管

110:導管

400:壓接工具

401:轉移護套

402:遠端部分

404:細長管

406:轂

408:近端

410:閂

412:把手

413:內部尺寸

414:遠端

416:尺寸

420:位置

422:近端

Claims (39)

1. 一種用以壓接一血泵以轉入一管狀護套的壓接工具，該壓接工具包含： 一細長管，其定義一錐形縱向孔，該孔至少為30mm長並具有一沿該孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在該孔的一遠端的泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)大約一在該孔的一近端處的該管狀護套之內部尺寸；以及 一附接到該管的該近端之轂，該轂定義一穿過其中與該管孔同軸之孔，該轂孔的一端係耦接到該管孔的該近端，該轂孔的另一端被設定用以接收該管狀護套的一遠端部分，該遠端部分實質上與該管孔同軸。
2. 如請求項1所述之壓接工具，其中該管孔的該遠端之該內部尺寸至少為7mm。
3. 如請求項1所述之壓接工具，其中該管孔的該近端之該內部尺寸最大為4mm。
4. 如請求項1所述之壓接工具，其中該管孔的該遠端之該內部尺寸至少為7mm，而該管孔的該近端之該內部尺寸最大為4mm。
5. 如請求項1所述之壓接工具，其中該管孔至少為50mm長。
6. 如請求項1所述之壓接工具，其中該管孔至少為100mm長。
7. 如請求項1所述之壓接工具，其中該管孔至少為170mm長。
8. 如請求項1所述之壓接工具，其中該管孔至少為300mm長。
9. 如請求項1所述之壓接工具，其中一定義該錐形管孔的該管之內壁相對於該管的一縱軸以小於2°的角度延伸。
10. 如請求項1所述之壓接工具，其中該錐形管孔的一漸縮比係被計算為一(a)該管孔的內徑之一變化與(b)沿該管的一縱軸的錐形長度的比率，該漸縮比不大於1:14。
11. 如請求項1所述之壓接工具，其中更包含一閂，該閂被設定用以可釋放地限制該管狀護套的該遠端部分在該轂孔的另一端內。
12. 如請求項1所述之壓接工具，其中該閂被設置於該轂內，該閂包含： 一第一支柱、一第二支柱，以及一致動器，該致動器被設定由一人員啟動，該致動器具有一非啟動模式與一啟動模式；其中，該第一支柱具有一非啟動模式與一啟動模式； 該第一支柱機械地耦接到該致動器並且被設定用以因應該致動器的啟動而從該非啟動模式彈性轉換到該啟動模式； 該第一與第二支柱共同定義之間的一開口，該轂孔延伸穿過該開口並與該管孔實質上同軸； 在該第一支柱的該非啟動模式下，沿該管的一縱軸觀察，該開口的一最小尺寸小於在該第一支柱的該啟動模式下的最小尺寸；以及 該第一支柱被設定用以獨立於該致動器的啟動而彈性地遠離該第二支柱移位。
13. 如請求項12所述之壓接工具，其中在該第一支柱的非啟動模式下，沿該管的一縱軸觀察，該開口的一最小尺寸小於在該管狀護套的該遠端部分的一特徵之一外部尺寸，並且在該第一支柱的該啟動模式下，該開口的該最小尺寸至少與該特徵的該外部尺寸一樣大。
14. 如請求項12所述之壓接工具，其中： 該第二支柱具有一非啟動模式和啟動模式； 該第二支柱機械地耦接到該致動器並且被設定用以因應該致動器的啟動而從該非啟動模式彈性轉換到該啟動模式； 該第一與該第二支柱是對稱的； 該第一與第二支柱中的每一個具有一第一弓形形狀； 該些第一弓形的各個凹邊彼此相對；以及 該第一與該第二支柱中的每一個被設定用以因應該致動器的啟動而從該第一弓形形狀彈性轉換到一具有一較小半徑的第二弓形形狀，使得在該第一與該第二支柱的非啟動模式下，沿該管的一縱軸觀察，該開口比在該第一與該第二支柱的啟動模式下更偏心。
15. 如請求項14所述之壓接工具，其中： 該第一支柱與該第二支柱的每一個具有一前表面與一後表面； 該開口從該些前表面延伸至該些後表面以定義一通道；以及 該通道呈錐形，在該些後表面比該些前表面窄。
16. 如請求項1所述之壓接工具，其中該閂係被設置在該轂內，該閂包括： 一致動器被設定用以由一人員啟動，該致動器具有一非啟動模式與一啟動模式；以及 一徑向彈簧機械地耦接到該致動器並且被設定用以因應該致動器的啟動而彈性增加一內部尺寸。
17. 如請求項11所述之壓接工具，其中該閂被設置於該轂內，該閂包含一螺紋壓縮配件。
18. 一種壓接一血泵的方法，該方法包含： 將該血泵設置在一由一細長管定義的一錐形縱向管孔之遠端內，該管孔至少為30mm長並具有一沿該管孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在該管孔的該遠端的該泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)在該管孔的一近端處之最大為4mm直徑；以及 使得該血泵沿一朝向該管孔的該近端之方向平移穿過該管孔，包括當該血泵平移穿過該管孔時使得該血泵的一外表面與該細長管的一內表面接觸，藉此壓接該血泵以產生一壓接的血泵。
19. 如請求項18所述之方法，其中平移該血泵包含拉動該血泵穿過該管孔。
20. 如請求項18所述之方法，其中該管孔的該遠端之該內部尺寸至少為7mm。
21. 如請求項18所述之方法，其中該管孔的該近端之該內部尺寸最大為4mm。
22. 如請求項18所述之方法，其中該管孔的該遠端之該內部尺寸至少為7mm，而該管孔的該近端之該內部尺寸最大為4mm。
23. 如請求項18所述之方法，其中該管孔至少為50mm長。
24. 如請求項18所述之方法，其中該管孔至少為100mm長。
25. 如請求項18所述之方法，其中該管孔至少為170mm長。
26. 如請求項18所述之方法，其中該管孔至少為300mm長。
27. 如請求項18所述之方法，其中一定義該錐形管孔的該管之內壁相對於該管的一縱軸以小於2°的角度延伸。
28. 如請求項18所述之方法，其中該錐形管孔的一漸縮比係被計算為一(a)該管孔的內徑之一變化與(b)沿該管的一縱軸的錐形長度之比率，該漸縮比不大於1:14。
29. 如請求項18所述之方法，其中更包含： 將一管狀護套設置成與該管孔的該近端實質上同軸；以及 將該壓接血泵從該管孔的該近端平移到該管狀護套，而實質上不會改變該壓接血泵的一外部尺寸。
30. 如請求項29所述之方法，其中： 將該壓接血泵從該管孔的該近端平移到該管狀護套包含：(a) 將該管狀護套的一遠端部分可釋放地限制在一轂內，該轂附接到該管的該近端，該轂定義一與該管孔同軸的轂孔，該轂孔的一端耦接到該管孔的該近端，該轂孔的另一端被設定用以接收該管狀護套的該遠端部分，其與該管孔實質上同軸，以及(b)將該壓接血泵平移穿過該轂孔；該方法更包含： 從該轂釋放該管狀護套的該遠端部分。
31. 如請求項29所述之方法，其中更包含： 將該壓接血泵從該管狀護套中移出並進入一患者的一脈管系統；以及 允許該壓接血泵在該脈管系統內彈性擴張。
32. 一種用以壓接一血泵的壓接工具，該壓接工具包含： 一具有一內部尺寸的管狀護套； 一細長管，其定義一錐形縱向管孔，該管孔至少為30mm長並具有一沿該管孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在該管孔的一遠端的該血泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)大約在該管孔的一近端的該管狀護套之該內部尺寸；其中 該管狀護套的一遠端同軸且易碎地附接到該管的該近端。
33. 一種用以壓接一血泵的方法，該方法包含： 將該血泵設置在由一細長管定義的一錐形縱向管孔的一遠端內，該管的一近端同軸且易碎地附接到具有一內部尺寸的一管狀護套之一遠端，該管孔至少約 30 mm長並具有一沿該管孔的長度之內部尺寸從(a)至少約一在該管孔的一遠端的該血泵之最大外部尺寸逐漸變細至(b)大約在該管孔的一近端的該管狀護套之該內部尺寸； 使得該血泵沿一朝向該管孔的該近端之方向平移穿過該管孔，包括當該血泵平移穿過該管孔時使得該血泵的一外表面與該細長管的一內表面接觸，藉此壓接該血泵以產生一壓接血泵； 將該壓接血泵從該管孔的該近端平移到該管狀護套，而實質上不改變該壓接血泵的一外部尺寸；以及 將該管狀護套從該管上易碎地分離，讓該壓接血泵被設置在該管狀護套內。
34. 一種系統包含： 一具有一近端的轉移護套； 一具有一導管的血泵，該導管具有一縮回標記，該縮回標記被佈置用以在該血泵的壓接與該血泵縮回該轉移護套內的期間提供協助；以及 一被佈置用以壓接該血泵的壓接工具； 其中，當該壓接血泵位於該轉移護套的一所需位置時，該縮回標記在轉移護套近端是近端可見的。
35. 如請求項34所述之系統，其中該縮回標記包括圍繞該導管的一部分的一圓周延伸之一或更多條帶，選擇性地，其中該縮回標記包括一細長帶。
36. 一種系統，包含： 一被佈置在一患者的脈管系統中接收的導引器； 一具有一導管的血泵，該導管具有一推進標記，該推進標記被佈置用以在穿過該導引器插入該血泵的期間提供協助；以及 一被佈置用以接收該血泵的轉移護套，該轉移護套具有一近端； 其中，當該血泵開始出現以及／或者剛從該導引器中出現時，該推進標記在該轉移護套的該近端是近端可見的。
37. 如請求項36所述之系統，其中該推進標記包括圍繞該導管的一部分的一圓周延伸之一或更多條帶，選擇性地，其中該推進標記包括一細長帶。
38. 一種方法，包含： 透過一壓接工具壓接一血泵，該血泵具有一導管，該導管具有一縮回標記與一推進標記；以及 將該壓接血泵縮回一轉移護套中，直到該縮回標記在該轉移護套的該近端是近端可見的。
39. 如請求項38所述之方法，其中更包含： 將壓接血泵推進到一被佈置成定位在一患者的脈管系統中之導引器內，直到該推進標記在該轉移護套的該近端是近端可見的。

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