CN117281570A - 一种用于输送血管支架的输送装置及输送*** - Google Patents

Abstract

本发明提供了一种用于输送血管支架的输送装置以及输送***，输送装置包括内鞘芯组件、外鞘芯组件、外鞘管以及束径导丝。束径导丝用于穿设在血管支架的束缚组内，以能够通过束缚组将血管支架绑扎于外鞘芯组件的外周。在输送装置带动血管支架移动的血管内的病变处后，束径导丝沿轴向从远端向近端依次与限位孔以及束缚组分离，使得束缚带组解除对血管支架的束缚，血管支架沿径向膨胀并紧贴动脉瘤管壁，建立血液正常循环的通道。在束径导丝穿设于束缚组时，束径导丝的远端穿设于输送装置的限位孔内，以限位束径导丝的远端，避免束径导丝的远端翘起，从而能够有效的避免束径导丝的远端对血管支架及血管组织造成损伤。

Description

一种用于输送血管支架的输送装置及输送***

技术领域

本发明涉及医疗器械领域，特别涉及一种用于输送血管支架的输送装置及输送***。

背景技术

主动脉疾病是一种严重威胁人类生命健康的心血管疾病，临床上主要表现为主动脉夹层、主动脉瘤等。人的主动脉按解剖形态分类，主要分为以下几类：升主动脉、主动脉弓、降主动脉和腹主动脉，由于各种病理的原因导致主动脉发生病变，例如高龄与高血压、动脉粥样硬化、遗传性血管病变、主动脉局部感染或外伤等，其中高血压是我国患者主动脉疾病发生的主要诱因，大概50.1％～75.9％的主动脉夹层/主动脉瘤患者有高血压病史。此外，随年龄增长，本病的发病率也增高，可能与年龄增长造成血管壁结构异常有关。

主动脉疾病的治疗通常分为两种方式，一种是外科手术，另一种是腔内介入手术。主动脉腔内介入手术对患者创伤小、安全性高、手术时间短、术后恢复快等诸多优点，使主动脉腔内介入手术成为治疗主动脉疾病的主要手段。腔内介入手术是通过输送装置将血管支架输送至病变处，然后将血管支架释放，血管支架经过自膨胀后将血流与病变部位进行隔绝，从而消除血流对病变部位动脉瘤壁的冲击，建立血液正常循环的通道。

在相关技术中，通过束径导丝对植入支架进行捆绑以径向压缩，从而便于将植入支架以压缩状态收容于输送装置的鞘管内，从鞘管中释放植入支架后植入支架能自动回复至预定形态。但是，植入支架在释放的过程中，束径导丝会对血管内壁造成损伤引发术后并发症。

发明内容

本发明的目的在于提供一种输送装置，其能够有效的避免束径导丝对血管内壁造成损伤。

为解决上述技术问题，本发明采用如下技术方案：

根据本发明的一个方面，本发明提供了一种用于输送血管支架的输送装置，包括内鞘芯组件、外鞘芯组件、外鞘管以及束径导丝；内鞘芯组件沿轴向设有限位孔；外鞘芯组件可滑动地套设于所述内鞘芯组件外周；外鞘管可滑动地套设于外鞘芯组件外周；所述外鞘管内周和所述外鞘芯组件的外周之间具有间隔而形成环形腔室；所述血管支架能够套设于所述外鞘芯组件的外周，并能够收容于所述环形腔室内；束径导丝穿设于所述外鞘管内；所述束径导丝用于可活动的穿设于所述血管支架的束缚组内，以保持所述束缚组对所述血管支架的径向收缩；所述束径导丝的远端能够穿设于所述限位孔内，并能够沿轴向从输送装置的远端向近端依次与所述限位孔以及所述束缚组分离。

在本申请的一些实施例中，所述内鞘芯组件包括沿轴向延伸的内芯管、固设在所述内芯管远端的端头、以及凸设在所述内芯管外周上的抵接件；所述限位孔开设于所述抵接件上。

在本申请的一些实施例中，所述抵接件的远端和所述端头的近端具有间隔。

在本申请的一些实施例中，所述限位孔沿轴向贯穿所述抵接件的两端。

在本申请的一些实施例中，所述外鞘芯组件包括可滑动地套设于所述内芯管外周的外芯管、以及固定于所述外芯管远端的锚定盘；所述锚定盘上开设有沿轴向贯通的定位孔，所述束径导丝的远端用于依次穿设所述定位孔和所述限位孔。

在本申请的一些实施例中，所述输送装置还包括套设于所述外芯管的支撑管，所述支撑管上开设有至少一个沿轴向贯通的穿孔，所述束径导丝的远端用于依次穿设于该穿孔、所述定位孔以及所述限位孔内。

在本申请的一些实施例中，所述输送装置还包括预埋导丝，所述预埋导丝用于沿轴向可滑动地穿设在所述外鞘管内；所述锚定盘的外周壁上开设有引导槽，所述预埋导丝的远端位于所述外鞘管外并限位于所述引导槽内，所述预埋导丝能够沿径向和所述锚定盘分离。

在本申请的一些实施例中，所述预埋导丝绕所述外鞘芯组件的轴线周向设置有多个；所述引导槽设置有多个，并与所述预埋导丝一一对应。

在本申请的一些实施例中，所述端头的外周壁上凹设形成有限位槽，所述引导槽和所述限位槽用于对所述预埋导丝进行局部限位，所述预埋导丝能够沿径向和所述端头分离。

在本申请的一些实施例中，所述支撑管上至少开设有两个沿轴向贯通的穿孔，所述束径导丝和所述预埋导丝用于分别穿设于两个所述穿孔内。

根据本发明的一个方面，本发明提供了一种输送***包括血管支架、以及上述的输送装置；所述血管支架套设于所述外鞘芯组件的外周；所述血管支架包括裸支架、以及连接在所述裸支架周侧壁上的覆膜，所述裸支架的近端可拆卸地连接在所述外鞘芯组件的远端上；所述血管支架上设置有若干用于径向收缩血管支架的束缚组。

由上述技术方案可知，本发明至少具有如下优点和积极效果：

本发明中，束径导丝用于穿设在血管支架的束缚组内，以能够通过束缚组将血管支架绑扎于外鞘芯组件的外周。在输送装置带动血管支架移动的血管内的病变处后，束径导丝沿轴向从远端向近端依次与限位孔以及束缚组分离，使得束缚带组解除对血管支架的束缚，血管支架沿径向膨胀并紧贴动脉瘤管壁，建立血液正常循环的通道。在束径导丝穿设于束缚组时，束径导丝的远端穿设于输送装置的限位孔内，以限位束径导丝的远端，避免束径导丝的远端翘起，从而能够有效的避免束径导丝的远端对血管支架及血管组织造成损伤。

附图说明

图1是本发明输送***实施例的结构示意图。

图2是本发明血管支架的结构示意图。

图3是图1中A处的放大图。

图4是本发明输送装置实施例一个视角的结构示意图。

图5是本发明输送装置实施例另一个视角的结构示意图。

图6是本发明输送装置实施例内鞘芯组件的结构示意图。

图7是本发明输送装置实施例外鞘芯组件的结构示意图。

图8是本发明输送装置实施例支撑管的结构示意图。

图9是本发明输送装置实施例的使用状态结构示意图。

附图标记说明如下：100、血管支架；110、裸支架；120、覆膜；130、线环；140、窗口；200、输送装置；210、内鞘芯组件；211、内芯管；212、端头；2121、端头主体；2122、第一凸台；2123、第二凸台；2124、第一台阶面；2125、第二台阶面；213、抵接件；214、限位槽；215、限位孔；220、外鞘芯组件；221、外芯管；222、锚定盘；2221、锚定主体；2222、限位爪；224、定位孔；225、引导槽；230、束径导丝；240、预埋导丝；250、外鞘管；260、支撑管；261、穿孔。

具体实施方式

在介入医学领域中，通常把输送装置靠近操作者的一端称为近端，而其远离操作者的一端称为远端；对于血管支架，近端是指将血管支架用于介入治疗后其靠近人体心脏的一端，远端是指血管支架用于介入治疗后其远离人体心脏的一端。

图1是本发明输送***实施例的结构示意图。

本发明的输送***包括血管支架100和用于输送血管支架100的输送装置200；血管支架100收容于输送装置200内。输送装置200可以将血管支架100植入血管目标位置，血管支架100在血管目标位置内沿径向膨胀，从而将血流和病变部位隔绝，建立血液正常循环的通道。

图2是本发明血管支架的结构示意图。

参阅图1和图2，本申请所述的血管支架，为覆膜血管支架，但本申请的输送装置的适用范围不局限于覆膜血管支架，也可用于不带覆膜的裸支架。为方便说明，本实施例以图2所示的覆膜血管支架200作为示例性说明，并不对血管支架的结构和类型进行限制。

本实施例中，血管支架100包括裸支架110、以及连接在裸支架110周侧壁上的覆膜120。

本实施例中，裸支架110能够沿径向膨胀，并带动覆膜120沿径向膨胀。裸支架110采用具有良好生物相容性的材料制成，包括但不限于镍钛合金、镍钛超弹性合金、钴铬镍钼合金、铜基形状记忆合金、铁基形状记忆合金、医用不锈钢合金或各种聚合物(例如聚降冰片烯、聚氨酯、聚乳酸共聚物等)等的一种或多种制成。覆膜120采用具有良好生物相容性的材料制成，包括但不限于机织或针织聚酯，例如聚对苯二甲酸乙二酯、聚丙交酯、聚乙交酯及其共聚物；氟化聚合物，例如聚四氟乙烯、膨体或电纺聚四氟乙烯和聚偏二氟乙烯；聚硅氧烷，例如聚二甲基硅氧烷；聚氨酯，例如聚醚聚氨酯、聚氨酯脲、聚醚聚氨酯脲、含有碳酸酯键的聚氨酯，含有硅氧烷链段的编织镍钛和聚氨酯；硅酮、超高分子量聚乙烯或其他合适材料。

裸支架110包括多圈波形环状物，多圈波形环状物沿覆膜120的轴向排布并使血管支架100整体呈筒状。各波形环状物均呈环形，波形环状物包括多个呈角度依次相连的支撑杆。“呈角度相连”是指相互连接并且形成的夹角大于0度，小于180度。多个支撑杆依次相连而形成具有起伏的波浪形式，使波形环状物能够更好地沿径向收缩或膨胀。每圈波形环状物中任意相邻两个支撑杆形成的夹角中，靠近血管支架100的近端的夹角构成波峰，靠近血管支架100的远端的夹角构成波谷。

其中一圈波形环状物位于覆膜120的近端，为了方便说明，将位于覆膜120的近端的波形环状物命名为支撑环状物。支撑环状物的波谷固定连接于覆膜120的远端侧，支撑环状物的波峰位于覆膜120的近端侧，即支撑环状物的波峰延伸出覆膜120的近端，支撑环状物的波峰相比其波谷更远离覆膜120的近端。

波形环状物为圆柱状结构，多圈波形环状物间可以具有相同或相似的波形形状；例如，波形环状物可以是Z形波、M形波、V形波、U形波、正弦型波或其它可径向压缩的结构等。可以理解的是，本实施例并不限定波形环状物的具体结构，波形环状物的波形可以根据需要设置，同时每圈波形环状物中的波形个数以及波形高度均可根据需要设置。实际制备中，可采用镍钛丝编织或镍钛管切割定型形成裸支架110，然后在裸支架110表面通过缝合或高温加压等方式将覆膜120固定在裸支架110上。

图3是图1中A处的放大图。

参阅图1至图3，覆膜120上设置有束缚组，本实施例中，以覆膜120上设置有两组束缚组举例说明，并不对束缚组的数量进行限制。两组束缚组沿覆膜120的轴向间隔设置。束缚组包括至少两个线环130，本实施例中，以束缚组包括两个线环130举例说明，并不对线环130的数量进行限制。两个线环130沿覆膜120的周向设置，线环130的一端固定连接于裸支架110，线环130的另一端为自由端。同一组束缚组中的两个线环130沿血管支架100的周向方向彼此靠近，并使得两个线环130的自由端彼此活扣连接，从而形成绑扎血管支架100的束缚带。在其他实施例中，线环130也可以固定连接于覆膜120，或者线环130同时固定连接于裸支架110以及覆膜120。

覆膜120上开设有窗口140，窗口140沿径向贯穿覆膜120；窗口140用于插接重建分支血管的分支支架(图中未示出)。本实施例中，窗口140设置为一个。在一些实施例中，窗口140沿覆膜120的周向设置为多个。

图4是本发明输送装置实施例一个视角的结构示意图。图5是本发明输送装置实施例另一个视角的结构示意图。

参阅图1至图5，输送装置200包括内鞘芯组件210、外鞘芯组件220、束径导丝230、预埋导丝240、外鞘管250以及手柄组件(图中未示出)。外鞘芯组件220沿轴向可滑动地套设于内鞘芯组件210的外周，外鞘管250可滑动地套设于外鞘芯组件220的外周，束径导丝230和预埋导丝240沿轴向可活动地穿设在外鞘管250内。

外鞘管250内周和外鞘芯组件220的外周之间具有间隔而形成环形腔室，径向收缩后的血管支架100容置于该环形腔室内。具体地，血管支架100用于套设于外鞘芯组件220的外周，将同一组束缚组中的两个线环130的自由端沿血管支架100的周向且相背的方向牵拉，直至两个线环130的自由端彼此靠近以形成环抱血管支架100的束缚带，同一组束缚组中的两个线环130的自由端在轴向形成有重叠的穿孔，束径导丝230可活动地穿设于同一组束缚组中的两个线环130形成的穿孔中，实现同一组束缚组中的两个线环130的活扣连接，使得线环130将血管支架100绑扎于外鞘芯组件220的外周，实现血管支架100的径向收缩。将束径导丝230抽离同一组束缚组中的两个线环130形成的穿孔中即可解锁血管支架100，使血管支架100自膨胀以回复至预设形态。血管支架100的支撑环状物活动连接于外鞘芯组件220。内鞘芯组件210和外鞘芯组件220上均设置有沿轴向贯通的管腔，管腔用于供导引导丝穿设，导引导丝用于建立血管内的手术通道。

在人体动脉位置穿刺血管，利用导引导丝建立手术通道；将装载有血管支架100的输送装置200沿导引导丝输送到血管病变位置。然后，通过手柄组件带动外鞘管250移动，使得外鞘管250相对于外鞘芯组件220沿轴向朝向输送装置200的近端移动，使得血管支架100暴露于血管中。再通过手柄组件带动束径导丝230向输送装置200的近端移动，束径导丝230从线环130中脱离，从而解除了束径导丝230对血管支架100的束缚，血管支架100释放并自膨胀展开，血管支架100将血流和病变部位隔绝，从而消除血流对病变部位的冲击，建立血液正常循环的通道。最后回撤导引导丝和输送装置200以完成对动脉瘤或动脉夹层的介入治疗。

本实施例中，预埋导丝240穿设在外鞘管220内且从血管支架100内部穿设窗口140，以将预埋导丝240的远端从窗口140引出，并将预埋导丝240的远端向输送装置200的远端穿出；在输送装置200带动血管支架100移动到血管内时，预埋导丝240也移动到血管内，并移动预埋导丝240，使得预埋导丝240的远端经由血管支架100的内腔从窗口140伸入分支血管内。在将输送装置200从血管中撤出时，将预埋导丝240留在人体内，不随输送装置200撤出。留在人体内的预埋导丝240作为分支血管的导引导丝，便于重建分支血管的分支支架能够沿预埋导丝240移动到分支血管内以重建分支血管。

图6是本发明输送装置实施例内鞘芯组件210的结构示意图。

参阅图1至图6，内鞘芯组件210包括沿轴向延伸的内芯管211、固设在内芯管211远端的端头212、以及凸设在内芯管211外周上的抵接件213。内芯管211为设置有管腔的管状结构。端头212为中空结构，端头212上具有沿轴向贯通两端的内腔。内芯管211的管腔与端头212的内腔相连通，一起作为导引导丝的通道。抵接件213位于端头212的近端侧，抵接件213绕内芯管211的轴线环周的设置于内芯管211的外周。

本实施例中，内芯管211一般为柔顺性佳的高分子、金属管或空腔钢缆制成，使得内芯管211能够适应一定的弯曲，从而顺应血管的形状在血管内输送。抵接件213一般为金属材质或者其他高分子材料制成。抵接件213通过焊接或粘接等方式固定在内芯管211的外周，端头212通过注塑工艺形成于内芯管211上，使得内鞘芯组件210形成一个整体。在一些实施例中，端头212和内芯管211熔固为一体。

端头212的外周在输送装置200的近端向远端的方向上为直径渐缩的锥形结构，以便于端头212在血管内的移动。端头212的外周上凹设形成有限位槽214，限位槽214沿径向且背向端头212的中心轴线的一侧开口，限位槽214沿轴向的两端贯通，限位槽214的延伸方向平行于端头212的轴线方向。限位槽214用于对穿设在外鞘管220内的预埋导丝240进行限位，并能够和预埋导丝240分离。预埋导丝240限位于限位槽214内，并能够沿轴向从限位槽214内移出，从而沿轴向和端头212分离；同时，限位槽214起到收容预埋导丝240的作用，有利于减少预埋导丝240与血管壁的摩擦。限位槽214还能够用于排水，用于连通血管支架100所在空间以便引流血管支架100排空操作的盐水。

还需要说明的是，本实施例并不限定限位槽214的具体结构，只要确保预埋导丝240能被束缚在端头212上，且在外力作用下能使预埋导丝240与端头212脱离即可。例如，在其他实施例中，限位槽214为由两个弹片组成的夹持机构，两个弹片设置在端头212上，预埋导丝240夹持在两个弹片之间，在外力作用下，使预埋导丝240从两个弹片中脱离。

本实施例中，限位槽214在端头212上设置为一个，以对应一根预埋导丝240。在一些实施例中，限位槽214在端头212的外周上绕端头212的周向分布为多个，以对应多个预埋导丝240。

端头212包括端头主体2121、第一凸台2122以及第二凸台2123；第一凸台2122固定连接于端头主体2121的近端，第二凸台2123固定连接于第一凸台2122的近端。端头主体2121、第一凸台2122以及第二凸台2123的横截面均为圆形或椭圆形，端头主体2121、第一凸台2122以及第二凸台2123同轴设置。第一凸台2122的横截面大于第二凸台2123的横截面，使得第一凸台2122和第二凸台2123形成第一台阶面2124；第一凸台2122的横截面小于端头主体的近端的横截面，使得第一凸台2122和端头主体2121形成第二台阶面2125。限位槽214的长度方向自第二凸台2123的近端朝向端头主体2121的远端延伸。组装输送***时，外鞘管250套装在外鞘芯组件220的外周，且外鞘管250的远端抵接于第二台阶面2125。

在具体的实施例中，端头主体2121近端面的外径和外鞘管250的外径相同，端头主体23121和外鞘管的衔接平滑，便于输送装置在血管内的顺畅移动，方便外鞘管250的定位，从而方便输送***的快速安装。

抵接件213的远端和第一凸台2122的近端之间具有间隔。本实施例中，抵接件213的远端和第一凸台2122的近端之间的距离约为1.5-2.5mm。当血管支架100挂钩于外鞘芯组件220上后，血管支架100近端的支撑环状物的近端向抵接件213的中心轴线方向移动，抵接件213和第一凸台2122之间的间隔起到收容支撑环状物的近端的效果。

在相关技术中，通过束径导丝对植入支架进行捆绑以径向压缩，从而便于将植入支架以压缩状态收容于输送装置的鞘管内，从鞘管中释放植入支架后，植入支架能自动回复至预定形态。但是，实际使用过程中，发现释放植入支架的过程中会对血管内壁造成损伤，经研究发现，是因为对植入支架进行径向收缩的束径导丝的远端处于裸露状态，裸露状态的束径导丝容易造成对血管内壁的损伤引发术后并发症。

为此，本实施例中，在抵接件213上开设有限位孔215，限位孔215沿端头的轴向延伸，束径导丝230的远端穿设于限位孔215内。限位孔215沿轴向贯穿抵接件213的两端，束径导丝230的远端穿出限位孔215并抵接于抵接件213。在一些实施例中，限位孔215不贯穿抵接件213的远端，束径导丝230的远端的端部位于限位孔215内。

束径导丝230穿设在外鞘管250内，且远端穿设在限位孔215内，能够限位内鞘芯组件210和外鞘芯组件220在周向上的相对运动，使内鞘芯组件210和外鞘芯组件220一体性和稳定性更强，从而使得血管支架100在术中的定位过程更稳定，有效的保证预埋导丝240在内鞘芯组件210和外鞘芯组件220之间不会发生扭曲变形。束径导丝230的远端穿设于输送装置200的限位孔215内，以限位束径导丝230的远端，避免束径导丝230的远端翘起，而能够有效的避免束径导丝230的远端对血管支架100及血管组织造成损伤。

在一些实施例中，限位孔215开设于外鞘芯组件220的远端，束径导丝230的远端穿设于限位孔215内，能够避免束径导丝230的远端翘起。

图7是本发明输送装置实施例外鞘芯组件的结构示意图。

参阅图1至图7，外鞘芯组件220可滑动地套设于内鞘芯组件210外周，并能够绕内鞘芯组件210周向转动；且外鞘芯组件220能够和内鞘芯组件210分离。外鞘芯组件220包括可滑动地套设于内芯管211外周的外芯管221以及固定于外芯管221远端的锚定盘222。

本实施例中，锚定盘222包括固定套设在外芯管221外周的锚定主体2221以及从锚定主体2221上向锚定盘222的远端延伸的多个限位爪2222，多个限位爪2222绕锚定主体2221的周向均匀分布在锚定主体2221上。锚定主体2221和多个限位爪2222既可以一体成型，也可以通过焊接的方式相连接。

限位爪2222在锚定主体2221的周向上间隔设置，血管支架100近端的支撑环状物上的各个波峰分别可分离地连接于各个限位爪2222上，每个限位爪2222对应连接一个支撑环状物的波峰，而将血管支架100的远端限位在锚定盘222上。在将外鞘芯组件220安装在内鞘芯组件210上时，限位爪2222的远端抵接于内鞘芯组件210上的第一台阶面2124，以对内鞘芯组件210和外鞘芯组件220的相对位置进行限位，方便内鞘芯组件210和外鞘芯组件220快速精确装配。

本实施例中，锚定盘222上开设有沿轴向贯通的定位孔224，定位孔224对应限位孔215设置，在内鞘芯组件210和外鞘芯组件220装配完成后，定位孔224和限位孔215的轴线重合。束径导丝230的远端依次穿设定位孔224和限位孔215，保证外鞘芯组件220组件上的血管支架100和内鞘芯组件210在周向上位置的稳定性，从而能够有效的保证血管支架100上的窗口140和端头212上的限位槽214在周向上的相对位置的稳定性。定位孔224开设于锚定主体2221上，并沿锚定盘222的轴向贯穿锚定主体2221的两端。

本实施例中，束径导丝230设置为一个，限位孔215和定位孔224分别对应为一个。在一些实施例中，束径导丝230绕内鞘芯组件210的周向间隔设置为多个；限位孔215和定位孔224分别设置有多个，并与束径导丝230一一对应。

锚定盘222的外周上对应限位槽214开设有引导槽225。引导槽225开设于锚定主体2221的外周上，并位于相邻的两个限位爪2222之间。预埋导丝240沿锚定盘222的轴向穿设引导槽225，引导槽225用于收容途经锚定盘222的局部预埋导丝240，避免预埋导丝240的远端穿设于端头212后、预埋导丝240凸出于锚定主体2221。引导槽214的设置有利于减少预埋导丝240占用环形腔室的空间，从而可以设置更小尺寸的输送装置200输送血管支架100，便于输送装置200在血管内移动。

本实施例中，预埋导丝240和引导槽225对应设置为一个。在一些实施例中，预埋导丝240绕外鞘芯组件220的周向设置有多个；引导槽225设置有多个，并与预埋导丝240一一对应。

本实施例中，锚定盘222由金属材料制成，以保证锚定盘222的结构强度。外芯管221由柔顺性佳的高分子管材或金属管或空腔钢缆制成，以使得外芯管221能够顺应一定的弯曲，以在血管内输送。锚定盘222和外芯管221通过焊接或粘接的方式连接在一起。

图8是本发明输送装置实施例支撑管的结构示意图。

参阅图1至图8，输送装置200还包括支撑管260，支撑管260可滑动地套设于外芯管221的外周，支撑管260能够绕外芯管221周向转动，支撑管260位于外鞘管250内。在血管支架100设置于外芯管221上时，支撑管260位于血管支架100的远端侧，支撑管260的远端用于和血管支架100的近端接触，从而起到支撑血管支架100的作用。在血管支架100释放过程中，由于支撑管260的远端对血管支架100的远端的顶推作用，保证了血管支架100的释放过程的稳定性。

支撑管260上开设有沿支撑管260的轴向贯通的穿孔261，束径导丝230穿设穿孔261而穿设于支撑管260。

在输送装置200上只设置有一个束径导丝230且未设置预埋导丝240时，穿孔261设置有一个，该穿孔261和对应定位孔224同轴设置，束径导丝230穿设于该穿孔261内。

在输送装置200上只设置有多个束径导丝230时且未设置预埋导丝240时，穿孔261和定位孔224对应设置为多个。

本实施例中，在输送装置200上只设置有一个束径导丝230和一个预埋导丝240，支撑管260上开设有两个穿孔261，一个穿孔261和引导槽225对应；预埋导丝240和束径导丝230沿轴向分别穿设于两个穿孔261内。束径导丝230和预埋导丝240穿设在对应的穿孔261内，以使得束径导丝230和预埋导丝240沿轴向的设置更加的稳定。束径导丝230和预埋导丝240分别能够沿轴向滑动地穿设在对应的穿孔261。

图9是本发明输送装置实施例的使用状态结构示意图。

参阅图1至图9，预埋导丝240沿轴向穿设于血管支架100内；从输送装置200的近端向远端的方向上，预埋导丝240的远端从血管支架100的内部通过窗口140穿出至血管支架100的外部。

本实施例中，预埋导丝240从支撑管260的远端穿入一个穿孔261内，然后，从穿孔261的远端穿出，并途经血管支架100的内部后从窗口140穿出血管支架100，向输送装置200的远端依次穿过引导槽225和限位槽214。在一个具体的实施例中，预埋导丝240朝向远端超出端头212的长度为1.6～2.0m。

在一个具体的实施例中，以重建左锁骨下动脉的手术为例，术前先建立股动脉-左锁骨下动脉-肱动脉的通道，然后置入输送***，在医学影像设备的辅助下，将血管支架100释放出来，再撤出输送装置200，但此时仍将预埋导丝240留在人体内不随输送装置200一同撤出。因为在血管支架100装配时预埋导丝240预先从血管支架100内腔经过，再由血管支架100的窗口140引出。因此，此时留在人体内的预埋导丝240即作为分支血管的导引导丝，便于将分支支架跟随预埋导丝240导入体内，在医学影像设备的辅助下，完成分支支架的释放，手术完成。

本实施例中，束径导丝230从支撑管260的远端穿入一个穿孔261内，然后，从穿孔261的远端穿出，并位于血管支架100的外部。束径导丝230向远端穿设多个束缚组形成的线环130、定位孔224和限位孔215。在释放血管支架100时，向输送装置200的近端拉动束径导丝230，使得束径导丝230由输送装置200的远端向近端依次和对应的束缚组形成的线环130分离，从而更加平稳的释放血管支架100，减小血管支架100释放过程中对血管的冲击。

本实施例中，束径导丝230穿设于多个束缚组形成的线环130内，以通过线环130将血管支架100绑扎于外芯管221的外周，使得血管支架100更稳定的位于环形腔室内。在输送装置200带动血管支架100移动到血管内的病变处后，束径导丝230沿轴向从远端向近端依次与限位孔215以及线环130分离，使得线环130解除对血管支架100的束缚，血管支架100沿径向自膨胀并紧贴血管壁，建立血液正常循环的通道。在束径导丝230穿设于线环130时，束径导丝230的远端被限位于输送装置200的限位孔215内，以限位束径导丝230的远端，避免束径导丝230的远端翘起，从而能够有效的避免束径导丝230的远端对血管支架100及血管组织造成损伤。

虽然已参照几个典型实施方式描述了本发明，但应当理解，所用的术语是说明和示例性、而非限制性的术语。由于本发明能够以多种形式具体实施而不脱离发明的精神或实质，所以应当理解，上述实施方式不限于任何前述的细节，而应在随附权利要求所限定的精神和范围内广泛地解释，因此落入权利要求或其等效范围内的全部变化和改型都应为随附权利要求所涵盖。

Claims (11)

1.一种用于输送血管支架的输送装置，其特征在于，包括：

内鞘芯组件，其沿轴向设有限位孔；

外鞘芯组件，其可滑动地套设于所述内鞘芯组件外周；

外鞘管，其可滑动地套设于外鞘芯组件外周；所述外鞘管内周和所述外鞘芯组件的外周之间具有间隔而形成环形腔室；所述血管支架能够套设于所述外鞘芯组件的外周，并能够收容于所述环形腔室内；以及

束径导丝，其穿设于所述外鞘管内；所述束径导丝用于可活动的穿设于所述血管支架的束缚组内，以保持所述束缚组对所述血管支架的径向收缩；所述束径导丝的远端能够穿设于所述限位孔内，并能够沿轴向从输送装置的远端向近端依次与所述限位孔以及所述束缚组分离。

2.根据权利要求1所述的输送装置，其特征在于，所述内鞘芯组件包括沿轴向延伸的内芯管、固设在所述内芯管远端的端头、以及凸设在所述内芯管外周上的抵接件；所述限位孔开设于所述抵接件上。

3.根据权利要求2所述的输送装置，其特征在于，所述抵接件的远端和所述端头的近端具有间隔。

4.根据权利要求3所述的输送装置，其特征在于，所述限位孔沿轴向贯穿所述抵接件的两端。

5.根据权利要求2所述的输送装置，其特征在于，所述外鞘芯组件包括可滑动地套设于所述内芯管外周的外芯管、以及固定于所述外芯管远端的锚定盘；所述锚定盘上开设有沿轴向贯通的定位孔，所述束径导丝的远端用于依次穿设所述定位孔和所述限位孔。

6.根据权利要求5所述的输送装置，其特征在于，所述输送装置还包括套设于所述外芯管的支撑管，所述支撑管上开设有至少一个沿轴向贯通的穿孔，所述束径导丝的远端用于依次穿设于该穿孔、所述定位孔以及所述限位孔内。

7.根据权利要求6所述的输送装置，其特征在于，所述输送装置还包括预埋导丝，所述预埋导丝用于沿轴向可滑动地穿设在所述外鞘管内；所述锚定盘的外周壁上开设有引导槽，所述预埋导丝的远端位于所述外鞘管外并限位于所述引导槽内，所述预埋导丝能够沿径向和所述锚定盘分离。

8.根据权利要求7所述的输送装置，其特征在于，所述预埋导丝绕所述外鞘芯组件的轴线周向设置有多个；所述引导槽设置有多个，并与所述预埋导丝一一对应。

9.根据权利要求7所述的输送装置，其特征在于，所述端头的外周壁上凹设形成有限位槽，所述引导槽和所述限位槽用于对所述预埋导丝进行局部限位，所述预埋导丝能够沿径向和所述端头分离。

10.根据权利要求7所述的输送装置，其特征在于，所述支撑管上至少开设有两个沿轴向贯通的穿孔，所述束径导丝和所述预埋导丝用于分别穿设于两个所述穿孔内。

11.一种输送***，其特征在于，包括血管支架、以及如权利要求1-10中任一所述的输送装置；所述血管支架套设于所述外鞘芯组件的外周；所述血管支架包括裸支架、以及连接在所述裸支架周侧壁上的覆膜，所述裸支架的近端可拆卸地连接在所述外鞘芯组件的远端上；所述血管支架上设置有若干用于径向收缩血管支架的束缚组。