TWI757005B

TWI757005B - 遞送軸管及遞送系統

Info

Publication number: TWI757005B
Application number: TW109145450A
Authority: TW
Inventors: 坂井正宗
Original assignee: 日商日本來富恩有限公司
Priority date: 2020-03-05
Filing date: 2020-12-22
Publication date: 2022-03-01
Also published as: TW202139946A; JP7214036B2; JPWO2021176673A1; WO2021176673A1

Abstract

目的在於提供一種無關於操作線之基端的拉引方向，可以使操作線沿軸管本體之軸方向移動至基端側的遞送軸管。該遞送軸管(100)，係用以將被內包於套管並被拘束成縮徑狀態的血管治療裝置之血管支架移植物部，搬運至體內之目的部位的遞送軸管，其具備軸管本體(10)、手柄(20)、前端管尖(30)及固定於手柄(20)之前端的線導引板(40)而成；在線導引板(40)係形成有軸管插通孔(44)、線插通孔(48)及分枝保持孔(46)；該軸管插通孔(44)係供軸管本體(10)插通；該線插通孔(48)係配置於軸管插通孔(44)之近旁，且能夠插通用以解除血管支架移植物部之拘束的操作線；該分枝保持孔(46)係能夠以將血管治療裝置之帶分枝人工血管部的側管之前端部予以紮束的方式來插通。

Description

遞送軸管及遞送系統

本發明係關於一種血管治療裝置的遞送軸管(delivery shaft)及遞送系統(delivery system)，更詳言之，本發明係關於一種用以將構成血管治療裝置的血管支架移植物(stent graft)部搬運至體內之目的部位的遞送軸管、以及在該遞送軸管裝設有具有血管支架移植物部的血管治療裝置而成的遞送系統。

作為治療大動脈瘤或大動脈截斷等胸部大動脈中之疾病的方法，已有進行一種人工血管置換術及血管支架移植物內插術。

在此，作為使用於置換大動脈弓部之人工血管置換術的人工血管，已知有一種四根側管從主管衍生而成的帶分枝之人工血管(參照下述專利文獻1)。

另一方面，作為使用於血管支架移植物內插術的血管支架移植物係已知有各式各樣，例如有由本申請人所提出的血管支架移植物，其為能夠藉由OSG(Open Stent Graft；開腹用血管支架移植物)法來提升治療時之便利性的結構(參照下述專利文獻2)。

最近，有由本申請人所提出的大動脈治療裝置，其為企圖技術之效率化，並使帶分枝人工血管與血管支架移植物縫合而一體化後的結構之血管治療裝置，該帶分枝人工血管係四根側管從主管衍生而成(參照下述專利文獻3)。

另一方面，作為用以將血管支架移植物搬運至體內之目的部位的裝置，已有提出一種具備導管軸管(catheter shaft)、前端管尖(tip)及套管(sleeve)而成的遞送軸管；該導管軸管係搭載自我擴張型的血管支架移植物；該前端管尖係固定於導管軸管之前端；該套管係將搭載於導管軸管的血管支架移植物拘束成縮徑狀態(參照下述專利文獻4)。

構成該遞送軸管的套管，係藉由以下所形成：以包住縮徑狀態之血管支架移植物的方式來捲繞薄片(sheet)，且利用操作線(operating wire)能夠拆線地縫合該薄片之兩側。在使搭載於該遞送軸管的血管支架移植物到達體內之目的部位之後，將操作線之基端進行拉引操作並拔出該操作線，藉此，由套管所形成的拘束就能從前端朝向基端依順序地被解除而血管支架移植物會擴張，被擴張後的血管支架移植物就會藉此而留置於目的部位。 [先前技術文獻] [專利文獻]

專利文獻1：日本特開平7-308330號公報專利文獻2：日本特開2017-23464號公報專利文獻3：日本特開2019-154666號公報專利文獻4：日本特許第6480382號公報

[發明所欲解決之課題]

在上述之專利文獻4所記載的遞送軸管中，在解除由套管所形成的拘束並使血管支架移植物擴張時，重要的是將該操作線之基端沿前述軸方向進行拉引操作，以便操作線可以沿導管軸管之軸方向(長度方向)移動。

然而，在實際的手術中，有時也要將操作線之基端朝向與導管軸管之軸方向不同的方向進行拉引操作，在該情況下，無法使操作線沿導管軸管之軸方向移動至基端側。

可認為如下：當無法使操作線沿導管軸管之軸方向移動時，就不僅無法有效率地拔出該操作線，還會在拉引操作中，使圓周方向之力作用於血管支架移植物，使得擴張後的血管支架移植物在扭轉後的狀態下留置，而在其內腔發生狹窄。

又，在藉由如專利文獻4所記載的遞送軸管來搬運如專利文獻3所記載的血管治療裝置之血管支架移植物部的情況下，係恐有帶分枝人工血管部的主管也會藉由血管支架移植物部扭轉而扭轉，變得無法將從該處衍生的側管分別與活體血管吻合，或吻合後因側管扭結(kink)而使內腔閉塞之虞。

可是，在藉由遞送軸管來搬運如專利文獻3所記載的血管治療裝置之血管支架移植物部時，係有必要在手術前後進行以下繁雜的作業：事先將搬運操作中造成妨礙的側管之前端部，用細線來綑綁紮束並且繫緊於主管，且在將血管支架移植物部留置於目的部位之後，解開綑綁後的細線等。

本發明係基於如以上的情形而開發完成。本發明之目的係在於提供一種遞送軸管，其在構成將操作線之基端進行拉引操作，並解除由套管所形成的血管支架移植物部之拘束的系統之遞送軸管中，無關於操作線之基端的拉引方向，可以使操作線沿導管軸管之軸方向移動至基端側，且不會使擴張後的血管支架移植物部在扭轉後的狀態下留置於體內。

本發明之另一目的係在於提供一種遞送軸管，其在將具備有帶分枝人工血管部的血管治療裝置之血管支架移植物部搬運至體內之目的部位時，沒有必要進行將帶分枝人工血管部的側管之前端部用細線來綑綁並繫緊於主管等之繁雜的操作。

本發明之更另一目的係在於提供一種具備有如上述之遞送軸管的遞送系統。 [解決課題之手段]

(1)本發明之遞送軸管，係用以將被內包於套管並被拘束成縮徑狀態之構成血管治療裝置的血管支架移植物部，搬運至體內之目的部位的遞送軸管，其特徵在於：具備軸管本體、前端管尖、手柄(grip)及線導引板(wire guide plate)而成；該前端管尖係裝設於前述軸管本體之前端側；該手柄係裝設於前述軸管本體之基端側；該線導引板係固定於前述手柄之前端或位於前述手柄之前端近旁的前述軸管本體；在前述線導引板，係形成有軸管插通孔及至少一個線插通孔；該軸管插通孔係供前述軸管本體插通；該至少一個線插通孔係配置於前述軸管插通孔之近旁，且能夠插通用以解除由前述套管所形成的前述血管支架移植物部之拘束的操作線。

依據如此構成的遞送軸管，則藉由將操作線之基端部插通於線插通孔，就無關於操作線之基端的拉引方向(操作員(operator)拉引操作的方向)，可以使該操作線沿軸管本體之軸方向(長度方向)移動至基端側。藉此，在操作線之基端的拉引操作中，由於欲將之扭轉的圓周方向之力實質上不作用於血管支架移植物，所以血管支架移植物不會在扭轉後的狀態下留置於體內，也不會起因於扭轉，而在血管支架移植物部之內腔發生狹窄。

在此，所謂操作線之「基端部」，係指包含操作線之「基端」，且具有某程度之長度的部分。

(2)在本發明之遞送軸管中，較佳為：前述血管治療裝置，係藉由縫合而連結前述血管支架移植物部、與至少一根側管從主管衍生而成的帶分枝人工血管部所成；在前述線導引板，係形成有能夠插通前述側管之前端部的分枝保持孔。

依據如此構成的遞送軸管，則帶分枝人工血管部的主管也不會扭轉，可以使從該主管衍生的側管指向於適當的方向，且可以使該側管分別與活體血管確實地吻合。又，藉由將構成帶分枝人工血管部的側管之前端部(在側管有複數個的情況下以將其等予以紮束的方式)插通於分枝保持孔，就可以藉由線導引板來裝卸自如地保持該側管之前端部，且沒有必要進行用細線來綑綁側管等之繁雜的作業。

(3)在上述(2)之遞送軸管中，較佳為：前述線導引板之前述分枝保持孔、與一個前述線插通孔，是配置於隔著前述軸管插通孔而相向的位置。

依據如此構成的遞送軸管，則以將構成帶分枝人工血管部的複數個側管之前端部予以紮束的方式來插通於分枝保持孔，且將操作線之基端部，插通於已配置於隔著軸管插通孔而與分枝保持孔相向的位置之線插通孔，藉此就可以使構成帶分枝人工血管部的複數個側管之前端部(束狀體)、與操作線之基端部，隔著軸管本體而對向配置。

(4)本發明之遞送系統，係具備上述(1)之遞送軸管、前述血管治療裝置、前述套管及前述操作線而成；前述血管治療裝置，係搭載於前述遞送軸管之前述軸管本體；前述套管，係內包前述血管治療裝置之前述血管支架移植物部並將之拘束成縮徑狀態；前述操作線，係藉由拉引操作其基端，來解除由前述套管所形成的前述血管支架移植物部之拘束；前述套管，係藉由利用前述操作線沿前述套管之軸方向能夠拆線地縫合矩形薄片之兩側所形成，該矩形薄片係以包覆縮徑狀態之前述血管支架移植物部的方式所捲繞；前述操作線之基端部，是插通於前述線導引板之前述線插通孔。

依據如此構成的遞送系統，則無關於操作線之基端的拉引方向，可以使該操作線，沿軸管本體之軸方向移動至基端側。藉此，在操作線之基端的拉引操作中，由於欲將之扭轉的圓周方向之力實質上不作用於血管支架移植物，所以血管治療裝置之血管支架移植物部不會在扭轉後的狀態下留置於體內，也不會起因於扭轉，而在血管支架移植物部之內腔發生狹窄。

(5)本發明之遞送系統，係具備上述(2)所述之遞送軸管、前述血管治療裝置、前述套管及前述操作線而成；前述血管治療裝置，係搭載於前述遞送軸管之前述軸管本體，且具有前述帶分枝人工血管部；前述套管，係內包前述血管治療裝置之前述血管支架移植物部並將之拘束成縮徑狀態；前述操作線，係藉由拉引操作其基端，來解除由前述套管所形成的前述血管支架移植物部之拘束；前述套管，係藉由利用前述操作線沿前述套管之軸方向能夠拆線地縫合矩形薄片之兩側所形成，該矩形薄片係以包覆縮徑狀態之前述血管支架移植物部的方式所捲繞；構成前述人工血管部的前述側管之前述前端部是藉由插通於前述分枝保持部而裝卸自如地保持於前述線導引板；前述操作線之基端部，是插通於前述線導引板之前述線插通孔。

依據如此構成的遞送系統，則帶分枝人工血管部的主管也不會扭轉，可以使從該主管衍生的側管指向於適當的方向，且可以使該側管分別與活體血管確實地吻合。又，由於可以藉由線導引板，來裝卸自如地保持該側管之前端部，所以沒有必要進行用細線來綑綁側管等之繁雜的作業。

(6)上述(5)之遞送系統，較佳為：具備上述(3)所述之遞送軸管而成；前述操作線之前述基端部，是配置於隔著前述軸管插通孔而與前述分枝保持孔相向的位置，且插通於前述線導引板之前述線插通孔。

依據如此構成的遞送系統，則可以使構成帶分枝人工血管部的複數個側管之前端部(束狀體)、與操作線之基端部，隔著軸管本體而對向配置。

(7)在本發明之遞送系統中，較佳為：前述操作線之前述基端部所插通的前述線導引板之前述線插通孔的相位、與前述矩形薄片之兩側用前述操作線所縫合的前述套管之構成部分的相位是實質上一致。

在此，所謂「相位」，係指以相對於基準位置的角度來表示遞送軸管(遞送系統)之圓周方向上的位置。依據如此構成的遞送系統，由於沿軸管本體之軸方向移動至基端側的操作線之相位不變化，所以在拉引操作中，可以確實地防止欲將之扭轉的圓周方向之力作用於血管支架移植物部。

(8)在本發明之遞送系統中，較佳是在前述前端管尖，形成有容納前述操作線之前端部並予以保持的至少一個孔。

依據如此構成的遞送系統，則在形成於前端管尖的孔容納有操作線之前端並予以保持，藉此操作線之前端就不會直接接觸到血管之內壁，且可以防止血管之內壁因操作線之前端而受傷。 [發明效果]

依據本發明的遞送軸管及遞送系統，則無關於操作線之基端的拉引方向，可以使該操作線，沿軸管本體之軸方向移動至基端側，藉此，血管支架移植物部不會在扭轉後的狀態下留置於體內，也不會起因於扭轉，而在血管支架移植物部之內腔發生狹窄。又，在將具備有帶分枝人工血管部的血管治療裝置之血管支架移植物部搬運至目的部位的情況下，帶分枝人工血管部的主管不會扭轉，而可以使從該主管衍生的側管指向於適當的方向。更且，也沒有必要進行將該帶分枝人工血管部的側管用細線來綑綁等之繁雜的作業。

＜遞送軸管＞

圖1至圖7所示之本實施形態的遞送軸管100，為用以將被內包於套管並被拘束成縮徑狀態後的大動脈治療裝置之血管支架移植物部，搬運至體內之目的部位的遞送軸管。

具備有藉由遞送軸管100所搬運之血管支架移植物部的大動脈治療裝置，為藉由縫合而連結有該血管支架移植物部、與四根側管從主管衍生而成的帶分枝人工血管部而成的血管治療裝置(參照圖11)。

該遞送軸管100，係具備軸管本體10、手柄20、前端管尖30及線導引板40而成，該手柄20係裝設於該軸管本體10之基端側，該前端管尖30係裝設於軸管本體10之前端側，該線導引板40係固定於手柄20之前端；在線導引板40，係形成有軸管插通孔44、線插通孔48及分枝保持孔46，該軸管插通孔44係供軸管本體10插通；該線插通孔48係配置於該軸管插通孔44之近旁，且能夠插通用以解除由套管所形成的血管支架移植物部之拘束的操作線；該分枝保持孔46係配置於隔著軸管插通孔44而與線插通孔48相向的位置，且可以以將構成帶分枝人工血管部的四根側管之前端部予以紮束的方式來插通。

構成遞送軸管100的軸管本體10，為具有可撓性的管狀結構體，且成為沿軸方向(長邊方向)延伸的形狀。如圖2B所示，軸管本體10，係沿軸方向從前端朝向基端，依順序地具有前端區域10A、中間區域10B及基端區域10C。

軸管本體10之前端區域10A，為供圖11所示的大動脈治療裝置(血管治療裝置)60之血管支架移植物部61裝設的區域。搭載於前端區域10A的血管支架移植物部61，係藉由圖10所示的套管70被拘束成縮徑狀態。再者，在圖10中，被內包於套管70的血管支架移植物部係未被圖示。

軸管本體10之中間區域10B，為供圖11所示的大動脈治療裝置60的人工血管部66之主管661裝設的區域。

如圖2B所示，軸管本體10之基端區域10C，為插通於線導引板40之軸管插通孔44並容納於手柄20內的區域。

如圖1、圖2A及圖2B所示，在前端區域10A與中間區域10B之間，係設置有擴口(flare)部16。該擴口部16，係具有朝向前端側外伸後的漏斗狀之形狀。藉由設置有擴口部16，就可以防止血管支架移植物部61朝向基端方向偏移。

軸管本體10之長度(全長)，通常是設為290 mm至605mm，較佳為340mm至505mm，若顯示較佳之一例則為410mm。前端區域10A之長度，係可以相應於所裝設的血管支架移植物部之長度而做適當設定，通常是設為20mm至200 mm，較佳為25mm至150mm，若顯示較佳之一例則為125 mm。中間區域10B之長度，通常是設為50mm至300mm，較佳為100mm至200mm，若顯示較佳之一例則為140mm。

前端區域10A之外徑，通常是設為1.0mm至8.0mm，較佳為1.5mm至6.0mm，若顯示較佳之一例則為3.6mm。中間區域10B之外徑，通常是設為2mm至10mm，較佳為3mm至8mm，若顯示較佳之一例則為5.0mm。擴口部16之外徑(前端中的最大徑)，係可以相應於縮徑狀態之血管支架移植物部的直徑做適當設定，通常是設為3mm至15mm，較佳為5mm至10mm，若顯示較佳之一例則為9.1mm。

如圖3A及圖3B所示，軸管本體10之中間區域10B，係具備管構件(tube member)11、被覆層12、芯材13(131、132、133、134)、補強層14及樹脂被覆層15。

如圖4A及圖4B所示，軸管本體10之前端區域10A，係具備管構件11、被覆層12及芯材13(131、132、133、134)。

軸管本體10之管構件11，係由具有沿軸方向所形成之管腔(lumen)11L的單管腔(single lumen)結構之管所構成。該管腔11L，係具有作為軸管本體10中的導引線管腔(guide wire lumen)之功能。管腔11L之直徑，通常是設為0.9mm至2.5mm，若顯示較佳之一例則為1.12mm。

作為管構件11之構成材料，例如可以列舉聚烯烴(polyolefin)、聚醯胺(polyamide)、聚醚-聚醯胺(polyether polyamide)、聚胺基甲酸酯(polyurethane)、尼龍(nylon)、聚醚-聚醯胺嵌段共聚物(polyether block amide)等的合成樹脂。

軸管本體10之被覆層12，係被覆管腔11L之內周面，且具有作為將導引線(guide wire)插通於管腔11L時的滑動材料之功能。被覆層12之厚度，通常是設為0.03mm至0.08mm。作為被覆層12之構成材料，係可以列舉PFA、PTFE等的氟系樹脂等。

軸管本體10之芯材13，為具有塑性變形性的構件，且在軸管本體10之內部，沿管構件11之軸方向延伸。芯材13，係在管構件11內互為平行地設置有四根(芯材131、132、133、134)。芯材13(131~134)為圓柱狀的構件，且設置及於軸管本體10之大致全長(前端區域10A、中間區域10B及基端區域10C之各個區域)。藉此，能充分地確保軸管本體10中的剛性，且能提升軸管本體10之操作性。

作為芯材13之構成材料係可以列舉具有塑性變形性的金屬。作為構成芯材13的金屬材料，例如可以列舉不鏽鋼(SUS)、鈦(titanium)、鈦合金、鈷鉻(cobalt-chrome)合金、鎳鉻(nickel-chromium)合金、鉻鉬(chrome molybdenum)合金、鋁(aluminum)、鋁合金、鎂(magnesium)合金、鉭(tantal)合金、鋯(zirconium)合金、金、鉑、銅、金銀鈀(palladium)合金等的金屬及合金。

軸管本體10之補強層14，為用以確保中間區域10B及基端區域10C中的剛性之補強構件。該補強層14，係在中間區域10B及基端區域10C中，以覆蓋管構件11之外周面的方式所配置。在補強層14，亦可形成有一個或複數個狹縫(slit)。補強層14之厚度，通常是0.1mm至0.3mm。作為補強層14之構成材料，例如可以列舉不鏽鋼(SUS)等的金屬材料。

軸管本體10之樹脂被覆層15，為被覆補強藏14之外周面的樹脂層。作為樹脂被覆層15之構成材料，例如可以列舉聚醚-聚醯胺嵌段共聚物等。

構成本實施形態之遞送軸管100的手柄20，係裝設於軸管本體10之基端側(基端區域10C)，且為在使用遞送軸管100時供操作員抓住(握住)的部分。該手柄20，係成為沿其軸方向延伸的形狀。

手柄20之長度，通常是設為50mm至200 mm，較佳為60mm至180mm，若顯示較佳之一例則為130 mm。手柄20之外徑，通常是設為3mm至30mm，較佳為5mm至25mm，若顯示較佳之一例則為20mm。作為手柄20之構成材料，例如可以列舉聚碳酸酯(polycarbonate)、丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物(Acrylonitrile-Butadiene-Styrene copolymer：ABS)等的合成樹脂。

構成本實施形態之遞送軸管100的前端管尖30，係裝設於軸管本體10之前端側。具體而言，如圖7所示，藉由軸管本體10(管構件11)之前端部分***於前端管尖30之內部空間30L，前端管尖30就能裝設於軸管本體10之前端側。

如圖5至圖7所示，前端管尖30，係具有：圓筒部37，其是實質上具有固定之外徑；及擴徑部31，其是連續於該圓筒部37之前端並朝向前端方向擴徑；以及實質為半球形狀的最前端部35，其是連續於該擴徑部31之前端並將該擴徑部31之最大徑作為直徑。

如圖5所示，擴徑部31之最大徑D₁ ，係與最前端部35之作為實質形狀的半球之直徑一致；擴徑部31之最小徑D₂ ，係一致於圓筒部37之外徑。

作為與最前端部35(半球)之直徑一致的擴徑部31之最大徑D₁ ，通常是設為8mm至20mm，較佳為10mm至18.4mm，若顯示較佳之一例則為11.96mm。作為最前端部35之曲率半徑R，通常是設為0.25D₁ 至0.75D₁ ，較佳為0.33D₁ 至0.67D₁ ，若顯示較佳之一例則為0.50D₁ 。

藉由擴徑部31之最大徑D₁ 為8mm以上，最前端部中的曲率半徑R為0.25D₁ 至0.75D₁ ，最前端部35就會成為具有平滑之曲面的實質半球形狀，且可以確實地防止應力集中於最前端部35之抵接部位。又，藉由擴徑部31之最大徑D₁ 為20mm以下，就可以使前端管尖30充分地插通於到達目的部位的血管(例如，大動脈下行部)。

作為一致於圓筒部37之外徑的擴徑部31之最小徑D₂ ，通常是設為2mm至7mm，較佳為3mm至6mm，若顯示較佳之一例則為4.70mm。作為擴徑部31之軸方向長度，通常是設為6mm至15mm，較佳為7mm至11mm，若顯示較佳之一例則為9.10mm。

擴徑部31中的最大徑與最小徑之比(D₁ /D₂ )較佳為1.1至10，若顯示較佳之一例則為2.54(11.96mm/ 4.70mm)。藉由D₁ /D₂ 的值為1.1以上，就可以充分地增大擴徑部31中的最大徑D₁ (最前端部35之作為實質形狀的半球之直徑)、進而最前端部35中的曲率半徑R。另一方面，藉由D₁ /D₂ 的值為10以下，就可以防止最前端部35之作為實質形狀的半球之直徑變得過大。

擴徑部31的最大徑與最小徑之差對軸方向長度L(D₁ -D₂ /L)的值較佳為0.07至3，若顯示較佳之一例則為0.80[(11.96mm-4.70mm)/9.10mm]。藉由D₁ -D₂ /L的值為0.07至3，則可以發揮本發明之效果並且形成較佳的錐(taper)形狀之擴徑部。

如圖5及圖7所示，前端管尖30的擴徑部31之擴徑率並非為固定，而是朝向前端連續地增加。藉此，擴徑部31，係成為沿前端管尖30之中心軸朝向內側彎曲後的圓錐台近似形狀(喇叭狀)。

具有如此之圓錐台近似形狀的擴徑部31的前端管尖30，係在與血管支架移植物部之前端部的適配(fitting)性方面優異，且即便在血管支架移植物部之前端抵接於擴徑部31之前端區域(擴徑率較高的區域)之外周面的狀態下將該血管支架移植物部按壓於前端方向，該血管支架移植物部之前端，仍不會超過擴徑部31與最前端部35之邊界。

如圖7所示，在前端管尖30，係形成有：內部空間30L，其是能夠供軸管本體10(管構件11)之前端部分***；以及貫通孔35L，其是連通至該內部空間30L並且開口於最前端部35之外周面。藉由被***於前端管尖30之內部空間30L的管構件11之管腔11L、與貫通孔35L而形成有前端管尖30中的導引線管腔。

如圖4B及圖7所示，在前端管尖30，係於內部空間30L之周圍以等角度間隔(60°間隔)形成有六個非貫通孔38。該非貫通孔38，為用以容納後述的操作線之前端並予以保持的孔。

作為前端管尖30之構成材料，係可以全部使用在構成先前公知之遞送軸管的前端管尖中所使用的材料，例如可以列舉軟質聚胺基甲酸酯、軟質聚醚-聚醯胺嵌段共聚物、軟質氯乙烯(vinyl chloride)、軟質聚烯烴、苯乙烯系彈性體(styrene elastomer)等的彈性體樹脂。更且，即便是無法在構成先前公知之遞送軸管的砲彈形狀之前端管尖中使用的比較硬質知材料仍可以使用。作為該種的材料，例如可以列舉硬質聚胺基甲酸酯、硬質聚醚-聚醯胺嵌段共聚物、硬質聚烯烴、聚碳酸酯、ABS樹脂、聚四氟乙烯(polytetrafluoroethylene：PTFE)、全氟烷氧基烷烴(perfluoroalkoxyalkane：PFA)、聚醚醚酮(polyetheretherketone：PEEK)等的樹脂、及鈦或不鏽鋼(SUS)等的金屬或合金、或是陶瓷(ceramics)等。

如圖1、圖2A及圖2B所示，在手柄20之前端，係固定有線導引板40。

如圖8及圖9所示，在該線導引板40，係形成有：軸管插通孔44；及線插通孔48，其是配置於該軸管插通孔44之近旁；以及分枝保持孔46，其是配置於隔著軸管插通孔44而與線插通孔48相向的位置。

如圖2B所示，在線導引板40之軸管插通孔44，係插通有軸管本體10(基端區域10C)。

線導引板40之線插通孔48，為用以插通操作線之基端部的孔。操作線，為用以解除由套管所形成的血管支架移植物部之拘束的線。

線插通孔48之孔徑，通常是設為0.25mm至2mm，若顯示較佳之一例則為0.5mm。當線插通孔48之孔徑過小時，就無法使操作線順利地插通。又，當該孔徑過大時，有時為了沿軸管本體10之軸方向移動而會損及導引操作線的功能。

線插通孔48，係配置於軸管插通孔44之近旁。作為線插通孔48與軸管插通孔44之中心軸間距離，通常是設為5mm至30mm，若顯示較佳之一例則為11mm。

線導引板40之分枝保持孔46，為以將構成帶分枝人工血管的四根側管之前端部予以紮束的方式來插通用的孔。分枝保持孔46為膠囊(capsule)(小尺寸)形；分枝保持孔46之面積，為為了可以將四根側管之前端部予以紮束並保持成裝卸自如而所需足夠的大小。在此，分枝保持孔46的長邊方向之孔徑係設為10mm至41mm，若顯示較佳之一例則為33mm。又，短邊方向之孔徑係設為9mm至40mm，若顯示較佳之一例則為21mm。

作為線導引板40之構成材料，例如可以列舉聚碳酸酯、丙烯腈-丁二烯-苯乙烯共聚物(ABS)等的合成樹脂。

依據本實施形態之遞送軸管100，則藉由將操作線之基端部插通於線插通孔48，就無關於操作線之基端的拉引方向(操作員拉引操作的方向)，可以使該操作線，沿軸管本體10之軸方向(長度方向)移動至基端側。藉此，在操作線之基端的拉引操作中，由於圓周方向之力不作用於血管支架移植物，所以血管支架移植物部不會在扭轉後的狀態下留置於體內，也不會起因於扭轉，而在血管支架移植物部之內腔發生狹窄。

又，由於連結於血管支架移植物部的帶分枝人工血管部之主管也不會扭轉，所以可以使從該主管衍生的側管指向於適當的方向，且可以使該側管分別與活體血管確實地吻合。

又，藉由將構成帶分枝人工血管部的四根前述側管之前端部予以紮束的方式來插通於分枝保持孔，就可以藉由線導引板來裝卸自如地保持該側管之前端部，且沒有必要進行用細線來綑綁側管等之繁雜的作業。

以將構成帶分枝人工血管部的四根側管之前端部予以紮束的方式來插通於分枝保持孔46，且將操作線之基端部插通於線插通孔48，藉此就可以使構成帶分枝人工血管部的四根側管之前端部(束狀體)、與操作線之基端部隔著軸管本體10而對向配置。藉此，在使用操作線時，操作線接觸到側管之虞較低，且操作線之操作性良好。更且，因側管刮擦於操作線而損傷之虞較低。

又，由於前端管尖30之最前端部35，是具有具備平滑之曲面的實質半球形狀，所以即便該最前端部35抵接於血管之內壁，仍不會使應力集中於抵接部位，且也不會因最前端部35而使血管之內壁受傷，或使附著於血管之內壁的溶菌斑(plaque)被剝離。

又，由於在前端管尖30的最前端部35之基端側，係形成有朝向前端方向擴徑(朝向基端方向縮徑)的擴徑部31；且從最前端部35之基端到達圓筒部37之前端為止的前端管尖30之直徑的變化為連續性的且平緩的，所以也不會因位於最前端部35之基端側的部分(擴徑部31及圓筒部37)而使血管之內壁受傷，或使附著於血管之內壁的溶菌斑被剝離。

又，由於連續於擴徑部31之前端而形成有半球形狀之最前端部35，且在擴徑部31與最前端部35之邊界不存在有尖銳的邊緣(edge)或段差，所以也不會因擴徑部31與最前端部35之邊界部分而使血管之內壁受傷，或使附著於血管之內壁的溶菌斑被剝離。

更且，由於在擴徑部31與最前端部35之邊界不存在有尖銳的邊緣或段差，所以在從留置於目的部位之後的擴徑狀態之血管支架移植物部61拔出遞送軸管100時，沒有前述邊界部分勾住構成血管支架移植物部61的支架之虞，且可以與朝向基端方向縮徑的擴徑部31之錐形狀相輔，而順利地拔出具備有前端管尖30的遞送軸管100。

<遞送系統>

圖10及圖12所示的本實施形態之遞送系統300，係具備上述的遞送軸管100、大動脈治療裝置60、套管70、操作線80及夾子(clip)90而成；該大動脈治療裝置60係具有血管支架移植物部(61)及人工血管部66，且搭載於遞送軸管100之軸管本體；該套管70係內包大動脈治療裝置60之血管支架移植物部(61)並將之拘束成縮徑狀態；該操作線80，係藉由拉引操作其基端81，來解除由套管70所形成的血管支架移植物部(61)之拘束；該夾子90係固定有操作線80之基端81；套管70，係藉由利用操作線80沿套管70之軸方向能夠拆線地縫合矩形薄片70S之兩側所形成，該矩形薄片70S係以包覆縮徑狀態之血管支架移植物部(61)的方式所捲繞；構成人工血管部66的四根側管662至665之前端部，是藉由在紮束後的狀態下插通於分枝保持孔46而裝卸自如地保持於線導引板40；操作線80之基端部，是插通於線導引板40之線插通孔48。

本實施形態的遞送系統300，係具備上述實施形態的遞送軸管100、大動脈治療裝置60、套管70、操作線80及夾子90。

如圖11所示，構成遞送系統300的大動脈治療裝置60，係具備：人工血管部66，其是四根側管662至665從主管661衍生而成；及血管支架移植物部61，其是藉由縫合於該人工血管部66之遠位端666而連結於該人工血管部66之遠位側；及翻轉自如的裙(skirt)狀之袖口(cuff)部63，其是以從人工血管部66之遠位端666延伸至遠位側的方式所形成，且藉由翻轉而成為從人工血管部66之遠位端666延伸至近位側的狀態(同圖所示的狀態)。

人工血管部66，為置換大動脈弓部的部分，且具有主管661、以及從該主管661衍生而成的四根側管662至665。

主管661及側管662至665，係由管狀編織物所構成。

在主管661及側管662至665，係形成有橫褶，且伸縮或彎曲較強並在耐扭結性方面優異，也容易適合人體的血管形狀。

主管661之長度(自由長度)較佳為100mm至400mm，若顯示較佳之一例則設為210mm。主管661之內徑較佳為16mm至36mm，若顯示較佳之一例則設為26mm。

從主管661衍生的側管662至665當中的三根側管係形成一群組，且從該群組偏移而配置有一根側管。

側管662至665之長度較佳為50mm至300mm，若顯示較佳之一例則設為210mm。側管662之內徑較佳為5mm至14mm，若顯示較佳之一例則設為11mm。側管663至664之內徑較佳為5mm至12mm，若顯示較佳之一例，則分別設為9mm。側管665之內徑較佳為8mm至12mm，若顯示較佳之一例則設為9mm。

作為構成人工血管部66(主管661及側管662至665)的管狀編織物，係可以使用由熱塑性樹脂纖維之紡織品或針織品所構成的管狀物，且可以較佳地使用熱塑性樹脂纖維的平紋織物。作為管狀編織物之壁厚較佳為1mm以下，更佳為0.3mm至0.7mm。

作為形成熱塑性樹脂纖維的熱塑性樹脂，係可以列舉聚乙烯(polyethylene)、聚丙烯、乙烯-α-烯烴(olefin)丙烯共聚物等的聚烯烴、聚醯胺、聚胺基甲酸酯、聚對苯二甲酸乙二酯(polyethylene terephthalate)、聚對苯二甲酸丁二醇酯(polybutylene terephthalate)、聚對苯二甲酸環己烯酯(polycyclohexane terephthalate)、聚2,6-萘二甲酸乙二酯(poly(ethylene-2,6-naphthalate))等的聚酯(polyester)、PTFE或ETFE等的氟樹脂等。此等之中，較佳是化學性穩定、耐久性良好且組織反應較少的聚對苯二甲酸乙二酯等的聚酯、PTFE或ETFE等的氟樹脂，特佳為重量平均分子量1萬至20萬、尤其是重量平均分子量1.5萬至10萬的聚酯。

人工血管部66係以膠原蛋白(collagen)或明膠(gelatin)等來進行被覆處理，藉此可以防止血液從人工血管部66漏出。

構成人工血管部66的主管661，係搭載於圖2B所示的軸管本體10之中間區域10B。

構成人工血管部66的側管662至665，其各自的前端部是在紮束後的狀態下插通於分枝保持孔46，藉此，該側管662至665能裝卸自如地保持於線導引板40。

再者，插通於分枝保持孔46的側管662至665之前端部，係可以輕易地從分枝保持孔46拉拔。

以線導引板40來保持側管662至665，藉此就可以迴避以往在手術前後進行的繁雜之作業，亦即可以迴避在搬運血管支架移植物部時，用細線來綑綁此等的側管，且在血管支架移植物部留置之後，拆開該細線等的作業。

構成大動脈治療裝置60的血管支架移植物部61，係具備：自我擴張型之血管支架(stent)611；以及覆蓋該血管支架611之外周的移植物(graft)612。再者，在圖11中，係以擴徑狀態來顯示血管支架移植物部61。又，在圖10及圖12中，雖然並未圖示被內包於套管70的縮徑狀態之血管支架移植物部，但是有圖示其外徑d₆₁ 。

血管支架移植物部61之長度較佳為60mm至210mm，若顯示較佳之一例則設為110mm。

縮徑狀態中的血管支架移植物部61之外徑d₆₁ ，係比構成遞送軸管100的前端管尖30之擴徑部31的最大徑D₁ 更小。藉此，由於縮徑狀態的血管支架移植物部61之前端，係不會與前端管尖30的擴徑部31之外周面接觸而直接接觸到血管內壁，所以可以防止因血管支架移植物部61之前端而使血管之內壁受傷。作為縮徑狀態中的血管支架移植物部61之外徑d₆₁ 較佳為9mm至18mm，若顯示較佳之一例則設為11mm。在此，外徑d₆₁ ，為被內包於套管70的縮徑狀態之血管支架移植物部61的外徑，且比內包血管支架移植物部61的套管70之外徑更小。

擴徑狀態中的血管支架移植物部61之內徑D₆₁ ，為構成遞送軸管100的前端管尖30之擴徑部31的最大徑D₁ 之80%以下。藉此，即便是在已留置於目的部位的血管支架移植物部61藉由血管內壁所壓縮並縮徑某種程度的情況下，仍可以從該血管支架移植物部61，確實地拔出具備有前端管尖30的遞送軸管100。作為擴徑狀態中的血管支架移植物部61之內徑D₆₁ 較佳為23mm至39mm，若顯示較佳之一例則設為27mm。

構成血管支架移植物部61的血管支架611之結構係未被特別限定，可以例示由鋸齒(zigzag)狀之線材所構成的筒狀結構體、將一根或複數根線材的編織品、紡織品或編結物、或是將此等組合複數個而成的筒狀之結構體、金屬製的板狀或筒狀之結構體以雷射(laser)加工等來加工而成的筒狀結構體等。

作為構成血管支架611的線材及金屬製的筒狀之結構體的材料，係可以使用不鏽鋼(stainless)、鉭、鈦、鉑、金、鎢(tungsten)等、Ni-Ti(鎳-鈦)系、Cu-Al-Ni (銅-鋁-鎳)系、Cu-Zn-Al(銅-鋅-鋁)系等之形狀記憶合金等的金屬線材等，且亦可以電鍍等的手段將金、鉑等被覆於此等之表面。

雖然構成血管支架611的線材之直徑係未被特別限定，但是較佳為0.08mm至1mm。雖然構成血管支架611之金屬製的筒狀之結構體的厚度係未被特別限定，但是較佳為0.08mm至1mm。

作為構成血管支架移植物部61的移植物612，係可以使用以擠製成形、吹製成形等的成形方法將熱塑性樹脂形成為圓筒狀之物、形成圓筒狀的熱塑性樹脂之纖維的編織物、形成圓筒狀的熱塑性樹脂之不織布、形成圓筒狀的熱塑性樹脂之薄片或多孔質薄片等。

再者，在移植物612係未形成有橫褶，藉此，能充分地確保相對於血管內壁的密接性。

作為構成移植物612的熱塑性樹脂，係可以列舉以形成構成人工血管部66(管狀編織物)的熱塑性樹脂纖維之物來例示的熱塑性樹脂。

在血管支架移植物部61(移植物612)，係未施予藉由已對人工血管部66施予之活體適合性材料所致的被覆處理。並未施予被覆處理的血管支架移植物部61，因其較為柔軟故而容易縮徑，且與血管的適配性良好，在與活體組織的親和性方面也優異。又，也不會對在縮徑狀態下長期間保存之後的擴徑動作帶來不良影響。

血管支架移植物部61，係搭載於圖2B所示的軸管本體10之前端區域10A。

構成大動脈治療裝置60的袖口部63，係藉由與人工血管部66相同的材料(編織物)，連續地形成於人工血管部66之遠位端666。

亦即，人工血管部66與袖口部63係藉由一個管狀編織物所形成。又，血管支架移植物部61，係縫合於人工血管部66之遠位端666，藉此連結於人工血管部66。藉此，大動脈治療裝置60，係成為在人工血管部66與袖口部63之一體性方面優異，且可以確實地迴避血液從人工血管部66與袖口部63之間洩漏。

構成大動脈治療裝置60的袖口部63，係在未翻轉的狀態下，以覆蓋血管支架移植物部61的近位端部之外周的方式，從人工血管部66之遠位端666延伸至遠位側；袖口部63之開口端631，係位於人工血管部66之遠位端666的遠位側。

袖口部63，為開口端631之內徑比其基端(人工血管部66的遠位端666)之內徑還大的裙狀。在此，作為袖口部63(前述管狀編織物的擴徑部分)之長度較佳為5mm至30mm，若顯示較佳之一例則為15mm。

位於基端的袖口部63之內徑，係與人工血管部66的主管661之內徑相同。位於開口端631的袖口部63之內徑較佳為16mm至47mm，若顯示較佳之一例則為28mm。又，開口端631之內徑對袖口部63的基端之內徑(人工血管部66的主管661之內徑)的比率較佳為1.05至1.3，若顯示較佳之一例則為1.08(28mm/26mm)。

藉由內徑之比率為1.05以上，則即便遠位側大動脈的近位端之形狀(尺寸)已變大仍可以輕易地進行縫合。又，也容易進行袖口部之翻轉操作。再者，當內徑之比率變得過大(開口端631之內徑＞＞基端之內徑)時，雖然與遠位側大動脈之近位端部的縫合變得困難，但是藉由內徑之比率為1.3以下，就可以輕易地進行與遠位側大動脈之近位端部的縫合。

袖口部63，係可以使之以翻捲(內周與外周成為相反)的方式來翻轉。圖11係顯示袖口部63已翻轉的狀態；翻轉後的袖口部63，係從人工血管部66之遠位端666延伸至近位側；袖口部63之開口端631，係位於人工血管部66的遠位端666之近位側。

袖口部63，係以膠原蛋白或明膠等來進行被覆處理，藉此可以防止血液從袖口部63漏出。

構成遞送系統300的套管70，為內包大動脈治療裝置60之血管支架移植物部61並將之拘束成縮徑狀態的構件。套管70，係以包住縮徑狀態之血管支架移植物部61的方式來捲繞矩形薄片(圖11所示的矩形薄片70S)，且藉由利用操作線80沿套管70之軸方向能夠拆線地縫合(平針縫)該矩形薄片之兩側所形成。

圖11所示的矩形薄片70S，係在其中心線70CL上的至少一點、較佳為基端側之一點中，藉由縫合而黏著固定於血管支架移植物部61(移植物612)之外周。藉此，在圖10所示的遞送系統300中，黏著固定於血管支架移植物部61之外周的套管70之構成部分、與將以包住縮徑狀態之血管支架移植物部61的方式所捲繞的矩形薄片70S之兩側用操作線80來縫合(平針縫)而成的套管70之構成部分，其相位是相差180°。

在此，在將側管662至664所衍生的人工血管部66之部分作為基準位置(0°)時，在套管70中，黏著固定於血管支架移植物部61之外周的構成部分之相位係成為大致0°，而用操作線80來縫合(平針縫)矩形薄片70S之兩側而成的構成部分之相位係成為大致180°。

構成遞送系統300的操作線80，係為了形成內包縮徑狀態之血管支架移植物部的套管70，而縫合(平針縫)矩形薄片70S之兩側。藉由操作線80所為的縫合係能夠拆線，且能夠藉由對操作線80之基端81進行拉引操作，來將該操作線80從套管70拔出。藉由操作線80完全被拔出，套管70就會成為原來的矩形薄片70S，而由套管70所形成之拘束被解除後的血管支架移植物部61會成為擴徑狀態。

如圖10及圖12所示，操作線80之基端部，係插通於線導引板40之線插通孔48。線導引板40之線插通孔48的相位，係與用操作線80來縫合(平針縫)矩形薄片70S之兩側而成的套管70之構成部分的相位(大致180°)實質一致。

亦即，操作線80，係從套管70之前端，直到插通於線導引板40之線插通孔48為止，其相位(周方向位置)實質上並未變化。

雖然在圖10中並未圖示，但是操作線80之前端，係容納於前端管尖30上所形成的非貫通孔38(參照圖4B及圖7)之其中任一個，藉此保持成能夠拉拔。又，在操作線80之基端81，係固定有夾子90。

構成遞送系統300的夾子90，係在圖10所示的遞送系統300之使用前的狀態中，被嵌插於套管70並位於其基端。在使用遞送系統300時，如圖12所示，夾子90是從套管70卸下；該夾子90，係成為對操作線80之基端81進行拉引操作時的握持部。

若顯示本實施形態的遞送系統300之使用方法之一例，首先，將夾子90從套管70卸下，且在使大動脈治療裝置60之袖口部63翻轉後的狀態下，將藉由套管70而拘束成縮徑狀態的血管支架移植物部61，從大動脈弓部切除後之截斷部，***於遠位側大動脈(大動脈下行部)，且壓入手柄20，將該血管支架移植物部61朝向目的部位搬運。此時，由於前端管尖30之擴徑部31的最大徑D₁ ，是比縮徑狀態之血管支架移植物部61的外徑d₆₁ 還大，所以該血管支架移植物部61之前端不會直接接觸到血管內壁，且不會因血管支架移植物部61之前端而使血管之內壁受傷。

使血管支架移植物部61到達目的部位之後，在已固定手柄20的狀態下，握持夾子90以對操作線80之基端81進行拉引操作。藉此，容納於前端管尖30之非貫通孔38後的操作線80之前端能從該非貫通孔38拉拔；之後，操作線80，係從套管70之前端朝向基端依順序地從該套管70被拉拔；套管70，係從其前端朝向基端依順序地展開並解除對血管支架移植物部之拘束；血管支架移植物部61，係從其前端朝向基端依順序地擴徑。結果，擴徑狀態之血管支架移植物部61會留置於遠位側大動脈。

此時，即便將操作線80之基端81(夾子90)，朝向與軸管本體10之軸方向不同的任意之方向進行拉引操作，仍可以使位於線導引板40之前端側的操作線80，沿軸管本體10(前端區域10A及中間區域10B)之軸方向，不使其相位變化地移動至基端側。

接著，從大動脈治療裝置60(血管支架移植物部61及人工血管部66)拔出遞送軸管100。此時，藉由前端管尖30之擴徑部31的最大徑D₁ ，為血管支架移植物部61的擴徑狀態之內徑的80%以下，則即便是留置於目的部位的血管支架移植物部61藉由血管內壁所壓縮並縮徑某種程度(例如，未被壓縮而擴徑後的情況之20%程度)的情況下，仍可以將具備有前端管尖30的遞送軸管100，從該血管支架移植物部61確實地拔出。

接著，使翻轉著的袖口部63之開口端631的位置與遠位側大動脈之近位端的位置大致一致。其次，使血管支架移植物部61擴徑並使其留置於遠位側大動脈。之後，藉由用縫合線來縫合遠位側大動脈之近位端部、與袖口部63，來使遠位側大動脈與人工血管部66吻合。

依據本實施形態的遞送系統300，由於在線導引板40之線插通孔48插通有操作線80之基端部，所以無關於藉由操作員所致的基端81之拉引方向，可以使該操作線80，沿軸管本體10(前端區域10A及中間區域10B)之軸方向移動至基端側。藉此，在操作線80之基端81的拉引操作中，由於圓周方向之力不作用於大動脈治療裝置60之血管支架移植物部61，所以血管支架移植物部61不會在扭轉後的狀態下留置於體內，也不會起因於扭轉而在血管支架移植物部61之內腔發生狹窄。

又，連結於血管支架移植物部61的人工血管部66之主管661也不會扭轉，而可以使從該主管661衍生的側管662至665指向於適當的方向，且可以使該側管662至665分別與活體血管確實地吻合。

又，由於可以將構成人工血管部66的側管662至665之前端部藉由線導引板40來保持成裝卸自如，所以沒有必要進行用細線來綑綁側管等的手術前後之繁雜的作業。

又，可以使構成人工血管部66的側管662至665之前端部(束狀體)、與操作線80之基端部，隔著遞送軸管100之軸管本體10而對向配置。

又，由於操作線80之基端部所插通的線插通孔48之相位、與矩形薄片70S之兩側用操作線80所縫合的套管70之構成部分的相位是實質上一致，藉此沿軸管本體10之軸方向移動至基端側的操作線80之相位就不變化，所以在拉引操作中，可以確實地防止欲將之扭轉的圓周方向之力作用於血管支架移植物部61。

又，在構成遞送系統300的血管治療裝置60中，側管662至664所衍生的人工血管部66之部分、與矩形薄片70S所黏著固定的血管支架移植物部61之部分，是位於大致相同的相位(周方向位置)，所以在血管支架移植物部61已留置於遠位側大動脈時，矩形薄片70S係配置於遠位側大動脈之大彎側。在此，因已留置的血管支架移植物部61，在大彎側係不會往軸方向收縮，故而矩形薄片70S也不會變皺而是在伸長後的狀態下配置。藉此，矩形薄片70S，係可以對血管之內壁確保充分的密接性。

以上，雖然已說明有關本發明的遞送軸管及遞送系統之實施形態，但是本發明並非被限定於此等，而是能夠進行各種的變更。例如，在構成遞送軸管的線插通孔，亦可形成有複數個線插通孔。又，構成遞送系統的血管治療裝置之人工血管部亦可不具有側管。又，構成遞送系統的血管治療裝置，亦可僅由血管支架移植物部所構成。又，亦可在軸管本體及前端管尖不形成有導引線管腔。又，前端管尖之形狀係不被特別限定，亦可為砲彈形。

10:軸管本體

10A:前端區域

10B:中間區域

10C:基端區域

11:管構件

11L:管腔

12:被覆層

13(131~134):芯材

14:補強層

15:樹脂被覆層

16:擴口部

20:手柄

30:前端管尖

30L:貫通孔

31:擴徑部

35:最前端部

37:圓筒部

38:非貫通孔

40:線導引板

44:軸管插通孔

46:分枝保持孔

48:線插通孔

60:血管治療裝置

61:血管支架移植物部

63:袖口部

66:人工血管部

70:套管

70CL:矩形薄片之中心線

70S:矩形薄片

80:操作線

81:操作線之基端

90:夾子

100:遞送軸管

300:遞送系統

611:血管支架

612:移植物

631:袖口部之開口端

661:主管

662~665:側管

666:人工血管部之遠位端

D₁:最大徑

D₂:最小徑

D₆₁:內徑

d₆₁:外徑

R:曲率半徑

[圖1]係本發明之一實施形態的遞送軸管之立體圖。 [圖2A]係圖1所示的遞送軸管之前視圖。 [圖2B]係圖1所示的遞送軸管之縱剖視圖。 [圖3A]係圖1所示的遞送軸管之端視圖(圖2A之III-III端視圖)。 [圖3B]係圖1所示的遞送軸管之橫剖視圖(圖2A之III-III剖視圖)。 [圖4A]係圖1所示的遞送軸管之端視圖(圖2A之IV-IV端視圖)。 [圖4B]係圖1所示的遞送軸管之橫剖視圖(圖2A之IV-IV剖視圖)。 [圖5]係圖1所示的遞送軸管之部分放大前視圖(圖2A之V部詳細圖)。 [圖6]係圖5之VI-VI箭視圖。 [圖7]係圖5之VII-VII剖視圖。 [圖8]係構成圖1所示之遞送軸管的線導引板之說明圖。 [圖9]係圖8所示的線導引板之剖視圖(IX-IX剖視圖)。 [圖10]係本發明之一實施形態的遞送系統之前視圖。 [圖11]係構成圖10所示之遞送系統的大動脈治療裝置之前視圖。 [圖12]係本發明之一實施形態的遞送系統之前視圖。