血流導(dǎo)向裝置及其實(shí)現(xiàn)方法
【專利摘要】一種醫(yī)療輔助器械領(lǐng)域的血流導(dǎo)向裝置及其實(shí)現(xiàn)方法，該裝置為筒狀鏤空結(jié)構(gòu)，其平面展開結(jié)構(gòu)由多個(gè)平行并列的周向單元模塊組成，每個(gè)周向單元包括兩個(gè)鏡像對(duì)稱的等高波浪線結(jié)構(gòu)；等高波浪線結(jié)構(gòu)為一根由若干組頂點(diǎn)和直桿組成的等高波浪線。本發(fā)明具有可變的表面覆蓋率，從而解決旁支血管覆蓋問題，同時(shí)該血流導(dǎo)向裝置采用激光切割工藝制作，具有較大的徑向支撐力變化范圍。
【專利說明】
血流導(dǎo)向裝置及其頭現(xiàn)方法
技術(shù)領(lǐng)域
[0001] 本發(fā)明涉及的是一種醫(yī)療輔助器械領(lǐng)域的技術(shù)，具體是一種可用于靶向治療顱內(nèi) 動(dòng)脈瘤的血流導(dǎo)向裝置及其實(shí)現(xiàn)方法。
【背景技術(shù)】
[0002] 顱內(nèi)動(dòng)脈瘤，又稱腦動(dòng)脈瘤，是發(fā)生在腦血管壁上的薄弱區(qū)域。它不是通常意義下 的腫瘤，而是腦動(dòng)脈壁的局部異常膨出，以至于在血管壁上形成一個(gè)囊狀空心瘤體。但有時(shí) 動(dòng)脈瘤會(huì)呈現(xiàn)其他更復(fù)雜的形態(tài)（例如紡錘形），使病變影響區(qū)域更大，加大治療難度。當(dāng) 形成突起的動(dòng)脈瘤瘤體與周圍血管或者腦組織發(fā)生接觸時(shí)，其施加給周圍正常組織的壓力 會(huì)引起長(zhǎng)期頭痛等癥狀。如不及時(shí)治療，動(dòng)脈瘤會(huì)在血液壓力作用下破裂，從而引起高致命 性的蛛網(wǎng)膜下大出血。
[0003] 顱內(nèi)動(dòng)脈瘤是一種常見的疾病。世界上大約5%的成年人口有顱內(nèi)動(dòng)脈瘤。顱內(nèi) 動(dòng)脈瘤破裂導(dǎo)致的蛛網(wǎng)膜下出血，其死亡率高達(dá)30 - 40 %，如不及時(shí)治療，很快會(huì)發(fā)生第二 次出血，其死亡率為50%，即使生還，也很可能導(dǎo)致偏癱。
[0004] 目前治療顱內(nèi)動(dòng)脈瘤的主要手段包括：動(dòng)脈瘤夾閉術(shù)，彈簧圈栓塞和支架輔助的 彈簧圈栓塞。動(dòng)脈瘤夾閉術(shù)需要通過外科開顱手術(shù)來實(shí)現(xiàn)，手術(shù)時(shí)間長(zhǎng)、難度大、危險(xiǎn)性較 高，尤其不適合年老和有并發(fā)癥的患者。彈簧圈栓塞為血管介入治療。醫(yī)生先通過微創(chuàng)手 術(shù)將一根微導(dǎo)管伸入動(dòng)脈瘤的瘤體中，然后將鉑合金彈簧圈填入瘤體，當(dāng)彈簧圈填滿了瘤 體之后，血液將不再流入瘤體，從而防止動(dòng)脈瘤破裂。在動(dòng)脈瘤瘤體較大、瘤頸較寬的情況 下，彈簧圈有可能從瘤體中掉出，在這種情況下，不但不能起到治療動(dòng)脈瘤的作用，還會(huì)導(dǎo) 致動(dòng)脈栓塞。為了解決這個(gè)問題，支架被用于輔助彈簧圈栓塞治療。治療過程為：首先支 架在預(yù)緊縮狀態(tài)下由導(dǎo)管送至病變處并釋放，一旦支架展開后會(huì)在動(dòng)脈瘤瘤頸處形成一道 金屬網(wǎng)，然后將彈簧圈經(jīng)由金屬網(wǎng)間隙送入動(dòng)脈瘤瘤體內(nèi)，形成致密栓塞?？梢钥吹剑Ъ?在該治療手段中的作用并不是直接治療動(dòng)脈瘤，而是確保彈簧圈能夠長(zhǎng)期留在動(dòng)脈瘤瘤體 內(nèi)。由于上述應(yīng)用特點(diǎn)，現(xiàn)有顱內(nèi)動(dòng)脈瘤支架采用較開放式的管壁設(shè)計(jì)，其目的是為了使彈 簧圈能夠順利通過網(wǎng)間縫隙進(jìn)入動(dòng)脈瘤瘤體內(nèi)。但是，加入支架之后大大增加了手術(shù)的難 度和時(shí)間，因?yàn)獒t(yī)生首先要植入支架，然后將彈簧圈通過支架壁間隙送入動(dòng)脈瘤瘤體內(nèi)。此 外，雖然這種技術(shù)能在一定程度上解決僅用彈簧圈治療時(shí)遇到的問題，但是當(dāng)遇到瘤體較 大或者非囊狀瘤體的動(dòng)脈瘤時(shí)，利用彈簧圈栓塞就無法達(dá)到治療目的。
[0005] 在彈簧圈栓塞這種治療方式中存在的問題可歸納如下：
[0006] 1)手術(shù)時(shí)間較長(zhǎng)。特別是在動(dòng)脈瘤瘤體較大、瘤頸較寬的情況下，有可能無法使彈 簧圈在瘤體內(nèi)達(dá)到致密度要求，從而不能實(shí)現(xiàn)完全栓塞。
[0007] 2)密度低的彈簧圈形成的填充體在血液的作用下縮小，從而對(duì)動(dòng)脈瘤壁產(chǎn)生沖 擊，使其更易破裂。
[0008] 3)由于有彈簧圈存在，術(shù)后動(dòng)脈瘤瘤體不會(huì)消除。
[0009] 4)無法治療非囊狀及位于血管交叉部位的動(dòng)脈瘤。
[0010] 盡管存在上述問題，但由于其創(chuàng)口較小、危險(xiǎn)性較低，血管介入治療方法已成為腦 動(dòng)脈瘤治療的首選。隨著栓塞材料和栓塞技術(shù)的不斷改善，彈簧圈栓塞已逐漸取代動(dòng)脈瘤 夾閉術(shù)成為顱內(nèi)動(dòng)脈瘤主流治療方式。
[0011] 近年來，出現(xiàn)了一種新的血管介入治療顱內(nèi)動(dòng)脈瘤的方法，即血流導(dǎo)向裝置。其本 質(zhì)上是一種高表面覆蓋率的支架，工作原理是在動(dòng)脈瘤瘤頸處形成一扇"閘門"，直接阻止 血液流入動(dòng)脈瘤瘤體內(nèi)，一旦瘤體內(nèi)血流被切斷，血栓會(huì)在瘤體內(nèi)逐漸形成，同時(shí)內(nèi)膜細(xì)胞 會(huì)在支架網(wǎng)格上生長(zhǎng)，從而重建正常的血管內(nèi)壁。相對(duì)于彈簧圈栓塞，血流導(dǎo)向裝置具有下 列優(yōu)勢(shì)：1)由于動(dòng)脈瘤瘤體內(nèi)沒有金屬絲，血栓會(huì)逐漸被機(jī)體吸收，從而消除占位效應(yīng)；2) 不但適用于傳統(tǒng)的囊性動(dòng)脈瘤，而且適用于彈簧圈難以治療的巨型囊性動(dòng)脈瘤、梭型動(dòng)脈 瘤和夾層動(dòng)脈瘤；3)手術(shù)時(shí)間短，病人所接受的輻射劑量顯著降低。
[0012] 目前市場(chǎng)上已有的血流導(dǎo)向裝置主要為Covedien/ev3的Pipeline Embolization Device (PED)，如圖1所不和Balt Extrusion的SILK stent，如圖2所不。PED是唯一獲得 美國(guó)FDA批準(zhǔn)的血流導(dǎo)向裝置。它們均采用編織結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)，支架整個(gè)表面具有均勻的覆蓋 率。這樣的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)帶來的主要問題包括：1)均勻的表面覆蓋率會(huì)導(dǎo)致動(dòng)脈瘤附近旁支血 管的堵塞；2)編織結(jié)構(gòu)的徑向支撐力，從而導(dǎo)致支架移位、支架內(nèi)狹窄等問題。
[0013] 經(jīng)過對(duì)現(xiàn)有技術(shù)的檢索發(fā)現(xiàn)，中國(guó)專利文獻(xiàn)號(hào)CN102784019A公開（公告）日 2012. 11. 21，公開了一種腦動(dòng)脈瘤支架系統(tǒng)及其制備方法，設(shè)有覆膜支架和內(nèi)支撐支架，覆 膜支架在自由狀態(tài)形狀為圓筒狀，內(nèi)支撐支架在自由狀態(tài)形狀為網(wǎng)狀圓筒形，覆膜支架套 置在內(nèi)支撐支架外。該技術(shù)將鎳鈦合金管切割成網(wǎng)孔狀擴(kuò)張成鎳鈦合金支架，將聚四氟乙 烯膜、鎳鈦合金支架熱熔制成覆膜支架，將鎳鈦合金管切割成網(wǎng)孔狀擴(kuò)張成內(nèi)支撐支架。但 該技術(shù)采用覆膜可導(dǎo)致以下問題：
[0014] 1)覆膜支架的一個(gè)常見問題是覆膜退化，從而導(dǎo)致動(dòng)脈瘤再充血。
[0015] 2)在收縮時(shí)，覆膜與金屬支架之間無法協(xié)調(diào)變形，導(dǎo)致覆膜在收縮狀態(tài)下拉伸變 形，從而增加覆膜破裂的風(fēng)險(xiǎn)。
[0016] 3)覆膜導(dǎo)致支架的柔順性下降，尤其在彎曲血管中釋放支架時(shí)，有可能發(fā)生屈曲。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0017] 本發(fā)明針對(duì)現(xiàn)有血流導(dǎo)向裝置存在的上述不足，提出一種血流導(dǎo)向裝置及其實(shí)現(xiàn) 方法，具有可變的表面覆蓋率，從而解決旁支血管覆蓋問題，同時(shí)該血流導(dǎo)向裝置采用激光 切割工藝制作，具有較大的徑向支撐力變化范圍。
[0018] 本發(fā)明是通過以下技術(shù)方案實(shí)現(xiàn)的：
[0019] 本發(fā)明涉及一種血流導(dǎo)向裝置，為筒狀鏤空結(jié)構(gòu)，其平面展開結(jié)構(gòu)由多個(gè)平行并 列的周向單元模塊組成，每個(gè)周向單元包括兩個(gè)鏡像對(duì)稱的等高波浪線結(jié)構(gòu)。
[0020] 所述的等高波浪線結(jié)構(gòu)為一根由若干組頂點(diǎn)和直桿組成的等高波浪線，每一段直 桿與中心參考線所夾銳角α決定了該段直桿所在位置的覆蓋率η，^ = _，其中山是該 段直桿的長(zhǎng)度，w是該段直桿的寬度，是該段直桿在中心參考線上投影的長(zhǎng)度，h是所述 等高波浪線的高度，當(dāng)所述銳角α接近90°時(shí)，對(duì)應(yīng)該段直桿的覆蓋率η也就越高。
[0021] 所述的兩個(gè)鏡像對(duì)稱的等高波浪線結(jié)構(gòu)之間的對(duì)應(yīng)頂點(diǎn)相連；所述的平行并列的 周向單元模塊與相鄰周向單元模塊中的等高波浪線結(jié)構(gòu)之間的對(duì)應(yīng)頂點(diǎn)相連。
[0022] 上述血流導(dǎo)向裝置，可以通過簡(jiǎn)單的將鎳鈦絲定型成所述等高波浪線結(jié)構(gòu)，然后 再將等高波浪線結(jié)構(gòu)在頂點(diǎn)位置處焊接組成周向單元模塊，最后將多個(gè)周向單元模塊焊接 得到；或通過支架激光切割機(jī)將鎳鈦合金管直接切割為所述血流導(dǎo)向裝置的筒狀鏤空結(jié) 構(gòu)。
[0023] 本發(fā)明涉及一種輔助釋放系統(tǒng)，包括：三層管結(jié)構(gòu)的輸送導(dǎo)管、兩個(gè)驅(qū)動(dòng)電機(jī)及 其對(duì)應(yīng)的控制器和與之相連的終端，其中：第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)與輸送導(dǎo)管的中管相連并驅(qū)動(dòng)中 管向前運(yùn)動(dòng)，第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)與外管相連并驅(qū)動(dòng)外管向后運(yùn)動(dòng)，上述血流導(dǎo)向裝置設(shè)置于輸 送導(dǎo)管的外管和中管之間，終端分別向兩個(gè)驅(qū)動(dòng)電機(jī)的控制器發(fā)送指令實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)及釋放控 制。
[0024] 所述的外管用于限制血流導(dǎo)向裝置的徑向膨脹；中管用于限制血流導(dǎo)向裝置的軸 向運(yùn)動(dòng)；內(nèi)管用于定位，即在釋放過程中，內(nèi)管固定不動(dòng)的，因此可以通過其頭部位置進(jìn)行 定位。
[0025] 在工作時(shí)，用戶在終端上輸入所需釋放的血流導(dǎo)向裝置軸向收縮率函數(shù)τ (X)，再 輸入外管回撤速率從而第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器控制第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)上的滑塊以\的恒定速 率向右運(yùn)動(dòng)，同時(shí)第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器根據(jù)終端給的指令控制第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)上的滑塊以變 化的V ni的速率向左運(yùn)動(dòng)。 技術(shù)效果
[0026] 與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明作為體外設(shè)備可以重復(fù)使用，僅要求血流導(dǎo)向裝置具有 與該輔助釋放系統(tǒng)相匹配的手柄，因此實(shí)施該手術(shù)的醫(yī)院僅需在手術(shù)室配備一臺(tái)輔助釋放 系統(tǒng)即可，從而降低成本。實(shí)現(xiàn)對(duì)腦動(dòng)脈瘤的靶向治療，即：所述血流導(dǎo)向裝置及釋放系統(tǒng) 可將血流導(dǎo)向裝置的高表面覆蓋率部分放置在載瘤動(dòng)脈的發(fā)病部位，而低表面覆蓋率部分 放置在載瘤動(dòng)脈的正常部位，從而防止旁支血管的堵塞。
【附圖說明】
[0027] 圖1為現(xiàn)有Balt Extrusion血流導(dǎo)向裝置。
[0028] 圖2為現(xiàn)有PED血流導(dǎo)向裝置。
[0029] 圖3為本發(fā)明結(jié)構(gòu)示意圖，圖中：1頂點(diǎn)、2直桿、3中心線。
[0030] 圖4為本發(fā)明血流導(dǎo)向裝置的周向單元模塊示意圖。
[0031] 圖5為本發(fā)明血流導(dǎo)向裝置的平面展開結(jié)構(gòu)示意圖。
[0032] 圖6為本發(fā)明血流導(dǎo)向裝置示意圖。
[0033] 圖7為本發(fā)明血流導(dǎo)向裝置在載瘤動(dòng)脈內(nèi)的放置示意圖，圖中：A梭狀動(dòng)脈瘤、B載 瘤動(dòng)脈。
[0034] 圖8為血液導(dǎo)向裝置的打開和收縮狀態(tài)示意圖，圖中：C為打開狀態(tài)、D為收縮狀 ??τ O
[0035] 圖9為本發(fā)明的血流導(dǎo)向裝置定位原理示意圖，圖中：4血流導(dǎo)向裝置、5外管、6 中管、7內(nèi)管、8內(nèi)管頭部位置參考線。
[0036] 圖10為本發(fā)明的血流導(dǎo)向裝置的輔助釋放系統(tǒng)示意圖，圖中：9第一步進(jìn)電機(jī)、10 第二步進(jìn)電機(jī)、11第一控制器、12第二控制器、13終端、14輔助釋放系統(tǒng)。
【具體實(shí)施方式】
[0037] 下面對(duì)本發(fā)明的實(shí)施例作詳細(xì)說明，本實(shí)施例在以本發(fā)明技術(shù)方案為前提下進(jìn)行 實(shí)施，給出了詳細(xì)的實(shí)施方式和具體的操作過程，但本發(fā)明的保護(hù)范圍不限于下述的實(shí)施 例。 實(shí)施例1
[0038] 如圖3所示，為本實(shí)施例中的血流導(dǎo)向裝置的等高波浪線結(jié)構(gòu)，該結(jié)構(gòu)為一根由 頂點(diǎn)和直桿組成的等高波浪線，直桿與中心參考線所夾銳角α決定了該直桿所在位置的 覆蓋率η，定義為
其中=I1是該直桿的長(zhǎng)度，W是該直桿的寬度，I是該直桿在中 心參考線上投影的長(zhǎng)度，h是波浪線的高度。從圖可知，當(dāng)夾角越接近90°，則該位置的覆 蓋率也就越高。同時(shí)，通過改變直桿與中心參考線的夾角α可以改變波浪線的高度。當(dāng)α 越接近0°，波浪線的高度越小。
[0039] 將兩根互為鏡像的等高波浪線結(jié)構(gòu)在相應(yīng)頂點(diǎn)處連接起來，可以形成如圖4所示 的周向單元模塊，其高度等于2h。進(jìn)一步地，可以將N個(gè)周向單元模塊在頂點(diǎn)處連接起來， 可以構(gòu)成本實(shí)施例血流導(dǎo)向裝置的平面展開結(jié)構(gòu)，其總高度等于2NXh。圖5顯示了由3個(gè) 周向單元模塊組成的平面展開結(jié)構(gòu)。
[0040] 將平面展開結(jié)構(gòu)投影到半徑等于NXh/ π的圓柱面上，并將平面展開結(jié)構(gòu)的上、 下邊在頂點(diǎn)位置處連接起來，即可構(gòu)成本實(shí)施例的血流導(dǎo)向裝置。圖6顯示了由3個(gè)周向 單元模塊組成的血流導(dǎo)向裝置。該血流導(dǎo)向裝置分為高覆蓋率部分和低覆蓋率部分。以圖 6為例，中間部分為高覆蓋率部分，向兩端覆蓋率逐漸降低。在使用時(shí)，高覆蓋率的部分放置 在動(dòng)脈瘤所在血管處，從而達(dá)到隔離動(dòng)脈瘤的目的。低覆蓋率的部分放置在動(dòng)脈瘤以外的 正常血管部分，從而避免了旁支血管的堵塞。圖7顯示了本實(shí)施例的血流導(dǎo)向裝置在梭狀 動(dòng)脈瘤載瘤動(dòng)脈內(nèi)的放置示意圖。
[0041] 本實(shí)施例血流導(dǎo)向裝置可以通過兩種方法制作。一種方法是用鎳鈦絲定型成等高 波浪線結(jié)構(gòu)，然后再將這些等高波浪線結(jié)構(gòu)在頂點(diǎn)位置處通過焊接連接起來。優(yōu)選地，第二 種方法是直接將如圖6所示的血流導(dǎo)向裝置在鎳鈦合金管上通過支架激光切割機(jī)（例如： Rofin的StarCut)切割出來。通過第二種方法制作出來的血液導(dǎo)向裝置具有較大的徑向支 撐力設(shè)計(jì)范圍。
[0042] 本實(shí)施例血液導(dǎo)向裝置可以通過軸向拉伸或徑向壓縮改變直徑，如圖8所示。直 徑縮小后的血液導(dǎo)向裝置可以放置于輸送導(dǎo)管中。當(dāng)?shù)竭_(dá)病變動(dòng)脈位置，血液導(dǎo)向裝置從 導(dǎo)管中釋放出來，通過鎳鈦合金的超彈性能，該血液導(dǎo)向裝置通過自膨脹在血管中打開。
[0043] 從圖8可以看到，本實(shí)施例血液導(dǎo)向裝置在打開和收縮狀態(tài)時(shí)，軸向長(zhǎng)度變化很 大。定義軸向收縮率為：軸向收縮率=
[0044] 本實(shí)施例的血流導(dǎo)向裝置具有較大的軸向收縮率。較大的軸向收縮率不是本實(shí)施 例的血流導(dǎo)向裝置所特有的，事實(shí)上，現(xiàn)有的血流導(dǎo)向裝置均具有較大的軸向收縮率。這給 血流導(dǎo)向裝置在釋放過程中的定位帶來很大困難?，F(xiàn)有的血流導(dǎo)向裝置具有均勻的表面覆 蓋率，對(duì)于定位的精度要求不是很高。然而，本實(shí)施例的血流導(dǎo)向裝置具有變化的表面覆蓋 率，為了使高表面覆蓋率的部分正好放置在動(dòng)脈瘤的位置，這對(duì)于血流導(dǎo)向裝置的定位精 度提出了苛刻的要求。因此，本實(shí)施例也提供了一種可以精確釋放本實(shí)施例的血流導(dǎo)向裝 置的輔助釋放系統(tǒng)。
[0045] 如圖9所示，輸送血流導(dǎo)向裝置的導(dǎo)管由三層組成，分別為：外管、中管和內(nèi)管。外 管的作用是限制血流導(dǎo)向裝置的徑向膨脹。中管的作用是限制血流導(dǎo)向裝置的軸向運(yùn)動(dòng)。 內(nèi)管的作用的定位，即在釋放過程中，內(nèi)管固定不動(dòng)的，因此可以通過其頭部位置進(jìn)行定 位。如果外管回撤長(zhǎng)度為a的距離，由于血流導(dǎo)向裝置的軸向收縮，血流導(dǎo)向裝置的遠(yuǎn)端將 與內(nèi)管頭部相距距離b。為了保持血流導(dǎo)向裝置的遠(yuǎn)端位置不變，中管需要向前運(yùn)動(dòng)距離c 進(jìn)行補(bǔ)償。如果血流導(dǎo)向裝置具有均勻的軸向收縮率τ，則&和c之間滿足
[0046] 對(duì)上式等式兩邊對(duì)時(shí)間進(jìn)行求導(dǎo)，可得：
其中：&為中管前推運(yùn)動(dòng)的速率 vm，?:為外管回撤運(yùn)動(dòng)的速率Vf3。上式給出了中管前推運(yùn)動(dòng)的速率與外管回撤運(yùn)動(dòng)的速率 之間的關(guān)系。由于本實(shí)施例的血液導(dǎo)向裝置沿長(zhǎng)度方向具有變化的覆蓋率，因此沿長(zhǎng)度方 向軸向收縮率也是變化的，可以將其表示為血流導(dǎo)向裝置在打開狀態(tài)時(shí)與距離遠(yuǎn)端X的函 數(shù)，即τ( χ)，其中xe [0，L。]，L。為血流導(dǎo)向裝置在打開時(shí)的全長(zhǎng)。中管前推運(yùn)動(dòng)的速率 \與外管回撤運(yùn)動(dòng)的速率V JW變?yōu)椋?br>其中：c為當(dāng)前外管已回撤的距離。
[0047] 根據(jù)上述原理，本實(shí)施例的輔助釋放系統(tǒng)示意圖如圖10所示，它由兩個(gè)驅(qū)動(dòng)電 機(jī)、這兩個(gè)步進(jìn)電機(jī)的控制器和一個(gè)終端組成。第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)與中管相連，通過步進(jìn)電機(jī)的 滑塊驅(qū)動(dòng)中管向前運(yùn)動(dòng)（圖左側(cè)為前，右側(cè)為后）。第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)與外管相連，通過步進(jìn)電 機(jī)的滑塊驅(qū)動(dòng)外管向后運(yùn)動(dòng)。第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)的運(yùn)動(dòng)速度由第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器控制，第二 驅(qū)動(dòng)電機(jī)的運(yùn)動(dòng)速度由第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器控制，終端同時(shí)向兩個(gè)控制器發(fā)送指令。在工 作時(shí)，用戶在終端上輸入所需釋放的血流導(dǎo)向裝置軸向收縮率函數(shù)τ (X)，再輸入外管回撤 速率從而第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器控制第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)上的滑塊以^的恒定速率向右運(yùn)動(dòng)， 同時(shí)第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器根據(jù)終端給的指令控制第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)上的滑塊以變化的V ni的速 率向左運(yùn)動(dòng)。
[0048] 本實(shí)施例的輔助釋放系統(tǒng)是體外設(shè)備，因此可以重復(fù)使用，僅要求血流導(dǎo)向裝置 具有與該輔助釋放系統(tǒng)相匹配的手柄，因此實(shí)施該手術(shù)的醫(yī)院僅需在手術(shù)室配備一臺(tái)輔助 釋放系統(tǒng)即可，從而降低成本。
【主權(quán)項(xiàng)】
1. 一種血流導(dǎo)向裝置，其特征在于，該裝置為筒狀縷空結(jié)構(gòu)，其平面展開結(jié)構(gòu)由多個(gè)平 行并列的周向單元模塊組成，每個(gè)周向單元包括兩個(gè)鏡像對(duì)稱的等高波浪線結(jié)構(gòu)； 所述的等高波浪線結(jié)構(gòu)為一根由若干組頂點(diǎn)和直桿組成的等高波浪線，每一段直桿與 中屯、參考線所夾銳角a決定了該段直桿所在位置的覆蓋率n :i中山是該段直 桿的長(zhǎng)度，W是該段直桿的寬度，礦是該段直桿在中屯、參考線上投影的長(zhǎng)度，h是所述等高 波浪線的高度。2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的血流導(dǎo)向裝置，其特征是，所述的兩個(gè)鏡像對(duì)稱的等高波浪 線結(jié)構(gòu)之間的對(duì)應(yīng)頂點(diǎn)相連；所述的平行并列的周向單元模塊與相鄰周向單元模塊中的等 高波浪線結(jié)構(gòu)之間的對(duì)應(yīng)頂點(diǎn)相連。3. -種輔助釋放系統(tǒng)，其特征在于，包括層管結(jié)構(gòu)的輸送導(dǎo)管、兩個(gè)驅(qū)動(dòng)電機(jī)及其 對(duì)應(yīng)的控制器和與之相連的終端，其中：第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)與輸送導(dǎo)管中用于限制血流導(dǎo)向裝 置的軸向運(yùn)動(dòng)的中管相連并驅(qū)動(dòng)中管向前運(yùn)動(dòng)，第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)與輸送導(dǎo)管中用于限制血流 導(dǎo)向裝置的徑向膨脹的外管相連并驅(qū)動(dòng)外管向后運(yùn)動(dòng)，根據(jù)上述任一權(quán)利要求所述的血流 導(dǎo)向裝置設(shè)置于輸送導(dǎo)管的外管和中管之間，終端分別向兩個(gè)驅(qū)動(dòng)電機(jī)的控制器發(fā)送指令 實(shí)現(xiàn)運(yùn)動(dòng)及釋放控制，通過在終端上輸入所需釋放的血流導(dǎo)向裝置軸向收縮率函數(shù)T (X)， 再輸入外管回撤速率V。，從而第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器控制第二驅(qū)動(dòng)電機(jī)上的滑塊W V。的恒定 速率向右運(yùn)動(dòng)，同時(shí)第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)控制器根據(jù)終端給的指令控制第一驅(qū)動(dòng)電機(jī)上的滑塊W 變化的Vm的速率向左運(yùn)動(dòng)。4. 一種根據(jù)上述任一權(quán)利要求中所述血流導(dǎo)向裝置的制備方法，其特征在于，通過簡(jiǎn) 單的將儀鐵絲定型成所述等高波浪線結(jié)構(gòu)，然后再將等高波浪線結(jié)構(gòu)在頂點(diǎn)位置處焊接組 成周向單元模塊，最后將多個(gè)周向單元模塊焊接得到。5. -種根據(jù)權(quán)利要求1~3中所述血流導(dǎo)向裝置的制備方法，其特征在于，通過支架激 光切割機(jī)將儀鐵合金管直接切割為所述血流導(dǎo)向裝置的筒狀縷空結(jié)構(gòu)。
【文檔編號(hào)】A61B17/12GK105982712SQ201510042398
【公開日】2016年10月5日
【申請(qǐng)日】2015年1月28日
【發(fā)明人】周翔, 由衷, 汪海
【申請(qǐng)人】上海交通大學(xué)