一种输送导丝及治疗装置

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种输送导丝及治疗装置。

背景技术

颅内动脉瘤多为发生在颅内动脉管壁上的异常膨出，是造成蛛网膜下腔出血的首位病因。在脑血管疾病中，颅内动脉瘤的发病率仅次于脑血栓和高血压脑出血，具有极大的危害。

现有技术中，用于治疗颅内动脉瘤的方法主要有以下三种：(1)外科夹闭法，采用金属夹子夹闭动脉瘤的颈部，以阻断颅内动脉瘤与脑循环血流，在恢复正常载瘤动脉供血的同时，防止动脉瘤破裂出血。(2)瘤内栓塞法，采用栓塞材料填充动脉瘤，使瘤体内形成血栓，避免瘤体进一步扩大而出现破裂出血。(3)血管内支架法，向血管内植入支架，干扰从载瘤动脉进入动脉瘤的血流，使动脉瘤中的血液出现阻滞淤积，从而形成动脉瘤血栓，并进一步促使瘤体封闭，以防止瘤体破裂。由于动脉瘤一般长于大脑动脉环的周围，而大脑动脉环周围存在诸多重要的血管、神经和脑组织。在利用外科夹闭法治疗动脉瘤时，对医生的医术要求极高，且利用外科夹闭法治疗动脉瘤的患者死亡率仍高达50％。对于大型或巨大型等复杂的动脉瘤，单纯采用瘤内栓塞法进行治疗时，患者的复发率较高。目前，对于颅内动脉瘤应用较多的治疗方法是血管内支架法。

现有技术中采用血管内支架法进行颅内动脉瘤治疗时的治疗装置如图1所示，所述治疗装置包括输送导丝10和输送管20，所述输送管20具有轴向贯通的内腔，待输送的支架30容纳于所述内腔中，并套设于所述输送导丝10上，且所述输送导丝10、所述支架30及所述输送管20之间为过盈状态。这样一来，当操作者推送输送导丝10在输送管30中移动时，所述输送导丝10与所述支架20之间产生第一摩擦力，在所述第一摩擦力的作用下，所述支架30可随所述输送导丝10同步移动，并最终达到预定位置。在此过程中所述支架30与所述输送管20的内壁之间产生与所述第一摩擦力相反的第二摩擦力，以阻碍所述支架30随所述输送导丝10移动。由于在采用血管内支架法治疗颅内动脉瘤时，支架起到血流导向的作用，因此支架具有较高的金属覆盖率，而颅内血管细且迂回，需要采用细小且柔顺性好的输送装置对支架进行输送。这就意味着，相对于粗大的输送装置而言，支架和输送装置之间的配合更为紧密，导致在输送过程中产生的第二摩擦力过大而造成支架推送困难。

为了能够在输送管30中顺滑地推送，现有的输送导丝10均具有光滑的外表面，为了提高输送导丝10与支架30之间的第一摩擦力，部分输送导丝10上设置有具有相对较高摩擦系数的带动构件。然而，带动构件的设置导致装载在输送导丝10上的支架的外径增大，使支架与输送管30内壁之间的第二摩擦力增加，同时，整个治疗装置的外径也可能随之增加，使治疗装置难以用于远端血管病变的治疗。并且，如果设置的带动构件数量过多或长度过长，还可能导致输送导丝10远端的柔顺性降低。

发明内容

本发明的目的在于提供一种输送导丝及治疗装置，能够降低支架的输送难度。

为实现上述目的，本发明提供的一种输送导丝，用于输送医用植入物，包括芯轴和设置于所述芯轴上的带动构件，所述带动构件上形成有凹陷部。

可选地，所述带动构件包括本体和形成于所述本体之外表面的凹槽，所述凹槽构成所述凹陷部。

可选地，所述凹槽的结构与压缩态的所述医用植入物的至少部分结构相匹配。

可选地，所述凹槽与压缩态的所述医用植入物的内表面互为镜像。

可选地，所述凹槽的宽度为0.0008英寸至0.004英寸，和/或，所述凹槽的深度为0.0002英寸至0.004英寸。

可选地，所述凹槽包括一个或多个子凹槽，多个所述子凹槽交错布置、连续布置或间隔布置于所述本体的外表面上。

可选地，所述凹槽沿所述本体的轴线螺旋环绕以在所述本体的外表面形成一个或多个螺旋状凹槽。

可选地，所述带动构件由缠绕丝沿所述芯轴的轴线螺旋环绕形成一个或多个螺旋结构，且相邻两圈的所述缠绕丝间隔布置以形成所述凹陷部。

可选地，所述缠绕丝为高分子丝或者表面包覆有高分子涂层的金属丝。

可选地，所述金属丝具有显影性，和/或，所述金属丝为铂钨合金丝或铂铱合金丝。

可选地，所述带动构件包括内层件和外层件，其中，所述内层件由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴上；所述外层件由高分子材料制成，并固定套设于所述内层件上。

可选地，所述内层件具有空隙结构，所述外层件部分或完全填充所述空隙结构，至少部分所述外层件穿过所述空隙结构与所述芯轴连接。

可选地，所述内层件的外表面设置有凹陷部，所述凹陷部构成所述空隙结构。

可选地，所述内层件包括多个线圈，多个所述线圈沿所述芯轴的轴向依次布置，相邻的两个所述线圈之间形成有所述空隙结构。

可选地，所述内层件是由丝线编织而成的管网状结构，所述管网状结构的网孔构成所述空隙结构。

可选地，所述丝线的直径小于或等于0.001英寸，和/或，每英寸长度的所述内层件上所包含的编织交点的数量为15-50。

可选地，所述内层件为至少一个管状结构，所述外层件部分或完整包覆所述内层件。

可选地，所述内层件是由丝线沿所述芯轴的轴线螺旋环绕而形成的螺旋结构，相邻两圈的所述丝线之间形成有所述空隙结构。

可选地，所述丝线的直径小于或等于0.001英寸，和/或，所述丝线形成的螺旋结构的螺距为0.001-0.007inch。

可选地，所述内层件由具有显影性的金属材料制成，其中，所述金属材料选自铂、金、钨、铂金合金、铂钨合金、铂铱合金和铂镍合金中的一种或多种。

可选地，所述内层件与所述芯轴焊接或胶结，和/或，所述外层件包覆所述内层件并延展至与所述芯轴连接。

可选地，所述外层件的材质包括嵌段聚醚酰胺树脂、热塑性聚氨酯弹性体、硅胶、尼龙和丙烯酸聚合物中的任一种或多种。

可选地，所述外层件通过热压和/或浸涂的方式形成于所述内层件上，或者所述内层件和所述外层件粘接。

可选地，所述芯轴上设有至少两个所述带动构件，至少两个所述带动构件沿所述芯轴的轴向间隔布置。

可选地，相邻两个所述带动构件之间的距离为0.5mm-150mm。

可选地，相邻两个所述带动构件之间的距离为0.5mm-5mm。

可选地，所述芯轴上设有一个或多个所述带动构件，所述带动构件的外径为0.01英寸-0.03英寸，每个所述带动构件的长度为0.5mm-8mm。

可选地，每个所述带动构件的长度为0.5mm-4mm。

可选地，所述输送导丝还包括第一显影件和第二显影件，所述第一显影件设置于所述芯轴的远端的端部，所述第二显影件设置于所述芯轴上，所述带动构件设置于所述第一显影件与所述第二显影件之间。

为实现上述目的，本发明还提供一种治疗装置，包括输送管、医用植入物及上述输送导丝；所述输送管具有轴向贯通的内腔，所述内腔用于容纳所述医用植入物，且所述内腔的壁对所述医用植入物产生挤压以使所述医用植入物呈压缩态；压缩态的所述医用植入物套设在所述带动构件上，且所述医用植入物至少部分嵌入所述凹陷部。

可选地，所述内腔的径向尺寸的范围为0.017英寸至0.029英寸。

可选地，所述医用植入物为自膨式支架。

与现有技术相比，本发明的输送导丝及治疗装置具有如下优点：

前述的治疗装置包括输送导丝、医用植入物及输送管，所述输送导丝包括芯轴和设置于所述芯轴上的带动构件，所述带动构件上形成有凹陷部。利用所述输送导丝输送医用植入物，所述医用植入物被容纳于输送管中，且所述输送管的管壁用于压缩所述医用植入物，压缩态的所述医用植入物套设在所述带动构件上，且所述医用植入物至少部分嵌入所述凹陷部，从而增大所述支架与所述带动构件的接触面积，提高所述医用植入物与所述输送导丝之间的摩擦力，并可使所述医用植入物与所述输送管接触的部分趋于平整而减小所述医用植入物与所述输送管与之间的摩擦力，降低医用植入物的输送难度。同时，压缩在输送管中的医用植入物的外径减小，也可以相应地减小所述输送管的外径，使所述治疗装置能够到达更远端的目标治疗位置，扩大治疗范围，并能够提高治疗装置整体的柔顺性，顺利通过较为迂曲的血管，提高手术成功率。

同时，在一些实施方式中，所述带动构件包括内层件和外层件，所述内层件由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴上；所述外层件由高分子材料制成，并固定套设于所述内层件上。由于内层件是固定(如焊接)在芯轴上的，且内层件与芯轴都是金属材料，结合强度非常高，二者间不会发生移位。而由高分子材料制成的外层件与内层件之间通过特定结构固定连接，如通过在内层件上设置空隙结构、外层件部分或完整填充该空隙结构使得内层件和外层件之间相互嵌入配合；又如通过外层件包覆所述内层件，并进一步延伸至与芯轴连接，使得外层件、内层件和芯轴三者之间实现紧密配合。所述外层件通过所述内层件设置在所述芯轴上，且所述内层件与所述外层件具有较大的接触面积，因而进一步提升了连接强度。以上方式均改变了现有技术中的连接方式，使得整个带动构件可牢固地固定于所述芯轴上，避免在输送支架的过程中出现带动构件松动、褶皱、移位的现象，从而提高输送导丝在输送医用植入物过程中的可靠性。

附图说明

图1是现有技术中的治疗装置的结构示意图；

图2是本发明根据一实施例所提供的输送导丝的结构示意图，图中未示出凹陷部；

图3是本发明根据一实施例所提供的输送导丝的结构示意图，图中示出了凹陷部；

图4是本发明根据一实施例所提供的支架的结构示意图；

图5是图3所示的输送导丝的一种变形结构的示意图；

图6是图3所示的输送导丝的另一种变形结构的示意图；

图7是图6所示的输送导丝的A处放大示意图；

图8是图3所示的输送导丝的再一种变形结构的示意图；

图9是图8所示的输送导丝的B处放大示意图；

图10是图3所示的输送导丝的又一种变形结构的示意图；

图11是本发明根据另一实施例所提供的输送导丝的结构示意图；

图12是本发明根据再一实施例所提供的输送导丝的结构示意图；

图13是本发明根据又一实施例所提供的输送导丝的结构示意图。

图中：

10，100-输送导丝；

110-芯轴；

120-带动构件，121-本体，122-凹槽，123-间隙，124-内层件，125-外层件，126-空隙结构；

130-第一显影件；

140-第二显影件；

20-输送管；

30，300-支架；

310-编织丝；

311-编织点。

具体实施方式

为使本发明的目的、优点和特征更加清楚，以下结合附图对本发明作进一步详细说明。需说明的是，附图均采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施例的目的。

如在本说明书中所使用的，单数形式“一”、“一个”以及“该”包括复数对象，复数形式“多个”包括两个以上的对象，除非内容另外明确指出外。如在本说明书中所使用的，术语“或”通常是以包括“和/或”的含义而进行使用的，除非内容另外明确指出外，以及术语“安装”、“相连”、“连接”应做广义理解，例如，可以是固定连接，也可以是可拆卸连接，或一体地连接。可以是机械连接，也可以是电连接。可以是直接相连，也可以通过中间媒介间接相连，可以是两个元件内部的连通或两个元件的相互作用关系。对于本领域的普通技术人员而言，可以根据具体情况理解上述术语在本发明中的具体含义。附图中相同或相似的附图标记代表相同或相似的部件。

在本文中，术语“近端”、“远端”是从使用该医疗器械的操作者角度来看相对于彼此的元件或动作的相对方位、相对位置、方向，尽管“近端”、“远端”并非是限制性的，但是“近端”通常指该医疗设备在正常操作过程中靠近操作者的一端，而“远端”通常是指首先进入患者体内的一端。

本实施例提供了一种输送导丝，用于将医用植入物输送至患者体内的预定位置。所述医用植入物例如是自膨式支架(即自扩张支架)，所述自膨式支架具体可为编织支架或切割支架。在其他实施例中，所述医用植入物也可以是医用栓塞弹簧圈、血管封堵装置等，本发明不作限定。下文中，为便于描述，以所述医用植入物为自膨式支架为例进行介绍，为简明起见，一律以“支架”表示自膨式支架。

请参阅图2及图3，所述输送导丝100包括芯轴110和设置于所述芯轴110上的带动构件120，所述带动构件120上形成有凹陷部。

在输送支架时，所述支架被压缩于一输送管的内腔中(此时所述支架呈压缩态)，并紧密地套设于所述带动构件120上，以使所述支架对所述带动构件120产生径向压力，且所述支架的至少一部分嵌入所述凹陷部。如此一来所述支架与所述带动构件120的接触面积可大幅度增加。当操作者推动所述输送导丝100在所述输送管中轴向移动时，支架与所述带动构件120之间产生的第一摩擦力亦可大幅度增加，从而有利于支架随输送导丝100同步移动。而对于编织支架而言，用于编织所述支架的编织丝的粗细不一；同样地，对于切割支架而言，所述切割支架上的波杆也存在粗细不一的情况，此时支架在输送管的压迫下，较粗的编织丝或波杆可更多地嵌入所述凹陷部，以使所述支架与所述输送管相接触的表面(即支架的外表面)趋于平整，从而减小支架与输送管内壁之间产生的第二摩擦力，降低支架输送时的推送阻力。

类似于传统的输送导丝，本实施例所述的输送导丝100还包括第一显影件130和第二显影件140。所述芯轴110具有相对的第一远端和第一近端，所述第一显影件130可为显影弹簧并设置于所述第一远端的端部，所述第二显影件140设置于所述芯轴110上，所述带动构件120设置于所述第一显影件130和所述第二显影件140之间，从而所述支架被设置在所述第一显影件130和所述第二显影件140之间。

在一些实施例中，所述带动构件120可采用硅胶、热塑性聚氨酯弹性体橡胶(TPU)、聚酰亚胺、热塑性弹性体(Pebax)、聚四氟乙烯(PTFE)等高分子材料制备而成。在另一些实施例中，所述带动构件120还可采用不锈钢、镍钛合金、铂钨合金等金属材料制备而成。

所述芯轴110上设有若干个所述带动构件120，例如一个、两个、三个、四个、五个、六个等，所述带动构件120的具体数量依据待输送的所述支架的长度(即所述支架在轴向上的尺寸)来确定。一般而言，如果每个所述带动构件120的长度固定，所述支架的长度越大，在输送时所产生的推送阻力就越大，此时需要更多的带动构件120以提高输送导丝100与支架之间的第一摩擦力，从而确保支架随输送导丝100同步移动。本实施例中，每个所述带动构件120的外径可介于0.01英寸至0.03英寸之间，每个所述带动构件120的长度介于0.5mm-8mm之间，优选所述带动构件120的长度介于0.5mm-4mm之间。当所述芯轴110上设置有两个以上的所述带动构件120时，两个以上的带动构件120沿所述芯轴110的轴向间隔设置。可选地，相邻两个所述带动构件120的间距介于0.5mm-150mm之间，优选该间距为0.5mm-5mm。

一方面相对于单纯依靠提高带动构件120自身的摩擦系数来增大所述第一摩擦力而言，通过对芯轴110上设置的带动构件120的数量以及对每个所述带动构件120的尺寸进行设计，更容易获得较大的第一摩擦力。另一方面，相比于在芯轴110上设置一个连续的较长的带动构件，在所述芯轴110上设置至少两个间隔的且较短的带动构件120，可减小带动构件120的总长度，提高所述支架的可回收率(即，带动构件120的总长越小，支架的可回收率越高)。再一方面，设置多个间隔的短的带动构件120，可改善输送导丝100的柔顺性，有利于输送导丝100穿越迂曲的血管，同时采用多个较短的带动构件120，使得带动构件120可采用硬度相对较大(摩擦系数相对较低)的材料制作，从而便于控制公差，降低制作难度。可理解，此处所述的支架的可回收率是本领域的公知常识，对于本领域技术人员而言有：支架的可回收率＝(支架总长-支架近端到带动构件远端的距离)/支架总长*100％。

接下来将结合附图介绍所述带动构件120的结构。应理解，以下实施例中所述带动构件120的具体结构仅仅是本发明可选的实现方式，其不应当对发明构成限制。

请参考图2-图4，在一个实施例中，所述带动构件120包括本体121，所述本体121为空心管状体，且所述本体121套设于所述芯轴110上，所述本体121的外表面上形成有凹槽122，所述凹槽122即构成所述凹陷部。可理解，本实施例所述“凹槽”包括狭长的凹陷结构，也包括圆形、方形或不规则形的凹陷结构(即凹坑)，根据实际需要，所述凹槽122具有不同的形式。

例如，请继续参考图3，所述凹槽122的结构与压缩态的所述支架的至少部分结构相匹配。具体地，所述凹槽122的形状、位置与所述支架的形状、位置相匹配，且所述凹槽122的尺寸也与所述支架的波杆或编织丝的尺寸相匹配，例如，所述凹槽122的宽度大于、等于或略小于所述编织丝或波杆的宽度，所述凹槽122的深度(凹槽122底部与凹槽122顶部的本体121的外表面之间的距离)大于、等于或小于所述编织丝或所述波杆的径向尺寸等。根据所述支架的尺寸，所述凹槽122的宽度为0.0008英寸到0.004英寸之间，所述凹槽122的深度为0.0002英寸至0.004英寸之间。可以理解的是，所述凹槽122的宽度对应于所述支架的编织丝或波杆的宽度，例如，当支架的编织丝沿支架的周向延伸时，所述编织丝的宽度是指沿支架轴向的编织丝的尺寸，所述凹槽122的宽度则是指沿支架轴向的凹槽122的尺寸。

所述凹槽122可以是在所述本体121之外表面上形成的一个连续结构，也可以包括多个子凹槽，在所述本体121之外表面上，多个所述子凹槽可交错布置、连续布置或间隔布置。

以图4所示的支架300为例，所述支架300由多根编织丝310编织而成。对应于该支架300，所述凹槽122可包括多个子凹槽，多个所述子凹槽交错布置，以使所述凹槽122与压缩态的所述支架的内表面互为镜像(如图3所示)，即所述凹槽122的尺寸及其排布方式与压缩态的支架的编织丝310的尺寸及排布方式相匹配。当所述支架300套设在所述输送导丝100上时，每根所述编织丝310都可至少部分嵌入所述凹陷部中。

本实施例中所述凹槽122可采用多种方式成形。所述本体121的材质是高分子材料，且在所述本体121成形但尚未固化时，利用丝线沿所述本体121的轴线螺旋或交错缠绕于所述本体121上，并且所述丝线与所述本体121的表面紧密接触以对所述本体121施加径向作用力。在所述丝线的挤压下，所述本体121的外表面与所述丝线接触的部位朝向本体121的轴线凹陷变形，以形成所述凹槽122，之后去除所述丝线即可。此处所述的丝线可以是金属丝、高分子丝或其他材质的丝线。本实施例中，所述丝线的丝径与需要套设在所述输送导丝100上的支架300的编织丝的丝径相同，在其他实施例中，所述丝线的丝径也可以略大于或略小于所述支架300的编织丝的丝径。所述凹槽122也可以在所述本体121已经固化成形后进一步加工成形，例如首先通过对所述本体121加热以使所述本体121软化，之后再利用丝线形成所述凹槽122；或者，在所述本体121已固化成形后，利用雕刻工艺在所述本体121的外表面雕刻出所述凹槽122。

当所述本体121的材质是金属时，也可通过雕刻工艺(例如激光雕刻)在本体121的外表面形成所述凹槽122。

对于采用切割工艺成形的支架，可通过雕刻工艺在所述本体121的表面形成与所述支架相匹配的凹槽122。

请参考图5至图10，在一些实施方式中，所述带动构件120包括内层件124和外层件125，所述内层件124由金属材料制成，并固定套设于所述芯轴110上，所述外层件125由高分子材料制成，并固定套设在所述内层件124上。

所述内层件124由金属材料制成，并可通过粘接或焊接或其他方式固定在所述芯轴110上，两者之间的结合强度非常高，因而所述内层件124不会在所述芯轴110上发生移位，而外层件125通过所述内层件124与芯轴110连接，间接地增大了外层件125与芯轴110的连接面积，从而增强外层件125在芯轴110上的附着力，从而减小在输送支架的过程中外层件125出现松动、褶皱或移位的可能性。可理解，本文中所述的“套设”有两种情况，其一，相对于芯轴110而言，所述内层件124是一个独立的构件，两者分别加工完成后再组装为一体；其二，在加工过程中，所述内层件125与所述芯轴110一体加工成型，但所述内层件124突出于所述芯轴110之外表面。

进一步地，所述内层件124上可形成有空隙结构126，所述外层件125部分或完全填充所述空隙结构126，以增大所述外层件125与所述内层件124之间的连接面积。

本发明实施例中，所述内层件124可以有多种结构形式，接下来本文将结合附图对所述内层件124的优选结构进行介绍。应理解，以下各实施例中的所述内层件124仅仅是本发明可选的实现方式，其不应对本发明构成限制。

如图5所示，在一个实施例中，所述内层件124包括箍设在所述芯轴110上的多个线圈，多个所述线圈沿所述芯轴110的轴向布置。本实施例中，由于线圈可采用截面为圆形或椭圆形的金属丝制作，因此相邻的两个所述线圈可相互接触，这样相邻两个线圈之间可形成截面类似于V形的凹陷部，所述凹陷部构成所述空隙结构126。在其它实施例中，根据线圈的径向截面的形状，所述凹陷部也可以是U形凹槽、立方体、长方体或半球形凹坑等形状。在所述线圈的外表面通过热压和/或浸涂等方式并通过模具定型、冷却以形成所述外层件125。热压方式具体为：首先在所述内层件124上套设一高分子管，然后再在所述高分子管外套设一热缩管，接着对所述热缩管进行加热并用模具塑形，以使所述高分子管熔融并渗入所述内层件124的空隙结构126之中，待高分子材料冷却固化后，去除所述热缩管即可。所述外层件125的材质包括热塑性弹性体，例如嵌段聚醚酰胺树脂(Pebax)或热塑性聚氨酯弹性体(TPU)、硅胶、尼龙、丙烯酸聚合物等高分子材料中的任一种或多种的组合。所述高分子材料填充所述空隙结构126，从而增大所述外层件125与所述内层件124之间的接触面积，加强了两者间的连接。甚至于，所述高分子材料在未固化时，从相邻的两个线圈之间渗透至所述芯轴110的表面，同时也可以从所述内层件124的两端延展至所述芯轴110的表面，如此一来，所述外层件125、所述内层件124及所述芯轴110三者之间可紧密粘接，以进一步降低所述外层件125出现褶皱、松动、移位现象的可能性。在其他实施例中，也可以先形成外层件，并通过胶接等方式连接所述内层件124与所述外层件125。

在一些实施方式中，多个所述线圈还可间隔地分布在所述芯轴上，相邻两个线圈之间的间隙即构成所述空隙结构，此种情况下，所述外层件、所述内层件及所述芯轴之间均相互粘接。

请参考图6及图7所示，在本发明的另一个实施例中，所述内层件124是由丝线沿所述芯轴110的轴线螺旋环绕而成的螺旋结构。类似于前一实施例，对于该螺旋状结构的内层件124而言，相邻两圈的所述丝线之间可相互接触，也可相互分离。本实施例中，所述芯轴110上既可以只设置一个所述带动构件120，也可设置多个带动构件120。

可选地，本实施例中的内层件124可采用高分子丝或金属丝绕制。对于金属材质的内层件124而言，螺旋结构柔软易弯曲，使输送导丝100整体具有较好的柔顺性。

可选地，本实施例中的内层件124的所述丝线的直径小于或等于0.001英寸。其中，内层件124的所述丝线形成的螺旋结构的螺距为0.001-0.007inch，在一些实施方式中，螺距为0.004-0.007inch。螺距约大，胶水等越有利于进入内层件124和芯轴110之间，越有利于提高内层件124/外层件125和芯轴110的粘接强度，且在不降低内层件124与芯轴110的粘接强度的同时，不影响输送导丝的柔顺性。

请参考图8和图9，在本发明的再一个实施例中，所述内层件124是由丝线编织而成的管网状结构，所述管网状结构中的网孔构成所述空隙结构126。

本实施例中，所述芯轴110上既可以只设置一个所述带动构件120，也可设置多个带动构件120。对于每一个带动构件120来说，用于编织所述内层件124的丝线应尽可能地细，例如所述丝线的直径(或丝线的截面宽度)小于或等于0.001英寸。另外，每一英寸的所述内层件124上的编织交点的数目不应过多，较佳地，长度为1英寸的所述内层件124上的编织交点的数目可在15-50之间。如此，所述带动构件120在增强与所述芯轴110的连接牢固度的同时，不会影响输送导丝100的柔顺性。

图10示出了本发明的又一个实施例的示意图。请参考图10，所述芯轴110上焊接有一个或多个内层件124，所述内层件124为金属管。本实施例中，所述金属管为表面平整的管状结构。该金属管是长度可为0.3-2mm，以避免影响输送导丝100的柔顺性。当所述金属管为至少两个时，所述外层件125可设置为整体包覆所有所述金属管，并可延展至芯轴110处，还可同时包覆多个金属管之间裸露的芯轴110部分(该部分构成空隙结构126)，或者所述外层件125可设置于单个金属管上(图9所示)，即单个外层件125将单个内层件124包裹住，不同的外层件125分别包裹不同的内层件124，外层件125同时还可以部分包覆多个金属管之间的芯轴110(该部分构成空隙结构126)。可采用浸涂或热压的方式实现外层件125对内层件124的包裹。

在其他实施例中，所述金属管上还可以通过激光刻蚀等方式设置有凹坑、凹槽或贯穿的孔洞，形成更多空隙结构126，以进一步增加外层件125与内层件124之间的接触面积，提升连接强度。

此外，以上各实施例所述的内层件124可采用不具有显影性的金属制作，也可以具有显影性的金属制作。所述不具有显影性的金属包括但不限于不锈钢，所述具有显影性的金属包括但不限于铂钨合金或铂铱合金。作为优选，所述内层件124采用具有显影性的金属(或称不透射线金属)制作，以使所述带动构件120具有显影性，具体而言，所述内层件的材料可选自铂、金、钨、铂金合金、铂钨合金、铂铱合金和铂镍合金中的一种或多种，例如单独采用铂钨合金制成，或单独采用铂铱合金制成，或同时采用铂钨合金及铂铱合金制成(例如采用铂钨合金丝及铂铱合金丝共同编织成所述管网状结构的内层件)。这样设置的好处是，在输送过程中，操作者可及时、准确地判断支架是否还可以回收。具体而言，实际使用时，所述支架套设在所述输送导丝上，并压缩于一输送管中，所述输送管具有相对的第一近端和第一远端，在所述第一远端上设置有显影环(图中未示出)。在输送过程中，当所述带动构件120开始与显影环重合时，如再继续向远端推送支架，支架便不再能够回收，因此若带动构件120自身具有显影性，操作者就可通过显影装置准确地进行定位判断，极大地方便操作者的操作。

在图5-图10的实施例中，一方面，通过将所述带动构件120设置为内层件124和外层件125两部分，且所述内层件124为金属结构，并固定套设在所述芯轴110上，所述外层件125由高分子材料制成，并固定套设在所述内层件124上，通过所述内层件124间接地增强所述外层件125与所述芯轴110之间的结合力，使得在输送支架的过程中，所述带动构件120不易松动、褶皱或移位，提高输送导丝100在输送医用植入物过程中的安全性与可靠性。另一方面，通过所述带动构件120外层件125外表面上的凹槽122，将压缩态的所述医用植入物的至少部分嵌入所述凹槽122，从而增大所述支架与所述带动构件120的接触面积，提高所述医用植入物与所述输送导丝100之间的摩擦力，并可使所述医用植入物与所述输送管接触的部分趋于平整而减小所述医用植入物与所述输送管与之间的摩擦力，降低医用植入物的输送难度。

在一些实施方式中，请参阅图11，所述凹槽122可为形成于所述本体121上的连续凹槽，所述连续凹槽沿所述本体121的轴线螺旋环绕以在所述本体121的外表面形成螺旋状凹槽。本实施例中，所述凹槽122优选利用丝线形成所述凹槽122。

再如，请参阅图12，所述凹槽122可包括至少两个间隔分布在所述本体121上的子凹槽。所述子凹槽可为圆形、方形、棱形等各种形状(即所述子凹槽为凹坑)，并且当所述子凹槽的数量多于两个时，多个子凹槽根据需要分布在所述本体121的外表面上。本实施例中可通过雕刻等工艺形成所述凹槽122。

仍以图4所示的支架300为例，编织丝310相交的编织点311相比于支架300的其他部位而言具有较大的径向厚度，在将所述支架300套设于所述输送导丝100上时，所述编织点311可部分嵌入所述子凹槽中。或者，在其他的支架中，所述支架的某一位置存在径向尺寸较大的点位，在将所述支架套设在所述输送导丝上时，可使所述径向尺寸较大的点位部分或全部嵌入所述子凹槽中。如此，当所述支架300套设在所述输送导丝100上并穿设于输送管的内腔中时，所述支架300的编织丝或波杆与所述本体121的接触面积增加，使支架300与所述带动构件120之间的第一摩擦力增大；同时，所述支架300的外径整体趋于一致，所述支架300与所述输送管相接触的表面(即支架300的外表面)更为平整，从而减小了支架与输送管内壁之间的第二摩擦力，降低支架输送时的推送阻力。

如图13所示，在本发明的另一个实施例中，所述带动构件120由环绕于所述芯轴110上的缠绕丝构成。所述缠绕丝沿所述芯轴110的轴线螺旋环绕多圈以形成螺旋状结构，且所述缠绕丝的相邻两圈之间存在间隙123，所述间隙123即构成所述凹陷部。

本实施例中，所述缠绕丝缠绕的圈数以及螺距可根据需要进行调整。例如当与该输送导丝100相匹配的支架具有较大的PPI(对于编织支架而言，PPI是指该编织支架在单位长度内所包含的编织点的数目，这里的长度是指支架的轴向尺寸)时，则可提高缠绕丝在芯轴110上的缠绕圈数，并减小螺距，以使支架与带动构件120具有更大的接触面积。

可选地，所述缠绕丝可为高分子丝，该高分子丝以具有较大的表面摩擦系数为佳，具体可根据需要选择。

可选地，所述缠绕丝由金属丝和包覆于所述金属丝外表面的高分子涂层构成。较佳地，所述金属丝为铂钨合金丝、铂铱合金丝之类的具有显影性的金属丝，这样一来，所述带动构件120便具有显影性。由于所述带动构件120具有显影性，因此在输送支架时，操作者可方便地判断支架在体内的具体位置，并可以进一步判断部分释放后的支架是否还可以回收至输送管内。具体而言，用于输送通过支架的输送管具有相对的第二远端和第二近端，且在所述第二远端上设置有第三显影件，在输送支架时，当操作者通过显影装置观察到所述带动构件120开始与第三显影件出现重合时，操作者即可判断支架不能够再进行回收。

可以理解，在图11-图12的实施例中，带动构件120也可以具有如图5-图9中任意一个所具有的内层件124和外层件125，具体结构和材料可以与上述实施例中相同，这里不再重复。

进一步地，本实施例还提供一种治疗装置，所述治疗装置包括输送管、医用植入物和如前所述的输送导丝。所述输送管具有轴向贯通的内腔，所述内腔用于容纳所述医用植入物，且所述内腔的壁对所述医用植入物产生挤压以使所述医用植入物被压缩。被压缩后的所述医用植入物紧密地套设在所述带动构件120上，并与所述带动构件120之间产生第一摩擦力，且所述医用植入物至少部分嵌入所述凹陷部，以增大所述第一摩擦力。这里所述的医用植入物例如是自膨式支架，具体可为编织支架或切割支架。

需要说明的是，为了提高带动构件120与所述医用植入物的配合度，简化治疗装置的装配过程，本实施例所述的输送导丝100优选依据具体的医用植入物进行制造。也就是说，在生产输送导丝100的过程中，首先提供待输送的医用植入物，然后根据所述医用植入物的结构确定带动构件120及凹陷部的形式，最后进行输送导丝100的制造。

另外，根据实际需要，所述输送管之内腔具有不同的径向尺寸，优选的，所述内腔的径向尺寸的范围为0.017英寸至0.029英寸。更优选的，所述内腔的径向尺寸小于或等于0.027英寸，或者所述内腔的径向尺寸小于或等于0.021英寸。由于输送导丝采用了具有凹陷部的带动构件，可以减小医用植入物在压缩状态下的外径，因而本发明的治疗装置可采用内腔的径向尺寸较小的输送管，该治疗装置可以相应地减小输送管的外径，较细的输送管可达到更远端的血管或更细小的病变部位，扩大治疗范围，同时也提高了治疗装置整体的柔顺性，更有利于通过较为迂曲的血管以顺利到达病变部位，提高手术成功率。

虽然本发明披露如上，但并不局限于此。本领域的技术人员可以对本发明进行各种改动和变型而不脱离本发明的精神和范围。这样，倘若本发明的这些修改和变型属于本发明权利要求及其等同技术的范围之内，则本发明也意图包含这些改动和变型在内。