取栓装置及取栓系统的制作方法

本发明涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种取栓装置及取栓系统。

背景技术：

血栓是血液中血小板等有形成分在循环血中发生异常聚集而形成血凝块，血凝块或发生在心脏内壁或血管壁上，造成血管阻塞或栓塞，继发严重身体损伤。血栓形成遍布整个心血管系统，波及全身组织器官，不止局限于心肌梗死，深部静脉血栓形成或脑血管血栓形成等病变，血栓可发生在体内任何部位的血管内。静脉血栓发生率高于动脉血栓，两者比例可达4∶1，静脉血栓占血栓机制的40％～60％，堵塞性冠状动脉血栓形成发生率为15％～95％，90％的血栓伴有动脉粥样硬化斑块。血栓形成造成血管闭塞、血流受阻引起相关的血管支配组织缺血、缺氧甚至坏死而产生相应组织、器官功能障碍的症状。

现在临床多采用抗凝药物和溶栓药物进行治疗，但治疗效果极不明显，血栓阻塞的血管直径越大其治疗效果越差，血管再通率低、需要再通的时间长，且一些患者不适用于溶栓治疗。

目前采用一些机械装置取栓，其为血栓患者提供了一种新型、高效的血管再通治疗方法，机械取栓手术时间短、相关并发症少，是目前血栓治疗领域的研究热点；根据主流介入取栓器械的形状和功能实现形式，可以将其分为：螺旋形、筛网型、毛刷型、抽吸型、支架型。这些主流产品的共同缺陷是取栓后有残留和血栓在回撤时脱落，导致取栓装置整体血栓捕获的性能不理想。神经血栓以颈内动脉、大脑中动脉、椎动脉和基底动脉为好发部位，急性血栓的状态多为油腻滑润状态，现有的金属取栓支架很难捕捉完全。

技术实现要素：

本发明的目的在于提供一种取栓装置，以优化现有技术中取栓装置的结构，提升取栓装置的血栓捕获的性能。

本发明的又一目的在于提供一种取栓系统，以优化现有技术中取栓系统的结构，提升取栓系统的血栓捕获的性能。

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，本发明提供一种取栓装置，该取栓装置包括：取栓支架，其呈空心管状结构，其外周壁呈网格结构；及牵引导丝，包括导丝芯和设于导丝芯上的发热部；所述导丝芯穿设于所述取栓支架内，其一端向外伸出所述取栓支架，并可电连接至外部电源；所述发热部位于所述取栓支架内；在所述导丝芯处于通电状态下，所述发热部能够产生热量。

根据本申请一些实施例，所述导丝芯上于所述发热部以外的区域包覆有绝缘层。

根据本申请一些实施例，所述发热部与所述导丝芯为一体成型结构。

根据本申请一些实施例，所述发热部粘接或焊接在所述导丝芯上。

根据本申请一些实施例，所述发热部沿径向凸出于所述导丝芯的外周壁。

根据本申请一些实施例，所述发热部由其自身的两端向中间的方向上，其径向尺寸逐渐变大。

根据本申请一些实施例，所述发热部的外周壁呈光滑过渡的曲面。

根据本申请一些实施例，所述发热部呈椭圆形球体。

根据本申请一些实施例，所述发热部设有多个，多个所述发热部呈间隔布置。

根据本申请一些实施例，所述取栓支架包括呈直线排列并交替相接的刚性单元和柔性单元，所述刚性单元和所述柔性单元均呈径向可压缩和膨胀的管状结构；在受到同等径向力时，所述柔性单元相比于所述刚性单元更容易弯折变形；或者，在受到同等轴向力时，所述柔性单元相比于所述刚性单元更容易进行轴向压缩；所述导丝芯依次伸入布置于所述刚性单元和所述柔性单元内，且所述发热部对应布置于所述刚性单元或所述柔性单元内。

根据本申请一些实施例，所述导丝芯上设有弹性部，所述弹性部与所述发热部呈间隔设置，所述弹性部对应设于所述柔性单元内，所述发热部对应设于所述刚性单元内；所述弹性部的两端分别通过连接杆与所述取栓支架的周侧壁相连，以将所述弹性部对位限制在对应的所述柔性单元内；所述连接杆沿所述取栓支架的径向可伸缩。

根据本申请一些实施例，所述柔性单元为自膨胀结构，且自膨胀而径向展开时，其轴向尺寸缩短；并在所述柔性单元自膨胀过程中，所述弹性部的长度随所述柔性单元的轴向尺寸同步缩短。

根据本申请一些实施例，所述连接杆为沿所述取栓支架径向延伸的波形杆。

根据本申请一些实施例，所述弹性部一端对应的所述连接杆设有多个，且对应所述弹性部一端的多个连接杆呈周向间隔设置。

根据本申请一些实施例，所述取栓支架的最近端和最远端均为所述刚性单元。

根据本申请一些实施例，所述取栓装置还包括近端管；所述取栓支架的最近端汇聚连接于所述近端管上；所述近端管为空心管，所述导丝芯的近端穿过所述近端管。

根据本申请一些实施例，所述取栓装置还包括远端管；所述取栓支架的最远端汇聚连接于所述远端管上；所述导丝芯的远端与所述远端管相连。

根据本申请一些实施例，所述远端管为空心管，所述导丝芯的远端穿出所述远端管并卡接在所述远端管的远端。

根据本发明的另一个方面，本发明还提供一种取栓系统，该取栓系统包括上述的取栓装置、推杆、装载鞘和微导管；所述推杆与所述取栓支架的近端相连，以用于推拉所述取栓支架；所述装载鞘用于收容在压缩状态下的所述取栓装置；所述微导管用于与所述装载鞘相连通，所述微导管内的管腔用于输送所述取栓装置。

由上述技术方案可知，本发明实施例至少具有如下优点和积极效果：

本发明实施例的取栓装置中，在牵引导丝上设有发热部，并利用该发热部与取栓支架配合，在空心网格结构的取栓支架捕获血栓后，可通过通电发热使发热部周围区域的血栓脱水收缩，进而与发热部仅仅粘合在一起，并随着牵引导丝和取栓支架一起从血管中取出，有效地防止血栓从取栓支架脱落，最终实现取栓装置的血栓捕获性能的提升。

附图说明

图1是本发明的取栓装置第一实施例的结构示意图。

图2是图1所示的取栓装置在径向弯曲状态下的结构示意图。

图3是图1所示的取栓装置在轴向压缩状态下的结构示意图。

图4是图1的取栓装置在组装使用前的结构示意图。

图5是图4的取栓装置在组装使用时的结构示意图。

图6是图5中的取栓装置在微导管中推送状态的示意图。

图7是图1所示的取栓装置取栓过程的第一状态示意图。

图8是图1所示的取栓装置取栓过程的第二状态示意图。

图9是图1所示的取栓装置取栓过程的第三状态示意图。

图10是图1所示的取栓装置取栓过程的第四状态示意图。

图11是图1所示的取栓装置取栓过程的第五状态示意图。

图12是图1所示的取栓装置取栓过程的第六状态示意图。

图13是现有取栓支架经过迂回弯曲血管的示意图。

图14是图1中所示的取栓支架经过迂回弯曲血管的示意图。

图15是本发明的取栓装置第二实施例的结构示意图。

图16是本发明的取栓装置第三实施例的结构示意图。

图17是本发明的取栓装置第四实施例的结构示意图。

图18是本发明的取栓装置第五实施例的结构示意图。

图19是本发明的取栓装置第六实施例的结构示意图。

图20是本发明的取栓装置第七实施例的结构示意图。

图21是图20所示的柔性单元的侧视图。

图22是图20所示的柔性单元的另一种结构示意图。

图23是图20所示的柔性单元的又一种结构示意图。

图24是图20所示的取栓装置在径向弯曲状态下的结构示意图。

图25是本发明的取栓装置第八实施例的结构示意图。

图26是图25中所示的牵引导丝的结构示意图。

图27是本发明的取栓装置第九实施例的结构示意图。

附图标记说明如下：

100/100a/100b/100c/100d/100e/100f/100g/100h、取栓装置；200、推杆；300、装载鞘；400、微导管；500、鞘管；600、接头件；700、穿孔导丝；

1/1a/1b/1c/1e/1d/1f/1g/1h、取栓支架；11/11a/11b/11d、刚性单元；111、第一波形圈；1111、波峰；1112、波谷；12/12c/12d/12e/12f、柔性单元；121/121e、支杆；1211、第一绕制段；1212、第二绕制段；1211e、第一弧形段；1212e、第二弧形段；122、第二波形圈；1221、波峰；1222、波谷；123、连接件；124、环形圈；13、连接臂；14、近端管；15、远端管；16、连接杆；

2/2f/2g/2h、牵引导丝；201、限位部；21/21h、导丝芯；22/22h、发热部；23、绝缘层；24、弹性部。

具体实施方式

体现本发明特征与优点的典型实施方式将在以下的说明中详细叙述。应理解的是本发明能够在不同的实施方式上具有各种的变化，其皆不脱离本发明的范围，且其中的说明及图示在本质上是当作说明之用，而非用以限制本发明。

在本申请的描述中，需要理解的是，术语“中心”、“纵向”、“横向”、“长度”、“宽度”、“厚度”、“上”、“下”、“前”、“后”、“左”、“右”、“竖直”、“水平”、“顶”、“底”、“内”、“外”、“顺时针”、“逆时针”等指示的方位或位置关系为基于附图所示的方位或位置关系，仅是为了便于描述本申请和简化描述，而不是指示或暗示所指的装置或元件必须具有特定的方位、以特定的方位构造和操作，因此不能理解为对本申请的限制。

此外，术语“第一”、“第二”仅用于描述目的，而不能理解为指示或暗示相对重要性或者隐含指明所指示的技术特征的数量。由此，限定有“第一”、“第二”的特征可以明示或者隐含地包括一个或者更多个所述特征。在本申请的描述中，“多个”的含义是两个或两个以上，除非另有明确具体的限定。

在本申请的描述中，需要说明的是，除非另有明确的规定和限定，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。对于本领域的普通技术人员而言，可以具体情况理解上述术语在本申请中的具体含义。

本发明实施例提供的取栓支架和取栓装置，用于在血管堵塞血管时，疏通堵塞的血管，抓捕堵塞血管中的血栓。该取栓装置包括取栓支架和牵引导丝，牵引导丝与取栓支架相连，并可穿设于取栓支架内。取栓支架具有径向可伸缩性能，使得取栓之间具有坍缩状态和自然膨胀状态。在坍缩状态下，可便于取栓支架经微导管在血管内进行递送，输送至病变部位。当到达病变部位后，撤出微导管，可使取栓支架可恢复自然膨胀状态，进而对病变部位血栓进行切割和捕获，最后对捕获的血栓进行回撤，实现堵塞血管的疏通。

为便于描述和理解，本文中定义的“近端”是指靠近操作者的一端，“远端”是指远离操作者的一端。

下面通过取栓装置的几个实施例进行具体介绍。

第一实施例，参阅图1至图3所示的结构及使用状态。

首先请参阅图1，本实施例的取栓装置100包括取栓支架1和牵引导丝2。

其中，取栓支架1呈空心管状结构，其外周壁可呈网格或网孔结构，该网格或网孔结构可以是不规则的孔状结构。牵引导丝2穿过取栓支架1的近端，并伸入取栓支架1内，牵引导丝2的远端与取栓支架1的远端相连。牵引导丝2的近端可与外界相连，通过牵引导丝2向血管的近端运动，可带动取栓支架1朝向血管近端回撤。

取栓支架1具有坍缩状态和自然膨胀状态。在坍缩状态下，取栓支架1的径向尺寸最小，便于在血管内进行递送，便将取栓支架1输送至病变部位。

取栓支架1可采用如记忆性金属材质，在径向无外部压力时，取栓支架1自行膨胀，径向尺寸变大。在自然膨胀状态下，取栓支架1撑开病变部位处的血栓，并利用其外周壁上的网格或网孔结构对该血栓进行切割，使血栓进入取栓支架1内，并被取栓支架1捕获。随着牵引导丝2向血管的近端运动，可控制取栓支架1带动其内捕获的血栓回撤，疏通堵塞的血管。

本实施例的取栓支架1包括刚性单元11、柔性单元12、连接臂13、近端管14和远端管15。

刚性单元11和柔性单元12呈线型排列并交替相接，刚性单元11和柔性单元12之间通过连接臂13连接。取栓支架1的最近端和最远端均为刚性单元11。刚性单元11具有刚性效果，多个刚性单元11可起到骨架支撑作用。首尾均为刚性单元11可提高取栓支架1的支撑性能和推进性能。柔性单元12具有柔性，可进行弯折和压缩。刚性单元11和柔性单元12均呈径向可伸缩的管状结构，刚性单元11和柔性单元12可相互连通。刚性单元11外周壁呈网格或网孔结构，柔性单元12的外周壁上设有连通柔性单元12管状结构内外的开口，或柔性单元12的外周壁上具有网孔，因此在刚性单元11和柔性单元12展开时，均能够切割其周围的血栓，使血栓被切割的部分进入其管状结构内，被刚性单元11或柔性单元12捕获。

本实施例的刚性单元11具有较强的刚性效果，其本身具有较大的径向支持力。在自然膨胀状态下，刚性单元11的直径小于血管和柔性单元12。因此在刚性单元11展开时，不会对血管造成创伤，并可快速建立血流通道，实现堵塞血管处血流通道的预通功能。

请参阅图1所示，本实施例中的刚性单元11为网格单元，该网格单元呈网管状结构。

进一步地，本实施例的网格单元主要包括轴向相接的多个第一波形圈111。每个第一波形圈111沿周向具有相交错的波峰1111和波谷1112。其中波峰1111朝向远端，波谷1112朝向近端。近端的第一波形圈111的波峰1111与远端的第一波形圈111的波谷1112对应连接形成网格结构。

具体如图1中，刚性单元11具有两个第一波形圈111，各个第一波形圈111可视为由杆件呈z形或w形连续弯曲延伸形成的闭环结构。位于近端的第一波形圈111的波谷1112与连接臂13连接，或汇聚连接至近端管14上。位于远端的第一波形圈111的波峰1111与连接臂13连接，或汇聚连接至远端管15上。相邻两第一波形圈111之间的网格结构为菱形网格，也可以形成其他形状的网格，如三角形、矩形或多边形。

第一波形圈111及整个刚性单元11能够沿径向伸缩，使得各个第一波形圈111之间的相邻波峰1111之间以及相邻波谷1112之间可以相互靠近或远离。在自然膨胀时，第一波形圈111的直径变大，且波峰1111与波谷1112之间的轴向间隔变小，同时周向间隔变大。当取栓支架1到达病变部位的血栓处后，刚性单元11通过第一波形圈111的自膨胀而张开，可撑开血栓，建立血流通道，实现预通功能；并通过第一波形圈111对血栓进行切割，被切割的血栓部分进入第一波形圈111内，被网格单元捕获。

在本实施例中，柔性单元12相比于刚性单元11更具有柔性。

请参阅图2，在受到同等径向力时，本实施例的柔性单元12相比于刚性单元11更容易弯折变形，使得取栓支架1能够在柔性单元12处进行弯折，因此，即可以保证取栓支架1抓捕血栓的效果，又同时兼顾取栓支架1的整体柔顺性，使取栓支架1能够在迂回的血管中进行递送和回撤。

请参阅图3，在受到同等轴向力时，本实施例的柔性单元12相比于刚性单元11更容易进行轴向压缩；并且在柔性单元12轴向压缩时，其最大径向尺寸d1同步增大。

在自然膨胀状态下，柔性单元12的最大径向尺寸d1大于刚性单元11的最大径向尺寸d2。在相邻的两柔性单元12之间可形成一段间隔空间10，位于该间隔空间10内的血栓分布在对应的刚性单元11的周侧，没有受到该刚性单元11的网格结构的切割，因此保持自身的完整性。

在取栓支架1进行回撤的过程中，可通过柔性单元12推动间隔空间10内完整的血栓进行回撤，减少血栓脱落的风险，进而提高血栓取出的成功率。同时，由于未被切割的血栓主要限位在间隔空间10内，因此取栓支架1在回撤时，基本沿着平行于血管的方向，对血栓施加力，这意味着取栓支架1对血栓的作用不会用于增加从血管中移除血栓所需的力，从而可以保护脆弱的血管(如脑血管)免受有害的径向力和拉伸力。

需要说明的是，若采用柔性单元12的最大径向尺寸d1小于刚性单元11的最大径向尺寸d2的方案，则间隔空间10形成与相邻的两刚性单元11之间，当取栓支架1进行回撤的过程中，经过弯曲血管时，柔性单元12弯曲向一侧突出，会使两刚性单元11之间的间隔空间10内的血栓挤出该间隔空间10之外，不利于血栓的抓捕和回撤，参考图13和图14所示。故选择采用柔性单元12的最大径向尺寸d1大于刚性单元11的最大径向尺寸d2的方案。

还需要说明的是，在自然膨胀状态下，柔性单元12的最大径向尺寸d1也可小于刚性单元11的最大径向尺寸d2，只需在柔性单元12进行轴向压缩后，其最大径向尺寸d1大于刚性单元11的最大径向尺寸d2，即可在相邻的柔性单元12之间形成间隔空间10。

仍参阅图3，当取栓支架1在轴向的相对两端的挤压力作用下，本实施例的柔性单元12的最大径向尺寸d1变大，轴向尺寸变小；而刚性单元11的最大径向尺寸d2和轴向尺寸均保持不变。因此，基于柔性单元12的最大径向尺寸d1可变的特征，当取栓支架1从血管远端回撤至血管近端时，若血管直径逐渐增大，则可通过调节柔性单元12的最大径向尺寸d1，使取栓支架1的柔性单元12在不同血管段落中始终保持贴壁状态，使取栓支架1内部的血栓及间隔空间10内的大块血栓均能在回撤时被取出，进而提高血栓取出的效果及成功率，并降低血栓脱落的风险。

此外，由刚性单元11与柔性单元12交替形成的取栓支架1为分段式结构，当取栓支架1捕捉血栓回撤至导引导管或中间导管时，取栓支架1的近端结构因进入导引导管或中间导管而被压缩，不会导致后端结构的改变，从而可避免回撤时，取栓支架1整体压缩而导致血栓脱落。

本实施例中柔性单元12包括多根支杆121，多根支杆121呈周向间隔布置进而形成筒状结构。相邻支杆121之间的空间间隔形成柔性单元12外周壁上的开口或网孔；支杆121的两端分别与一连接臂13相连。相邻支杆121的端部可呈间隔设置，以使相邻支杆121之间的空间间隔均匀分布。相邻支杆121的端部也部分相接，以便于与连接臂13相连。在柔性单元12被轴向压缩时，每一支杆121能够径向外扩以使柔性单元12的径向尺寸逐渐变大。

具体请参阅图1，本实施例中的支杆121为螺旋杆，多根支杆121沿同方向顺时针或同向逆时针螺旋绕制，进而使柔性单元12形成螺旋单元。螺旋杆可理解为丝状或杆状结构并呈螺旋状绕制，相邻螺旋杆之间的间隔形成柔性单元12外周壁上的开口或网孔。螺旋杆的近端到远端的螺旋绕制角度不超过360°，其中绕制角度越大，其柔顺性越好，支撑性越弱。

按照螺旋杆到螺旋单元中心线的距离，可将螺旋杆分为第一绕制段1211和第二绕制段1212，第一绕制段1211和第二绕制段1212一端相连并呈同向螺旋绕制。第一绕制段1211与第二绕制段1212的连接处为柔性单元12在径向上的最外侧。第一绕制段1211在逐渐远离第二绕制段1212的方向上，到柔性单元12的中心轴的距离逐渐变小。第二绕制段1212在逐渐远离第一绕制段1211的方向上，到柔性单元12的中心轴的距离逐渐变小。

该螺旋单元不仅能够在径向压力的作用下，进行弯折；还能够在轴向压力下，进行轴向压缩。在轴向压缩时，螺旋单元进行同步径向膨胀，以实现与血管壁的充分贴合，并与血栓充分接触，实现最大程度嵌合的效果。同时膨胀后的柔性单元12的直径大于刚性单元11，可使刚性单元11不与血管壁接触。

在本实施例中，形成螺旋单元的柔性单元12与形成网格单元的刚性单元11依次间隔、交替排布，使取栓支架1整体形成分段式结构，提高了取栓支架1的柔顺性，能够适应不同弯曲形态的血管。嵌入血栓的刚性单元11的网格结构能够通过自身的径向支撑力把血栓内部打开，快速建立血流通道，实时堵塞血管的预通功能；刚性单元11的网格结构还能够形成捕捉结构，在展开时切割并捕获血栓。螺旋单元为柔性结构，在血栓内部展开时为被压缩状态。此时利用外力压缩，通过牵引导丝2相对取栓支架1向近端回撤，使螺旋单元充分膨胀，螺旋杆切割血栓，使螺旋单元与血栓最大程度的嵌合，并与血管壁进行贴合。膨胀状态下的螺旋单元直径比网格单元大，相邻螺旋单元在之间形成一段间隔空间10。位于间隔空间10内的没有被网格单元进行切割的血栓可保持较高的完整性，在回撤过程中可减少血栓脱落的风险，进而提高血栓取出的效果及成功率。

在本实施例中，螺旋单元和网格单元均可由记忆合金或高分子材料加工而成。具体地可通过编织或激光切割镍钛管材形成，也可以通过激光切割镍钛板材后卷曲热定型而成，还可以通过镍钛丝材进行编织而成，还可以通过具有弹性的塑料材料加工而成等等。

具体如图1中所示，本实施例的取栓支架1由四个刚性单元11和三个柔性单元12依次交替相接。需要说明的是，刚性单元11和柔性单元12的数量并不做限制，可相应地增加，根据需要进行设计。

刚性单元11和柔性单元12之间通过连接臂13进行连接。连接臂13的一端与刚性单元11连接，另一端与柔性单元12连接。连接臂13可平行于取栓支架1的中心轴线，连接臂13呈杆状，沿取栓支架1的轴向延伸。连接臂13也可以采用弯曲或螺旋的螺旋臂。利用连接臂13可以让刚性单元11和柔性单元12之间进行更好地过渡，以允许取栓支架1中相邻的两刚性单元11之间的弯曲尽量不损害柔性单元12的膨胀性，并保持柔性单元12与血管壁良好并列和贴壁的能力。

具体地，连接臂13的一端可与网格单元中第一波形圈111的波峰1111或波谷1112相连，连接臂13的另一端可与螺旋单元中，一个或多个螺旋杆的一端相连。在相邻的刚性单元11和柔性单元12之间，连接臂13可设置多个。多个连接臂13环绕刚性单元11的轴向呈间隔布置。具体实施方式中，如图1所示，连接臂13设有四个，每个连接臂13一端均与一螺旋杆相接，另一端均与第一波形圈111的波峰1111或波谷1112相连。

在取栓支架1上，位于最近端的刚性单元11的近端采用圆锥结构，并汇聚连接至近端管14上。采用圆锥结构，可提高取栓支架1近端结构的整体柔顺性，便于取栓支架1回撤时进入导引导管或鞘管500中。

在取栓支架1上，位于最远端的刚性单元11的远端采用圆锥结构，并汇聚连接至远端管15上。最远端的刚性单元11的远端呈锥形结构，可减小取栓支架1推进过程中对血栓造成破坏，降低破碎血栓流向血管远端的风险。

本实施例中，近端管14采用空心管，牵引导丝2穿过近端管14，并依次穿设于刚性单元11和柔性单元12内；牵引导丝2的远端与远端管15相连。

远端管15也可采用空心管，牵引导丝2的远端设有限位部201，该限位部201可采用球状结构。牵引导丝2的远端穿过空心结构的远端管15后，通过该限位部201卡接在远端管15的远端。进而在牵引导丝2回撤时，牵引导丝2能够带动取栓支架1回撤。可以理解的是，牵引导丝2的远端也可以焊接在远端管15上。

请参阅图4至图6，本发明实施例的取栓装置100在使用前，以坍缩的形态装载于血栓取出系统中，该血栓取出系统还包括上述推杆200、装载鞘300、微导管400和鞘管500。

取栓支架1的近端通过刚性单元11汇聚连接在近端管14上，空心的近端管14与推杆200相连通，推杆200为可径向弯曲的柔性管，牵引导丝2的近端依次穿出近端管14和推杆200。

装载鞘300套设在推杆200外部，在使用前将取栓支架1预先压缩导入装载鞘300内，如图4所示状态。

在需要进行取栓操作时，可通过接头件600(如鲁尔接头)将装载鞘300与微导管400相连接，如图5所示状态。进而通过推杆200推动近端管14和取栓支架1顺利进入微导管400的管腔内，如图6所示状态。之后将通过微导管400将取栓装置100输送至根据造影或其他诊断手段所确定的血栓所在的病变位置，以便取栓支架1在血管病变位置释放并可通过推杆200实现推拉动作精准对位，从而使取栓支架1在压缩状态和释放状态之间进行转换。

鞘管500套设在微导管400外，鞘管500随着微导管400伸入血管内，并输送至病变部位的血栓的近端处，用于在回撤时，收容取栓支架1捕获的血栓。

请结合参阅图7至图12所示，在介入取栓治疗时，参考图7，利用穿孔导丝700预先穿过病变部位的血栓，以在血栓中建立血管通路。参考图8，将微导管400和鞘管500顺着穿孔导丝700输送至病变部位的血栓处，并使微导管400穿越血栓，固定微导管400，回撤穿孔导丝700。参考图9所示，通过推杆200将取栓装置100推送至根据造影或其他诊断手段所确定的血栓所在位置。参考图10所示，停止前推推杆200，固定推杆200并回撤微导管400，使取栓支架1在微导管400的远端释放，根据显影点在影像上的位置，确保血栓位于取栓装置100有效区域内，并使取栓支架1完全释放在血管内。参考图11所示，可根据血管壁厚来调节牵引导丝2，使螺旋单元膨胀，并使螺旋单元锚定住血管壁，实现螺旋单元与血管壁的充分贴合并抓捕血栓。参考图12，同时拉动牵引导丝2和推杆200，以将取栓支架1带着捕获的血栓回撤并撤回至鞘管500内，完成对血栓的取出。

请参阅图13所示，传统的一体式取栓支架1在连续曲折血管中回撤时，由于圆角的挤压作用，使取栓支架1在回撤过程中被压缩成线状，与血栓嵌合，体积减小，增加血栓脱落的几率，从而降低了取栓的效果及成功率。

请参阅图14所示，本实施例提供的取栓支架1在形状记忆材料的弹性释放和外力牵拉的共同作用，取栓支架1能够径向膨胀，完全嵌入血栓内部。由于自身的柔软性和其内螺旋单元的可变直径，使其在血管曲折处也可以充分膨胀，回撤时与血栓保持相对静止，有效地防止血栓脱落，从而提高取栓的效果及成功率。此外，当取栓支架1从远端血管回撤至近端血管时，血管壁直径逐渐变大，可通过调节螺旋单元的直径使取栓装置100在血管不同段落始终保持贴壁的状态，可进一步降低血栓脱落风险，提高取栓的效果及成功率。

第二实施例，参阅图15所示的结构。

本实施例的取栓装置100a与第一实施例的结构相似，不同之处在于刚性单元11a的设计不同。具体地，在本实施例的取栓支架1a中，除位于最近端和最远端的两刚性单元11a外的刚性单元11a中，在由取栓支架1a的近端至远端的方向上，多个刚性单元11a的轴向长度依次变小。刚性单元11a的轴向长度可通过第一波形圈111的数量变化来进行调整。

柔性单元12a的最大径向尺寸d1大于刚性单元11a的最大径向尺寸d2，从而在相邻两个柔性单元12a之间，可形成间隔空间10以抓捕血栓。该间隔空间10的轴向尺寸可随着刚性单元11a的轴向长度的变化而改变。因此，在由近端至远端的方向上，随着各刚性单元11a的轴向长度依次变小，使得各间隔空间10的轴向尺寸也同步变小，进而使各间隔空间10内的血栓尺寸，呈规律性的由大变小。

当取栓支架1a在迂回的血管内进行回撤时，远侧的间隔空间10无法容纳近侧的大块血栓，故可以有效地防止位于近侧间隔空间10的大块血栓向远侧间隔空间10迁移，阻止其向更远处逃逸，进一步降低血栓脱落的风险。

需要说明的是，各个间隔空间10的轴向尺寸可能以其它方式变化，例如在由近端至远端的方向上，各间隔空间10的轴向尺寸依次变大，或者交替大小结构设置，又或者随机设置尺寸，等等。

第三实施例，参阅图16所示的结构。

本实施例的取栓装置100b与第一实施例的结构相近似，不同之处在于刚性单元11b的设计不同。

具体地，在本实施例的取栓支架1b中，除位于最近端和最远端的两刚性单元外11b的刚性单元11b中，每个刚性单元11b本身的径向宽度在由近端至远端的方向上逐渐变大。刚性单元11b的径向宽度可通过改变该刚性单元11b中各个第一波形圈111到刚性单元11b中轴线的距离来进行调整。

在由近端至远端的方向上，由于刚性单元11b的径向宽度逐渐变大，可使刚性单元11b的表面呈现锥面结构，从而使对应形成的间隔空间10的尺寸也呈现逐渐变小的结构。对应形成于该间隔空间10内的大块血栓，也随之呈现由近端至远端尺寸逐渐变小的结构。进而可有效地避免该间隔空间10内的大块血栓向远侧迁移，阻止其向更远处逃逸，进一步降低血栓脱落的风险。

第四实施例，参阅图17所示的结构。

本实施例的取栓装置100c与第一实施例的结构相近似，不同之处在于柔性单元12c的设计不同。

具体地，在本实施例的取栓支架1c中，自然膨胀状态下，在由取栓支架1c的近端至远端的方向上，各柔性单元12c的最大径向尺寸d1依次变大，以便于远侧的柔性单元12c能够在轴向压缩调整其最大径向尺寸d1，适应更大的血管。

在取栓支架1c回撤的过程中，由于血管逐渐变大，可使远侧的柔性单元12c具有更大的最大径向尺寸d1，来与血管壁相贴合，避免间隔空间10内的血栓向远处逃逸，进一步有效地降低血栓脱落的风险。

第五实施例，参阅图18所示的结构。

本实施例的取栓装置100d与第一实施例的结构相近似，不同之处在于在刚性单元11d与柔性单元12d之间省略了连接臂13的结构，此时取栓支架1d的刚性单元11d与柔性单元12d直接相连。

本实施例中，柔性单元12d的螺旋杆的端部直接与刚性单元11d的第一波形圈111的波峰1111或波谷1112相连。

第六实施例，参阅图19所示的结构。

本实施例的取栓装置100e中，相比于第一实施例，不同之处在于在柔性单元12e的结构不同。

本实施例中取栓支架1e的柔性单元12e包括多根支杆121e，多根支杆121e呈周向间隔布置进而形成筒状结构。相邻支杆121e之间的空间间隙形成柔性单元12e外周壁上的开口或网孔；支杆121e的两端分别与一连接臂13相连。

具体请参阅图19，自然膨胀状态下，支杆121e为弧形杆，弧形杆沿取栓支架1e的轴向延伸，且弧形杆的中部沿取栓支架1e的径向向外呈弧形凸出，多个弧形杆环绕取栓支架1e的轴线呈周向间隔布置，使得柔性单元12e在自然膨胀状态下，呈现近似球状或椭球状。当对柔性单元12e进行轴向压缩时，弧形杆两端的轴向间距逐渐变小，并且弧形杆的中部径向外扩，外凸的程度变大，从而使柔性单元12e的最大径向尺寸d1逐渐变大，以实现与血管壁的充分贴合，与血栓充分接触，实现最大程度嵌合的效果。

按照弧形杆到柔性单元12e中心线的距离，可将弧形杆分为第一弧形段1211e和第二弧形段1212e，第一弧形段1211e和第二弧形段1212e一端相连。第一弧形段1211e与第二弧形段1212e的连接处为柔性单元12e在径向上的最外侧。第一弧形段1211e在逐渐远离第二弧形段1212e的方向上，到柔性单元12e的中心轴的距离逐渐变小。第二弧形段1212e在逐渐远离第一弧形段1211e的方向上，到柔性单元12e的中心轴的距离逐渐变小。

进一步地，柔性单元12e还包括位于弧形杆两端的环形圈124。两环形圈124呈间隔布置，环形圈124环绕取栓支架1e的轴线布置。弧形杆的两端分别与一环形圈124相接，环形圈124可与刚性单元11直接相接，或通过连接臂13与刚性单元11相接。环形圈124可具有弹性，以便于随取栓支架1e整体进行收缩和膨胀。

第七实施例，参阅图20至图24所示的结构。

本实施例的取栓装置100f中，相比于第一实施例，不同之处在于柔性单元12f和牵引导丝2f的结构不同。

本实施例中取栓支架1f的柔性单元12f的外周壁呈网格结构，该柔性单元12f与刚性单元11同样呈网管状结构，该网格结构形成柔性单元12f的外周壁上的开口。

具体的实施方式中，请参阅图20和图21，柔性单元12f包括轴向对应相接的连接件123和第二波形圈122。连接件123位于第二波形圈122的远端侧。

连接件123和对应相接的第二波形圈122可设置多组，多组之间的连接件123和第二波形圈122依次交替相连，可增加柔性单元12f的长度，如图22和图23所示。

每个第二波形圈122沿周向具有相交错的波峰1221和波谷1222。其中波峰1221朝向远端，波谷1222朝向近端。

在第二波形圈122中，其部分波峰1221与连接件123的近端相接，部分波峰1221悬空。进而使柔性单元12f整体形成网格结构，并在悬空的波峰1221处可形成缺口。

具体地，连接件123可采用多个呈v字形弯折的杆件。每个v字形的连接件123的尖端为近端，并与第二波形圈122的波峰1221相接。v字形的连接件123的与尖端相对的两个端部为远端，两个远端分别与一连接臂13相接；在多组之间的连接件123和第二波形圈122依次交替相连时，两个远端也可以用于与另一相邻的第二波形圈122的波谷1222相接。多个连接件123呈环周间隔布置，并与第二波形圈122配合形成管状结构。在连接件123与第二波形圈122的波峰1221或波谷1222之间可形成网格或网孔结构。

请参图24，在径向外力作用下，柔性单元12f可在悬空的波峰1221所形成的缺口处进行弯折，提高取栓支架1f的柔顺性，适应弯曲的血管。

请参阅图21，在由近端至远端的方向上，第二波形圈122距柔性单元12f的中心线的距离逐渐变长，进而可使第二波形圈122的悬空波峰1221形成向外扩张的自由端。柔性单元12f在该自由端处的最大宽度即为柔性单元12f的最大径向尺寸d1，该最大径向尺寸d1大于刚性单元11的最大径向尺寸d2。在相邻两组的第二波形圈122之间，悬空波峰1221形成的自由端可位于相同位置或交叉分布，如图22和图23所示。

柔性单元12f能够沿径向伸缩，使得第二波形圈122之间的相邻波峰1221之间以及相邻波谷1222之间可以相互靠近或远离。当柔性单元12f在血栓中自然膨胀时，悬空波峰1221形成的自由端可嵌入血栓内，并与血管壁贴合。在相邻的柔性单元12f的对应悬空波峰1221之间形成间隔空间10。在取栓支架1f回撤时，悬空波峰1221形成的自由端可推动间隔空间10内的完整血栓进行回撤，进而提高血栓取出的成功率。同时悬空波峰1221所形成的自由端由近端朝向远端延伸，故在回撤时不会阻碍取栓支架1f收缩进入鞘管500。

需要说明的是柔性单元12f的最大径向尺寸d1大于刚性单元11的最大径向尺寸d1，可通过第二波形圈122的在波峰1221处的直径来进行调节控制。

进一步地，在第二波形圈122中，其与连接件123的近端对应相接的波峰1221和与悬空的波峰1221呈交错间隔布置。

值得注意的是，该实施例的柔性单元12f不可通过轴向压缩来进行径向膨胀。

具体请参阅图20，柔性单元12f具有一个第二波形圈122和一个连接件123。其中，连接件123由两个相对的v字形的杆件形成。第二波形圈122可视为由杆件呈z形或w形连续弯曲延伸形成的闭环结构，其具有四个位于远端的波峰1221和四个位于近端波谷1222。两个波峰1221与连接件123相接，另两个波峰1221形成悬空的自由端。与连接件123相接的波峰1221与悬空的波峰1221间隔布置。

请参阅图20和图24，本实施例中的牵引导丝2f的远端直接与取栓支架1f的近端相连，即连接于近端管14上，牵引导丝2f无需伸入取栓支架1f内布置。牵引导丝2f的近端可与外界相连，通过牵引导丝2f向血管的近端运动，可带动取栓支架1f整体朝向近端回撤。

第八实施例，参阅图25和图26所示的结构。

本实施例的取栓装置100g与第一实施例的结构相似，不同之处在于牵引导丝2g的设计不同。

本实施例的牵引导丝2g包括导丝芯21和设于导丝芯21上的发热部22。

导丝芯21为导电材料，其穿设于取栓支架1g内。导丝芯21一端向外伸出取栓支架1g，并可电连接至外部电源；发热部22位于取栓支架1g内；在导丝芯21通电状态下，发热部22能够产生焦耳热，使发热部22周围区域的血栓脱水收缩、凝固，与发热部22紧紧地粘结在一起，提升血栓的抓捕效果，进而在取栓支架1g和牵引导丝2g回撤时，能够有效地防止血栓脱落，提高血栓取出的效果和成功率。

外部电源可采用射频电源，当导丝芯21通上射频电流时，可在发热部22周围形成射频热消融效应。

导丝芯21上于发热部22以外的区域包覆有绝缘层23。该绝缘层23为包裹在导丝芯21上的一层绝缘材质，可套设或粘接在导丝芯上21。

发热部22为一层导热介质。发热部22可与导丝芯21为一体成型结构，发热部22也可以粘接或焊接在导丝芯21上。

发热部22沿径向凸出于导丝芯21的外周壁，以提高其发热面积，进而进一步提高血栓的抓捕能力。当然，发热部22也可以不凸出于导丝芯21的外周壁。

发热部22由两端向中间，其径向宽度逐渐变大，从而形成两端尺寸小、中间尺寸大的结构，进而在血流通道开通后，减小发热部22对血流的流动阻力。具体地，发热部22可采用椭圆形球体结构，该椭圆形球体的两端分别对应于取栓支架1g的近端和远端布置。发热部22的外周壁呈光滑过渡的流线型，即发热部22的近端和远端均采用流线型设计。

本实施例的取栓支架1g内，发热部22可对应布置于刚性单元11或柔性单元12内。发热部22可设置多个，多个发热部22呈间隔布置。

作为优选方案，发热部22可对应刚性单元11布置，以便于增强落在相邻两柔性单元12之间的间隔区域内的大块血栓的抓捕能力。

第九实施例，参阅图27所示的结构。

本实施例的取栓装置100h与第八实施例的结构相似，不同之处在于牵引导丝2h的设计不同。

本实施例的牵引导丝2h包括导丝芯21h、设于导丝芯21h上的发热部22h和设于导丝芯21h上并与发热部22h呈间隔布置的弹性部24。

弹性部24呈段状结构，并对应设于柔性单元12内。发热部22h对应设于刚性单元11内。

本实施例的取栓支架1h还包括多个连接杆16。弹性部24的两端分别通过一个或多个连接杆16与取栓支架1h的周侧壁相连。即每个连接杆16的内端均与弹性部24的端部连接，连接杆16的外端可连接在刚性单元11或柔性单元12的周侧壁上，或与连接臂13相连。弹性部24的两端通过连接杆16与取栓支架1h相对固定，以将弹性部24对位限制在对应的柔性单元12内，同时使发热部22h对应分布在刚性单元11内。

在取栓支架1h保持坍缩状态下，弹性部24可呈被拉伸状态。如图27所示，当取栓支架1h在血管内被释放时，柔性单元12可自行膨胀。且自膨胀而径向展开时，其轴向尺寸缩短。利用弹性部24的回复力可协助取栓支架1h进行膨胀，实现取栓支架1h的快速撑开；并在柔性单元12径向膨胀过程中，弹性部24的长度随柔性单元12的轴向尺寸同步缩短。

连接杆16沿取栓支架1h的径向可伸缩，如采用波形杆，或弹性伸缩件等。在取栓支架1h膨胀时，连接杆16可被拉伸。在取栓支架1h收缩呈坍缩状态时，连接杆16可被压缩，以利于连接杆16收纳于装在鞘管500中，与取栓支架1h一起保持坍缩状态。

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。

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