植入物遞送系統的製作方法

2023-09-19 06:24:10

本申請是2014年4月11日提交的名稱為植入物遞送系統、申請系列號為61/978,688的美國臨時申請的正式申請，並要求該臨時申請的優先權，該臨時申請整體內容以引用形式併入本文。
技術領域：
：本發明涉及用於遞送植入設備至病人體內靶位點或目標位置的系統和方法。本發明還涉及檢測病人體內植入物分離情況的方法。
背景技術：
：：在眾多臨床情形中，通過微創裝置遞送可植入的治療設備被證明是可取的。例如，血管栓塞術已用於控制血管出血，以阻止向腫瘤供血、封閉輸卵管和血管動脈瘤，尤其是顱內動脈瘤。近年來，通過血管栓塞術治療動脈瘤已獲得許多關注。用於治療動脈瘤的植入物通常是卷繞線經過盤繞或纏繞的長度，並被稱為「微彈簧圈」。微彈簧圈是通過以下方式工作的：填充動脈瘤，造成流經動脈瘤的血流減慢或停止，從而誘導動脈瘤內形成血栓。微彈簧圈是非常靈活的，具有極少的結構完整性。為了使其容易回收和復位，現有的努力均指向將其製成抗拉伸的。例如，抗拉伸栓塞線圈具有抗拉伸組件穿過線圈的內部管道，如Ken的美國專利5,582,619所述。Wilson的2004/0034363號美國專利公開文件頁公開了具有抗拉伸組件的栓塞線圈，該組件具有一遠端和一近端，該遠端連接至線圈遠端附近，該近端連接至遞送導管。現有技術中已使用幾種不同的治療形式用於部署植入設備。例如，包括Guglielmi等人的美國專利5,895,385和Geremia等人的美國專利5,108,407在內的現有技術已經描述了多種用於植入設備的可復位的分離系統，該內容通過引用併入本文中。例如Gandhi等人的美國專利6,500,149和Handa等人的美國專利4,346,712公開的幾種系統描述了使用加熱器以分離和部署該植入設備，該內容通過引用併入本文。儘管植入物遞送和分離系統在本領域是已知的，這些系統不能為用戶提供反饋，告知用戶植入物確實已從遞送設備分離。在分離取決於加熱或者涉及時間因素的電解過程的情形下，這尤為重要。這些遞送設備給用戶造成疑惑，無法確認加熱等的時間足以造成分離。因此，需要檢測植入物是否適當地、有效的在病人體內分離的方法。技術實現要素：本發明是植入物遞送和分離系統，用於在體腔內(包括但不限於血管、輸卵管、畸形物如瘻管和動脈瘤、心臟缺陷(例如左心耳和室間隔開口(sepalopening))和其他腔體器官)定位和部署可植入設備，例如線圈、支架、濾器等。該系統包括植入物、遞送導管(通常指推進器或遞送推進器)、連接植入物和推進器的可分離結合處、產熱裝置(通常指加熱器)和應用能量到加熱器的動力源。本發明還包括檢測植入物分離的方法。具體而言，植入物的分離通過檢測遞送系統的電阻變化進行檢測。本發明還可結合遞送機構使用，該遞送機構公開於2005年8月25日提交的申請號為11/212,830的美國專利申請「用於植入設備的熱分離系統」中，其通過引用整體併入本文。在本發明的一方面，植入物通過使用一栓繩、細線、線、金屬絲、細絲、纖維等連接至推進器。這通常為栓繩。該栓繩可以是單絲、杆、帶、中空管等。許多材料可用於可分離地連接植入物至推進器。一類材料是聚合物如聚烯烴、聚烯烴彈性體如那些由陶氏(Dow)以「Engage」商品名銷售的或者埃克森(Exxon)以「Affinity」商品名銷售的、聚乙烯、聚酯(PET)、聚醯胺(尼龍)、聚氨酯、聚丙烯、嵌段共聚物如PEBAX或Hytrel、以及乙烯乙烯醇(EVA)；或者橡膠材料如矽樹脂、乳膠和Kraton。在一些情形下，聚合物可以是輻射交聯的，以控制其抗張強度和熔解溫度。該材料的另外一類是金屬例如鎳鈦合金(鎳鈦諾合金)、金和鋼。材料的選擇取決於材料存儲勢能的能力、熔解或軟化溫度、用於分離的力量和身體治療位置。栓繩可通過焊接、打結、釺焊、粘接或本領域其他方式接合至植入物和/或推進器。在一種實施方式中，植入物是線圈，栓繩可穿過線圈的內管並連接至線圈的遠端。這種設計不僅將植入物連接至推進器，同時賦予線圈抗張性而無需使用第二個抗張組件。在其他實施方式中，植入物是線圈、支架或濾器，栓繩連接至植入物的近端。在本發明的另一方面，可分離的將植入物連接至推進器的栓繩作為能量(如勢能)存儲器，該能量在分離過程中釋放。這有利的減少了分離植入物需要的時間和能量，因為其允許通過加熱切斷栓繩而無需完全熔解該材料。儲存的能量可施加力至植入物將其推離遞送導管。該分離常常使得系統更可靠，因為其可在分離後阻止栓繩重新固化並扣住植入物。可用幾種方式給予儲存的能量。在一種實施方式中，可在植入物和推進器之間放置一彈簧。當將栓繩一端連接推進器或植入物中的其中一個，牽引栓繩自由端直至彈簧至少部分被壓縮，然後使栓繩的自由端附於植入物或者推進器中的另一個，使植入物連接至推進器，彈簧被壓縮。由於栓繩的兩端均被限制，栓繩上的張力形式的勢能(或者彈簧中的壓縮力)儲存於系統中。在另一種實施方式中，栓繩的一端如前述實施方式進行固定，然後通過用預定力或位移拉栓繩的自由端使栓繩承受拉力。當栓繩的自由端被固定，栓繩材料的伸長(即彈性變形)自動儲存能量。在本發明的另一方面，將加熱器置於推進器上或之內，通常但非必須的，接近推進器的遠端。加熱器可通過釺焊、焊接、粘接、機械連接或本領域其他技術連接於推進器。加熱器可以是以下形式：纏繞線圈、加熱管、中空管、帶、海波管(hypotube)、實心棒材、環形線圈或相似形狀。加熱器可用多種材料製作，例如鋼、鉻鈷合金、鉑、銀、金、鉭、鎢、mangalin、鉻鎳合金(可購自加州精線公司(CaliforniaFineWirecompany)，商品名為StableOhm)、導電聚合物等。栓繩接近加熱器放置。栓繩可穿過中空或線圈型加熱器的管道或者被纏繞在加熱器周圍。儘管栓繩可與加熱器直接接觸，但這不是必須的。為了便於組裝，栓繩可置於加熱器附近，但實際上沒有接觸加熱器。遞送導管或推進器是具有遠端和近端的細長組件，經過調整以允許將植入物送至治療處。推進器包括核心軸和一個或多個電導線，以提供能量給加熱器。推進器可以是錐形和/或沿長度形狀變化，遠端通常比近端更靈活。在一種實施方式中，調整推進器以可伸縮地置於遞送導管中，例如引導導管或微導管。在另一種實施方式中，推進器包含內腔，允許將其遞送過導線。在另一種實施方式中，推進器可以直接遞送至治療處而無需第二設備。推進器可具有不透射線的標記系統，其通過螢光可見，允許螢光與不透射線的標記結合用於微導管或其他附屬設備上。在本發明另一方面，核心軸是實心或者空心的軸、線、管、海波管、線圈、緞帶或其組合。核心軸可以是塑料材料，例如PEEK、亞克力、聚醯胺、聚醯亞胺、Teflon、亞克力、聚酯、嵌段共聚物如PEBAX，等等。塑料組件可以沿長度選擇性強化，具有加強纖維或由金屬、玻璃、碳纖維、穗帶、線圈等製作的導線。金屬材料例如不鏽鋼、鎢、鉻鈷合金、銀、銅、金、鉑、鈦、鎳鈦合金(鎳鈦諾)等可與塑料組件二選一或二者組合，以形成核心軸。陶瓷組件例如玻璃、光纖維、鋯等，可與塑料和/或金屬組件二選一或與塑料和/或金屬組件組合，以形成核心軸。核心軸也可以是複合材料。在一種實施方式中，核心軸包括不透射線材料(例如鉑或鉭)的內核和抗扭材料(如鋼或鉻鈷)的外層。通過選擇性改變內核的厚度，可在推進器上提供不透射線的標識而無需使用第二標記物。在另一實施方式中，核心材料，例如不鏽鋼，具有合適的材料屬性如抗扭和/或抗壓強度，該核心材料可選的被低電阻材料如銅、鋁、金、或銀覆蓋(例如使用電鍍、衝壓(drawing)或本領域類似方法塗覆)以增強其導電性，因而允許核心軸用於電導體。在另一實施方式中，核心材料例如玻璃或光纖維具有期望的屬性，例如與磁共振成像(MRI)兼容，該核心材料被塑料材料例如PEBAX或聚醯亞胺覆蓋以阻止玻璃破裂或彎曲。在本發明另一方面，加熱器附加到推進器，然後將一個或多個電導體附加至加熱器。在一種實施方式中，一對電導線大致沿推進器的長度鋪設，並在推進器遠端附近耦合至推進器，在推進器近端附近耦合至電連接器。在另一種實施方式中，一條電導線大致沿著推進器的長度鋪設，且核心軸本身由導電材料製成或者被導電材料塗覆以作為第二電引線。電導線和核心軸在推進器的遠端附近耦合至加熱器，在推進器的近端附件耦合至一個或多個連接器。在另一種實施方式中，雙極導體耦合至加熱器並與射頻(RF)能量結合使用供能量給加熱器。在任一實施方式中，導體可與核心軸平行鋪設或者穿過大致空心的核心軸的內腔(例如，海波管)。在本發明的另一方面，可將電絕緣和/或熱絕緣外層或套筒置於加熱器上。套筒可由絕緣材料製成，例如聚酯(PET)、鐵氟龍(Teflon)、嵌段共聚物、矽樹脂、聚醯亞胺、聚醯胺等。在本發明另一方面，電連接器置於推進器近端附近，使得加熱器可通過導體電連接至動力源。在一種實施方式中，連接器是插頭形式，具有一個或多個公或母插腳。在另一實施方式中，連接器是導管、插腳或金屬薄片，其可連接至夾式連接器。在另一實施方式中，連接器是導管、插腳或金屬薄片，將其調整以適配外部動力源。在本發明另一方面，推進器連接至外部動力源使得加熱器電耦合至動力源。動力源可以來自電池或通過壁式插座連接至電網。動力源提供的電流是直流(DC)、交流(AC)、調製直流或高頻或低頻射流(RF)形式。動力源可以是在無菌區外操作的控制盒，或者適合於在無菌區內操作的手持設備。動力源可以是一次性的、可再充電的、或者通過一次性或可充電電池再次使用的。在本發明另一方面，動力源可包括電子電路輔助用戶進行分離。在一種實施方式中，電路檢測植入物的分離並在分離發生時提供信號給用戶。在另一實施方式中，電路包括定時器，當已過預設長度時間時提供信號給用戶。在另一實施方式中，電路檢測分離數量，當發生預設數量的分離時，提供信號或者執行操作例如鎖定系統。在另一實施方式中，電路包括反饋環路，其監測嘗試連接的次數，並增加電流、電壓、和/或分離時間，以增加成功分離的可能性。在本發明另一方面，系統的構建允許極短的分離時間。在一種實施方式中，分離時間少於1秒。在本發明的另一方面，系統的構建在分離過程中最大程度降低了設備表面溫度。在一種實施方式中，加熱器的表面溫度在分離過程中在50℃以下。在另一實施方式中，加熱器的表面溫度在分離過程中在42℃以下。在本發明另一方面，通過測量遞送系統尤其是加熱器區域的電阻變化檢測植入物的分離，以檢測植入物分離。在本發明的另一方面，描述了利用推進器的遞送系統，其中所述推進器適配引線，該引線連接至加熱器。在本發明另一方面，描述了海波管。在本發明另一方面，描述了具有交錯部分的海波管。在本發明的另一方面，描述了使用海波管加熱器的植入物遞送系統。在本發明另一方面，描述了具有增大遠端部分的加熱器。在本發明另一方面，描述了使用增大遠端部分的植入物遞送系統。在本發明的另一方面，描述了使用多個海波管加熱器的植入物遞送系統。在考慮下述附圖和具體描述後將理解本發明的這些以及其他方面和特徵。附圖說明本發明的實施方式的這些和其他方面、特徵和優勢是明顯的或者從本發明下述實施方式的說明中得到闡明，附圖具有附圖標記，其中：圖1闡明了本發明的分離系統的第一實施方式的橫截面視圖；圖2闡明了本發明的分離系統的第二實施方式的橫截面視圖；圖3A闡明了本發明直流信號電流的實例；圖3B闡明了本發明交流信號電流的實例；圖4闡明了本發明的分離系統的第三實施方式的橫截面視圖；圖5闡明了本發明的分離系統表面的實例溫度數據；圖6闡明了本發明的分離系統的電子連接器的橫截面視圖；圖7闡明了本發明的分離系統的不透射線層的橫截面視圖；以及圖8闡明了本發明的包括支架的分離系統的橫截面視圖；圖9闡明了本發明植入設備的側視圖；圖10闡明了圖9遞送系統的線圈和間隔的透視圖；圖11闡明了本發明遞送系統植入設備的推進器的側視圖；圖12闡明了圖11遞送系統的推進器的側視圖；圖13闡明了本發明遞送系統的透視圖；圖14闡明了圖13遞送系統的側視圖；圖15闡明了圖13遞送系統的透視圖；圖16闡明了圖13栓繩和植入設備的側視圖；圖17闡明了圖13遞送系統的側視圖；圖18闡明了圖13遞送系統的替換的栓繩排列的側視圖。圖19-26A闡明了另一實施方式的植入物遞送系統的各個部件。圖26B和26C分別闡明了一種實施方式中的植入物遞送系統的近端部分和植入物遞送系統的完整視圖。圖26D闡明了另一實施方式的植入物遞送系統的近端部件。圖26E闡明了另一實施方式的植入物遞送系統的近端部件。圖26F闡明了在結構線圈上用於抗拉伸線和栓繩的連接位置。圖26G-26H闡明了植入物遞送系統的一種實施方式的結構線圈。圖27-29闡明了用於植入物遞送系統的海波管加熱器。圖30-31C闡明了用於植入物遞送系統的交錯海波管加熱器。圖32-33闡明了具有增大的遠端部分的植入物遞送系統。圖34闡明了利用多個海波管加熱組件的加熱器。具體實施方式現在將參照附圖對本發明的具體實施方式進行描述。但是，本發明可具體表現為不同的形式，不應解釋為限於本文所述實施方式；而是提供這些實施方式使本公開內容是徹底和完全的，並充分傳遞本發明保護範圍給本領域技術人員。在附圖描述的具體實施方式的具體描述中使用的術語不意圖限制本發明。在附圖中，類似數字表示類似組件。通過引用將US8182506,US20100268204,US20110301686全文併入本文。轉向圖1，其描述了本發明分離系統100，並具體描述了分離系統100的遠端部分。分離系統100包括推進器102，該推進器優選是靈活的。推進器102配置為用於推進植入設備112至病人體內，並且具體地，進入靶腔位置用於植入和遞送植入設備112。潛在的靶腔位置包括但不限於血管和血管位點(vascularsite)(例如動脈瘤和瘻管)、心臟開口和缺陷(例如左心耳)和其他腔器官(例如輸卵管)。抗張栓繩104可分離的將植入物112耦合至推進器102。在該實例中，栓繩104是塑料管，連接至推進器102。栓繩104的設計也可以是大致實心的圓柱體。抗張栓繩104至少部分延伸經過植入設備112的內腔。在推進器102的遠端附近，將加熱器106置於抗張栓繩104附近。加熱器106可被抗張栓繩104纏繞使得加熱器106暴露於或直接接觸血液或環境，或者加熱器106被套筒、護套、環氧樹脂、粘合劑等絕緣。推進器102包含一對電導線，正極電導線108和負極電導線110。電導線108和110通過合適的方式例如焊接或釺焊耦合至加熱器106。電導線108和110能夠耦合至電源(未顯示)。如圖所示，負極電導線110耦合至加熱器106的遠端，正極電導線108耦合至加熱器106的近端。在另一實施方式中，可顛倒這種配置，即負極電導線110耦合至加熱器106的近端，而正極電導線108耦合至加熱器106的遠端。可從電導線108和110將能量應用至加熱器106，以切斷加熱器106附近的栓繩104部分。加熱器106不必直接接觸栓繩104。加熱器106僅僅需足夠接近栓繩104使得加熱器106產生的熱量導致栓繩104切斷。激活加熱器106的結果是，抗張栓繩104大約遠離加熱器106並位於植入設備112腔內的部分連同植入設備112一起從推進器102釋放。如圖所示，植入設備112是栓塞線圈。適合用作植入設備112的栓塞線圈可包括一合適長度的形成螺旋微彈簧圈的導線。線圈可由生物兼容性材料形成，包括鉑、銠、鈀、錸、鎢、金、銀、鉭和這些材料的各種合金，以及各種手術級不鏽鋼。具體材料包括被稱為鉑479(92％Pt,8％W,紐約芒特弗農的SigmundCohn有售)的鉑/鎢合金和鎳/鈦合金(例如被稱為鎳鈦諾的鎳/鈦合金)。有利於形成線圈的另一種材料是包含高彈性金屬並具有高不透射線金屬的雙金屬線。這種雙金屬線也可抗永久變形。這種雙金屬線的一個實例是包含鎳鈦諾外層和純參考級鉑內核的產品，紐約芒特弗農的SigmundCohn和麻薩諸塞州什魯斯伯裡的AnometProducts有售。正常轉讓的美國專利US6,605,101提供了適合用作植入設備112的栓塞線圈的進一步描述，包括具有初級和二級構造的線圈，其中二級構造最大程度降低了線圈部署後的非必需壓縮。US6,605,101的公開內容通過引用完全併入本文。而且，植入設備112可選的被本領域已知的水凝膠或生物活性塗層塗覆或者覆蓋。線圈型植入設備112抗解旋，因為延伸通過植入設備112腔體的抗張栓繩104實質上需要比植入設備112更多的力進行可塑變形。因此，抗張栓繩104輔助阻止植入設備112解旋，否則植入設備在此情形下會解旋。在組裝過程中，勢能可儲存在設備中以助於分離。在一種實施方式中，可選彈簧116置於加熱器106和植入設備112之間。該彈簧在組裝過程中被壓縮，栓繩104的遠端可綁在或者耦合至植入設備112的遠端，或者融合或以其他方式形成無損傷遠端114。在一種實施方式中，抗張栓繩104由例如聚烯烴彈性體、聚乙烯或聚丙烯材料製成。栓繩104的一端連接至推進器102，栓繩104的自由端拉伸通過植入物112，植入物112的近端與加熱器106(如果不存在彈簧116)或者壓縮的彈簧116齊平。通過預定力或位移從而預拉伸栓繩104，因而在栓繩104內的軸向方向(即與推進器102的長軸共線或平行)儲存能量。該力或者位移取決於栓繩材料屬性、栓繩104的長度(其本身取決於推進器上的栓繩連接點和植入物長度)。通常而言，該力在栓繩材料的彈性限度之內，但足以在加熱時造成栓繩快速切斷。在一優選實施方式中，其中待部署的植入物是一陶瓷線圈，栓繩直徑在大約.001至.007英寸範圍內。當然如有必要，栓繩的尺寸可以改變以適應不同型號和尺寸的其他植入物。轉向圖2，描述了本發明分離系統的另一實施方式，分離系統200。分離系統200與分離系統100具有幾個共同組件。例如，作為具有分離系統100的植入設備112的相同設備也可用於具有分離系統200的植入設備112。這些包括例如各種栓塞微彈簧圈或線圈。植入設備112在之前關於分離設備100的描述中已進行描述。如植入設備112，相同的標號用於標記與分離系統200的組件/部件相應的分離系統100的其他組件/部件。用於描述分離系統100的這些組成部分的附圖標記也適用於描述分離系統200的這些相似組成部分。關於分離系統200，內部加熱組件206用於從分離系統200分離抗張管104的一部分和相連的植入設備112。分離系統200包括遞送推進器202，其結合核心軸218。分離系統200進一步包括正極電導線208和負極電導線210，該兩電導線延伸通過遞送推進器202的腔體。為了形成內部加熱組件206，正極電導線208和負極電導線210可耦合至遞送推進器202的核心軸218。優選的，電導線208、210耦合至核心軸218的遠端部分。在一種實施方式中，正極電導線208耦合至核心導線218上的第一遠端位置，負極電導線210耦合至核心導線218的第二遠端位置，其中第二遠端位置接近第一遠端位置。在另一實施方式中，這種配置顛倒了，即正極電導線208耦合至第二遠端位置，而負極電導線210耦合至核心導線218的第一遠端位置。當正極電導線208和負極電導線210耦合至核心軸218的遠端部分，核心軸218的該遠端部分與電導線208、210一起形成內部加熱組件206的電路。當從耦合至正極電導線208和負極電導線210的動力源(未顯示)施加電流，加熱器206溫度升高。但要求或想要溫度升得更高/熱量更多，相對高電阻材料如鉑或鎢可耦合至核心軸218的遠端以增加核心軸218的電阻。因此，當施加電流至加熱器206時產生的溫度比低電阻材料的更高。耦合至核心軸218的遠端的另外的相對高電阻材料可採取任何合適形式，例如實心導線、線圈或任何上述其他形狀或者材料。因為加熱器206位於管狀栓繩104的腔內，加熱器206與病人身體隔絕。因此，可降低由於加熱器206加熱時疏忽而導致的周圍身體組織的損害的可能性。當施加電流至由核心軸218、正極電導線208和負極電導線210三者形成的加熱器206，加熱器206溫度升高。因此，抗張栓繩104接近加熱器206的部分切斷並分離，耦合至栓繩104的植入設備112從分離系統200分離。在分離系統200的一種實施方式中，抗張栓繩104的近端(或者耦合至抗張栓繩104的近端的更大管(未顯示)的遠端)可張開，以解決尺寸限制並有助於分離系統200的組裝。在分離系統100的相似方式中，可用例如可選的壓縮彈簧116或通過在前述組裝過程中預拉緊栓繩104儲存能量。當存在時，當部署112時，釋放儲存在系統中的勢能以施加額外壓力，從加熱器206分離植入設備112和抗張栓繩104耦合至植入設備112的部分。通過造成栓繩104切斷和斷裂，這有利的降低了所需的分離時間和溫度。如同分離系統100，分離系統200的抗張栓繩104的遠端可綁在或者耦合至植入設備112的遠端，或者融合或以其他方式形成無損傷遠端114。圖4闡明了分離系統300的另一優選實施方式。在許多方面，分離系統300類似於圖2所示的分離系統200和圖1所示的分離系統100。例如，分離系統300包括遞送推進器301，該推進器包含一分離植入設備302的加熱器306。分離系統300也使用栓繩310將植入設備302耦合至遞送推進器301。在圖4的剖視圖中，可見遞送推進器301的遠端具有線圈型加熱器306，其電耦合至電導線308和309。這些導線308、309置於遞送推進器301中，在遞送推進器301的近端出來並耦合至動力源(未顯示)。栓繩310置於加熱器306附近，具有固定於遞送推進器301內的近端和耦合至植入設備302的遠端。隨著通過導線308和309施加電流，加熱器306溫度升高直至栓繩310斷裂，釋放植入設備302。為了減少熱量從加熱器轉移至病人的周圍組織，並提供電絕緣，至少在遞送推進器301的外表面的遠端周圍包括一絕緣外層304。隨著外層304厚度的增加，熱絕緣性也增加。然而，厚度增加也帶來了遞送推進器301的剛度增加，直徑增大，其可能增加操作遞送程序的難度。因此，外層304設計成具有一厚度，使其提供足夠的熱絕緣性而不會過度增加其剛度。為了增強栓繩310與植入設備302的連接，植入設備302可包括套環組件322，該套環組件在焊接點318焊接至植入設備302，調整套環組件大小以適合於遞送推進器301的外部加強圓周312。栓繩310綁定至植入設備302的近端周圍以形成繩結316。通過粘合劑314提供進一步的加固，該粘合劑置於繩結316附近以阻止解開或其他方式的不需要的去耦合。與分離系統100和200方式類似，能量可在組裝過程中通過例如可選的壓縮彈簧(類似於圖1的壓縮彈簧但未在圖4中顯示)或者軸向地預拉緊栓繩104儲存在系統中。在該實施方式中，栓繩310的一端連接至如前所述的植入設備302的近端附近。栓繩310的自由端穿過遞送推進器301的遠端部分直至其達到遞送推進器301的出口點(未顯示)。施加張力至栓繩310，通過例如施加預定力至栓繩310的自由端或者將拉緊的栓繩310移動預定的距離，在栓繩材料內以彈性變形的形式儲存能量。然後通過例如打結、應用粘合劑或本領域類似方法將栓繩310的自由端結合至遞送推進器301。當存在時，當部署302時，釋放儲存在系統中的勢能以施加額外壓力，從加熱器306分離植入設備302和栓繩310耦合至植入設備302的部分。通過造成栓繩310切斷和斷裂，這有利的降低了所需的分離時間和溫度。本發明還提供使用分離系統如分離系統100、200或300的方法。下述實例涉及使用分離系統100、200或300用於封閉腦動脈瘤。然而，改變分離系統100、200或300和其組件和/或改變植入設備112、302構造將允許分離系統100、200或300用於處理身體內的多種其他畸形物，這是可理解的。對該特定實例而言，分離系統100、200或300的遞送推進器102、202或301的直徑大約是0.010-0.030英寸。耦合至遞送推進器102、202或301並耦合至植入設備112、302的栓繩104、310的直徑可以是0.0002-0.020英寸。植入設備112、302可以是線圈，其直徑可以為大約0.005-0.020英寸，並可纏繞0.0005-0.005英寸的導線。如果勢能儲存在分離系統100、200或300中，用於分離植入設備112、302的力通常可高達250g。遞送推進器102、202或301可包括核心軸218以及至少一根電導線108、110、208、210、308或309。核心軸218可用作電導體，或者可使用一對電導線，或者可使用如前所述的雙極導線。儘管分離系統100、200和300已被描述為遞送線圈，在本發明中可想到其他植入設備。例如，圖8闡明了如圖4所示的具有支架390植入物的分離系統300。該支架390可如分離系統100、200和300描述的相似方法進行相似分離。在進一步的實施例中，分離系統100、200或300可用於遞送濾器、網篩、架子或其他適合在病人內遞送的醫療植入物。圖7展示了遞送推進器350的一種實施方式，其可用於遞送推進器102、202或301相同的任何實施方式中，其包括不透射線材料以傳達遞送推進器350的位置給用戶。具體而言，不透射線標記物材料整合至遞送推進器350並在所需位置改變厚度，有助於最終的遞送推進器350的更方便和更精確的製造。現有的推進器設計，例如Guglielmi的美國專利US5,895,385的那些，依賴於高密度材料如環帶或線圈形式的金、鉭、鎢或鉑。然後將不透射線標記物結合至其他密度低的材料，例如不鏽鋼，以區分不透射線部分。因為不透射線標記物是置於與遞送推進器頂端具有特定距離(通常大約3cm)的位置的獨立組件，必須精確放置，否則遞送推進器350的遠端頂端可導致動脈瘤損傷或其他併發症。例如，遞送推進器350可能從微導管過度延伸刺穿動脈瘤。另外，製造現有遞送推進器的工藝可能比較困難和昂貴，尤其是結合異質材料時。本發明不透射線系統通過整合第一不透射線材料至遞送推進器350的大部分，而改變第二不透射線材料的厚度，從而消除同時結合多個部分的需要，克服了上述缺點。如圖7所示，遞送推進器350包括核心軸354(即第一不透射線材料)，優選由不透射線材料如鎢、鉭、鉑或金製成(與現有技術中大多數可透射線材料如鋼、鎳鈦諾和埃爾吉洛伊非磁性合金相反)。遞送推進器350還包括第二外層352，其具有不同的不透射線水平。優選的，外層352由具有比核心軸354更低的不透射線值的材料構成，如埃爾吉洛伊非磁性合金、鎳鈦諾或不鏽鋼(售自FortWayneMetals，商品名為DFT)。在這方面，核心軸354和外層352均可見並在螢光下可相互區分。外層352沿著遞送推進器350的長度可改變其厚度，以提供更大的靈活性和更高的射線密度區分度。因此在螢光下，對用戶而言，外層352的更厚的區域將比更薄的區域更透明。通過自動工藝如研磨、牽引或鍛造，可在所需位置精確製造外層352的厚度轉變。這種自動工藝消除了人工測量和放置標記物的需要，並且進一步消除了結合單獨的標記物組件至其他可透射線部分的需要，因此減少了製造成本並降低了系統的複雜性。在本實施方式中，遞送推進器350包括外層352的三個主要的標記區域。近端區域356是三個中最長的，為137cm，而中間區域358是10cm，遠端區域360是3cm。每個區域的長度可基於遞送推進器350的用途確定。例如，3cm的遠端區域360可用於線圈植入程序中，如本領域已知的，允許用戶在微導管上將遠端區域360的近端邊緣與不透射線標記物對齊，其中遞送推進器350位於微導管中。每個區域的直逕取決於植入物的應用和尺寸。例如，對於典型的腦動脈瘤應用而言，近端區域365可通常估量.005-.015英寸，中部區域358可通常估量.001-.008英寸，而遠端區域360可通常估量.0005-.010英寸。核心軸354通常在任何點都包含遞送推進器350的總直徑的約10-80％。遞送推進器350也可包括任意數量的大於或小於圖7所示三個區域的不同區域。另外，核心軸354的不透射線材料可僅部分延伸通過遞送推進器350。例如，不透射線材料可從核心軸354的近端延伸至距遞送推進器350遠端3cm處，提供另一種在螢光下可見的預定位置標記物。在這方面，遞送推進器350的區域356、358和360提供一種更精確的不透射線標記系統，其易於製造，在螢光下還可容易看見。進一步的，標記物精度提高可降低與遞送推進器在程序中不合適定位有關的併發症。在操作中，微導管置於病人體內，使得微導管的遠端位於目標區域或腔體附近。將遞送推進器350插入微導管的近端，在螢光下觀察核心軸354和外層352。用戶將微導管上的不透射線標記物與遠端區域360的起始對齊，其傳達與微導管頂端相關的植入物112、302的位置。在一些情形下，例如，在小動脈瘤情形下，因遞送推進器350的剛度造成血管損傷的風險提高，用戶可在分離過程中輕輕地將植入物近端置於微導管遠端內。然後用戶可用下一個線圈、附加設備如導線或者遞送推進器102、202、301或350將植入物112、302的近端推出微導管。在另一種實施方式中，用戶可使用不透射線標記系統在微導管遠端外部定位遞送推進器的遠端。一旦分離系統100、200或300的植入設備112、302置於目標位點中或周圍，若必需或有需要，操作者可重複地改變植入設備112、302的位置。當需要分離目標位點的植入設備112、302，操作者通過電導線108、110、208、210、308或309將能量應用至加熱器106、206或306。供應能量的電源可以是任何合適來源，例如壁裝插座、電容器、電池等。在這種方法的一方面，電勢大約1v至100v的電量用於產生1mA至5000mA的電流，這取決於分離系統100、200或300的電阻。連接系統400的一種實施方式可用於將分離系統100、200或300電耦合至電源，如圖6所示。連接系統400包括具有近端的導電核心軸412，該近端被絕緣層403包圍。優選的，絕緣層404是絕緣套管，例如聚烯烴、PET、尼龍、PEEK、聚四氟乙烯或聚醯亞胺的塑料收縮管。絕緣層404也可是塗層，例如聚氨酯、矽樹脂、聚四氟乙烯、聚對二甲苯(paralyene)。導電帶406置於絕緣層404的頂部，並通過模製帶414、粘合劑或環氧樹脂固定位置。因此，核心軸412和導電帶406相互電絕緣。導電帶406優選由任何導電材料構成，例如銀、金、鉑、鋼、銅、導電聚合物、導電粘合劑或類似材料，並且可以是帶、線圈或金屬箔片。金作為導電帶406的導電材料是尤其優選的，因為金具有拉伸成薄壁的能力和其易獲得性能。核心軸412在前已經描述過，並可通過例如金、銀、銅或鋁進行電鍍以提高其導電性。連接系統400頁包括兩根電導線408和410，它們分別連接至導電帶406和核心組件412，並在遞送系統的遠端連接至加熱組件，例如圖1、2和4所描述的(圖6未顯示)。這些導線408和410優選通過軟釺焊、硬釺焊、焊接、雷射焊接或導電粘合劑或類似技術連接。一旦用戶準備在病人體內釋放植入物112、302，來自動力源的第一電夾或連接器連接至核心軸412的非絕緣部分402，並且來自動力源的第二電夾或連接器連接至導電帶406。施加電力至第一和第二電夾，在分離系統100、200或300中形成電路，造成加熱器106、206或306溫度升高並切斷栓繩104、310。一旦分離系統100、200或300連接至電源，使用者可施加前述電壓或電流。這導致加熱器106、206或306溫度升高。當加熱時，預拉緊的栓繩104、310因熱導蠕變將傾向於恢復其未無應力(短的)長度。在這方面，但栓繩104、310通過加熱器106、206或306加熱時，其整體尺寸收縮。然而，由於栓繩104、310的每一端都被固定，如前所述，栓繩104、310長度不能縮短，最終斷裂以釋放植入設備112、302。因為已經有彈簧116或栓繩材料104、310變形形式的張力存在於系統中，使栓繩104、310斷裂所需的收縮量小於沒有預拉緊栓繩的系統。因此，釋放植入設備112、302所需的溫度和時間降低和變少了。圖5是線狀圖，顯示了分離系統300的PET蓋304表面的溫度。如圖5所示，在分離過程中分離系統300的表面溫度隨時間並非線性變化。具體而言，加熱線圈306產生的熱量滲透絕緣外層304僅花費不到1秒的時間。在1秒之後，絕緣外層304的表面溫度急劇升高。儘管不同的外部絕緣材料可稍微增加或減少該1秒表面溫度窗口，分離系統100、200或300的必需的小直徑阻礙了提供可顯著延遲表面溫度增加的厚絕緣層。應理解的，分離系統100、200或300的具體實施方式包括多種可能結構。例如，絕緣外層304可由聚四氟乙烯、聚醯胺、聚醯亞胺、矽樹脂、聚氨酯、PEEK或具有類似特徵的材料構成。在實施方式100、200或300中，絕緣外層的典型厚度為.0001-.040英寸。當植入設備適配於近側畸形物時，厚度將增加，當植入設備適配於更遠側彎曲位置例如腦動脈瘤，厚度將降低。為了使由表面溫度升高造成的損傷和可能的併發症最少化，本發明在表面溫度開始顯著升高之前分離植入設備112、302。優選的，植入設備112、302在1秒之內分離，更優選的，在0.75秒之內分離。這阻止表面溫度超過50℃(122°F)，更優選的，阻止其超過42℃(107°F)。一旦用戶想分離植入設備112、302，通常需要確認分離已經成功。整合至電源的電路可用於確定分離是否已成功。在本發明一種實施方式中，在施加分離電流(即激活加熱器106、206或306分離植入物112、302的電流)之前提供起始信號電流。信號電流用於在用戶想分離植入物之前確定系統的電感，因此具有比分離電流更低的值，以不引起過早分離。在所需分離之後，使用相似的信號電流確定第二電感值，並與起始電感值相比較。在起始電感和第二電感值之間的實質差異表明植入物112、302已成功分離，而缺乏這種差異表明分離未成功。在這方面，用戶可容易的確定植入物112、302是否已經分離，甚至對於使用非導電溫感聚合物分離植入物的遞送系統(例如圖1、2和4中的)也是容易確定的。在下述說明和實例中，術語「電流」、和「電子電流」用於最普通的含義並理解為包括交流電流(AC)、直流電流(DC)和射頻電流(RF)，除非另有說明。術語「改變」定義為頻率在0以上的任何電流的改變，包括高頻和低頻。當測量、計算和/或保存值時，應理解的是，其可以通過人工或任何電子方法測量，包括但不限於電子電路、半導體、EPROM、電腦晶片、電腦內存如RAM、ROM或快閃記憶體等。最終，繞線和環形線圈具有寬泛的意思，包括多種幾何形狀，例如環形、橢圓形、球形、四邊形、三角形和梯形。當改變的電流通過這類物體如繞線或環形線圈，其建立磁場。隨著電流增加或降低，磁場強度同樣增強或減弱。磁場的這種波動造成的影響被稱為電感，其會對抗任何電流的進一步變化。圍繞核心纏繞的線圈中的電感(L)取決於匝數(N)、核心的橫截面積(A)，核心的導磁率(μ)和線圈的長度(l)，如下式1所示：加熱器106或306由卷繞線圈形成，具有附著於動力源的近端和遠端電導線108、110、308或309。栓繩104、310具有磁導率μ1並置於穿過電阻加熱器的中心，具有長度l、橫截面積A和N圈，形成前述等式描述的核心。在分離之前變化信號電流i1，如圖3A和3B所示的波形，具有頻率f1，穿過線圈繞組。信號電流通常不足以分離植入物。基於信號電流，感應電阻XL(即由於系統中的電感產生的電阻)通過電子電路如歐姆計測量。然後根據下式計算系統最初的電感L1：電感的初始值L1取決於等式1的栓繩104、310的核心的磁導率μ1並保存作為參考值。當需要分離時，通過電阻加熱線圈施加比信號電流更高的電流和/或與信號電流頻率不同的電流，造成栓繩104、310釋放如前所述的植入物112、302。如果分離成功，栓繩104、310將不再存在於加熱器106、306中，並且加熱器106、306內部將填滿另一種材料如病人的血液、造影劑、鹽溶液或空氣。這種位於加熱器核心內的材料具有磁導率μ2，其與栓繩核心磁導率μ1不同。第二信號電流和頻率f2通過加熱器106、306並優選與第一信號電流和頻率相同，儘管一個或兩個均不同不會影響系統操作。基於第二信號電流計算第二電感L2。如果分離成功，第二電感L2將與第一電感不同(高於或低於第一電感)，這是由於核心磁導率μ1和μ2不同。如果分離未成功，電感值應保持相對相似(具有一些測量誤差)。一旦通過比較兩個電感之間的差異確認分離，能夠激活警報或信號傳遞分離成功信號給用戶。例如，警報可能包括警笛音或指示燈。優選的，本發明使用的遞送系統100、300連接至在所需時間自動測量電感的設備，執行所需計算並在植入設備從遞送導管分離時，將信號傳遞給用戶。然而，應理解的是，這些步驟的部分或全部可人工執行並達到相同的結果。分離和未分離狀態之間的電感優選也可測定，無需直接計算電感。例如，可測量感應電阻XL並在分離前後進行比較。在另一實例中，通過測量和比較系統的時間常數可確定是否分離，該時間常數是電流達到標稱值的預定百分數所需的時間。因為時間常數取決於電感，時間常數的改變將相似的表明電感的變化。本發明也包括反饋算法，其與上述的分離檢測結合使用。例如，在前次分離植入設備嘗試失敗後，算法自動增加分離電壓或電流。這種測量、嘗試分離、測量和增加分離電壓/電流的循環一直持續到檢測到分離或者達到預定的電流或電壓上限。在這方面，首先會嘗試低功率分離，接著自動增加功率或時間直到發生分離。因此，增加了提供分離功率的機構的電池壽命而且大大減少了線圈分離平均時間。現在參考圖9和10，其顯示了用於本發明的遞送系統500的實施方式，其包括分離檢測能力。遞送系統500在以下理論下操作：電流穿過維持展開的開放間隙結構的線圈，與電流穿過收縮、封閉間隙結構的線圈相比，將遭遇更多的阻力。在展開結構中，電流必須沿著卷繞導線的整個長度流動。在收縮結構中，電流可橋接線圈並沿縱向方向前進。遞送系統500通常與圖4所示的前述的本發明分離系統300相似，包括遞送推進器301，包含分離植入設備302的加熱線圈306。分離系統500類似地也使用栓繩將植入設備302耦合至遞送推進器301。加熱線圈306優選是電阻型加熱器，具有多個環306A，如圖10所示，其通過連接系統(如圖6所示的連接系統400)在遞送推進器301的近端連接至電壓源。遞送系統500也包括加熱線圈擴展器502，其具有兩個功能。首先，其擴張加熱線圈306使得加熱線圈306維持與絕緣外層309內部的摩擦配合連接(friction-fitattachment)。第二，加熱線圈擴展器502用一種方式擴展加熱線圈306，使電流繞線圈306的每一個環306A流動，以使線圈306的電阻最大化。使線圈電阻最大化不僅為了當電壓穿過時加熱線圈306，其也為線圈306提供的電阻設定了初始值(或「標準」值)，其可用於比較變化的電阻狀態，指示植入物302的分離。因此，加熱線圈擴展器502必須在加熱時能夠經歷變化。在這方面，加熱線圈擴展器502可由任意合適的堅固材料製成，這些材料需能夠支撐處於擴展、偏置狀態的加熱線圈而且能夠融化或者通過加熱線圈306的熱量能夠減少，屈服於加熱線圈306的偏置恢復到未偏置狀態。可行的材料的實例包括但不限於聚合物和單纖維絲。圖9和圖10所示的加熱線圈擴展器502通過縱向操作，或者通過縱向和軸向操作，擴展通常在鬆弛狀態為封閉間隙線圈的加熱線圈306。換而言之，當加熱線圈306未拉伸或軸向擴展時，每個環306A相互接觸。優選的，加熱線圈擴展器502可具有卷繞形狀，與加熱線圈306類似，如圖10所示。或者，加熱線圈擴展器可具有連續的管狀形狀，具有螺旋形脊，與圖10中的擴展器502的每個線圈形狀類似。應理解的是，多種不同形狀的擴展器可擴展加熱線圈306的環或線圈306A。優選的，動力源(在本實施方式前述的連接至連接系統400)也包括測量工具用於測量加熱線圈306的電阻。在這方面，動力源(優選位於手大小的單元)包括指示器，當電阻發生變化並因此當植入物發生分離時進行傳達。加熱線圈擴展器512的替代性實施方式如圖10和11所示。加熱線圈擴展器512與加熱線圈306和圖7描述的可導電的推進器350結合使用，前述二者結合使得加熱環處於開放間隙狀態(圖10)。加熱線圈306調整大小至以收縮狀態緊密適配推進器350周圍。操作加熱線圈擴展器512從推進器350分離加熱線圈306，從該處使加熱線圈306電絕緣。由於來自加熱線圈306的熱量融化或以其他方式減少或降解加熱線圈擴展器512，加熱線圈306恢復收縮狀態(即直徑減少的結構)，使其與推進器350電接觸(若無物理接觸)(圖11)。在這方面，單個的環縮短，顯著降低了電路的電阻並從而表明分離已經發生。本發明的另一替代性實施方式，加熱線圈擴展器502可調整大小以擴張加熱線圈306對抗導電增強圓周312(如圖9所示)。因此，當線圈306處於其初始的擴張狀態，導電加強圓周312在電路中維持低初始電阻，其由控制器寄存(即動力源測量裝置)。當加熱線圈306通電，記下初始電阻，加熱線圈擴展器306融化、降解或以其他方式減少。加熱線圈306然後收縮、釋放分離管512(以及植入物510的剩餘部分)，加熱線圈522a不再通過加強圓周312短路。因此，由於電流必須通過每個環524a，電路經歷了電阻變化。電阻增加表示植入物302已分離。圖13-16闡明了本發明遞送系統600的另一優選實施方式。為了闡述目的，應注意未顯示系統600的外部體。遞送系統600大致與前述描述的一些實施方式相似，在該系統中，包括栓繩606，其固定可植入設備612至遞送系統600，還包括一加熱線圈604，其造成栓繩606斷裂，從而釋放可植入設備612。但是，如這些圖中所示，該加熱線圈604的直徑大小調整為遠小於前述實施方式。更具體的，加熱線圈604優選具有內部通道，該內部通道的直徑僅略大於栓繩606的外徑。換而言之，加熱線圈604的內部直徑大致與栓繩604的外徑相同。根據一種實施方式，加熱線圈604的內部通道僅包含栓繩606。根據另一種實施方式，內部通道的直徑大小僅足以讓栓繩606通過。在另一種實施方式中，直接大小僅足以讓栓繩和其他組件如支撐軸611或電導線608和610通過。無論在哪種情形下，加熱線圈604的內部直徑的至少一部分保持與栓繩606非常接近，允許栓繩606通過一次。另外，加熱線圈604優選包括更小的直徑區域604A，與線圈604的剩餘部分相比，其置於與栓繩606更接近的位置。在這方面，區域604A能夠更高效的傳熱至栓繩606，因而與沒有604A區域相比可在更低溫度下使栓繩斷裂。假設低溫降低了損害系統600周圍的病人組織的風險。在特定實施例中，加熱線圈604具有大約.007英寸的內部直徑，在604A區域具有大約.005英寸的內部直徑，而栓繩606具有約.004英寸的外徑。如前所述實施方式，加熱線圈604可由卷繞的加熱導線組成。然而，需要理解的是，其他加熱器結構是可能的，例如實心的導電管或非繞線形狀的導線，例如波浪形或波狀，其形成整個管狀形狀(其可不完全包圍栓繩606)。栓繩606的兩端均優選固定至遞送設備600的外部結構線圈602。例如，栓繩606的兩端可系在一起、粘在一起(例如通過UV固化劑)、焊接或夾在一起。應理解的是，栓繩606的兩端可沿著結構線圈602的長度的幾乎任意位置固定，只要這些位置允許栓繩606的至少一部分穿過加熱線圈604。例如，栓繩606的兩端固定至接近加熱線圈604。在另一實施例中，栓繩的一端可固定至接近加熱線圈604，另一端固定至遠離加熱線圈604。如圖13、16和17中所示，栓繩606優選穿過可植入設備612的開口、空間、環或其他結構。例如，栓繩606可穿過支架的空間。如圖16所示，栓繩606可穿個設備612的多個空間並維持受拉伸狀態，如圖13和17所示。栓繩606的張力使設備612保持壓縮狀態(即直徑壓縮)，並鄰接系統600的遠端(例如外部體組件609的遠端)。在這方面，當通過加熱線圈604使栓繩斷裂，栓繩606從設備612展開並保留在遞送系統600而非設備612。因此，栓繩606不會留在病人體內造成可能的有害的併發症。如前所述的實施方式，遞送系統600可連接至選擇性驅動的電源(即通過遞送設備600手柄上的按鈕)。導線608和610在所需時間將電流遞送至加熱線圈604，造成線圈604加熱從而使栓繩606斷裂。優選的，加熱線圈604被支撐心軸611支撐在遞送系統600內(最佳參見圖15)，該支撐心軸沿系統600的長度延伸。優選的，通過焊接、粘合或機械連鎖布置將支撐心軸611固定至加熱線圈604。支撐心軸611的近端優選連接至核心導線或遞送推進器(例如描述於本說明書其他實施方式中的推進器350)。外部線圈602提供支撐給遞送系統並能置於遞送系統主體609的腔內部(見圖17)。線圈602也可置於遞送系統主體609的多個材料層之間(未顯示)或以其他方式嵌入遞送系統主體609的材料中。在操作中，遞送系統600的遠端置於病人體內目標位置。當可植入設備612(例如導管、閥或微彈簧圈)到達所需位置，用戶提供電流給加熱線圈604(例如通過遞送設備600上的按鈕)。包括604A部分的加熱線圈604溫度升高，造成栓繩606斷裂。之前處於拉伸狀態的栓繩606穿過可植入設備612的空間或連接點，從遞送系統600釋放設備612。然後遞送系統600可與連接的栓繩606一起從病人移除。應理解的是，其他栓繩布置在本發明中也是可能的。例如，圖18闡明了三種栓繩614A、614B和614C的用途，其連接至設備612的不同位置。優選的，這些栓繩614A、614B和614C具有比之前描述的栓繩606更小的直徑。在本優選實施方式中，栓繩614A、614B和614C在節616處綁定至設備612上。然而，粘合劑、夾子和其他連接方式也是可能的。儘管圖中未顯示，栓繩614A、614B和614C的每一個能依次通過設備612的部分，與前述實施方式的單條栓繩類似，並連接至遞送系統600中的位置。圖19-24闡明了遞送系統的另一種實施方式，其與前述遞送系統實施方式大致類似。推進器700包括導線706、708，這些導線位於推進器700的內徑中。通常的，推進器由相對較厚的核心線(如圖6中的核心線412)構成，以提供在導管中「推」推進器所需的剛度。然而，如下所詳細描述的，推進器700缺少傳統的核心導線，而由多個海波管構成。這允許推進器700將導線706、708置於海波管中，而不會位於核心導線外部。推進器700的遠端部分可見於圖19-21，其顯示了線圈組件，而推進器700的近端部分可見於圖22-24中，其具有連接至各種其他組件的海波管組件。因為推進器通常將導管推進至目標位置，其需要大量剛度和強度以在前進通過病人血管系統的彎曲的通道時防止膨脹或彎曲。在這方面，推進器(例如圖1-18描述的那些)主要由實心導線幾乎沿其整個長度構成，僅小部分管狀區域置於容納加熱線圈的推進器的遠端。相反，下述實施方式缺少傳統核心導線，而是整體由其遠端和近端之間的管狀結構構成，下面進行詳細描述。圖19-20闡明了推進器700的最遠端部分。通過連接(例如通過焊接)至加熱器704的遠端704B的導線706和連接至加熱器704的近端704B的導線施加電流至加熱器。反向極化導線704、706以提供電流流過加熱器產熱。其他實施方式描述的任何材料均可用於加熱器704。在一種實施例中，加熱器是由92/8鉑/鎢合金形成的線圈。加熱器704可包括具有4-20轉數的線圈，線圈外徑為0.005」-.015」，絲徑(filar)為0005-.002」。在一種實施例中，加熱器是12轉的線圈，具有0.0008」絲徑和.01」外徑。在另一種實施例中，加熱器是18轉的線圈，具有.001」絲徑和.01」外徑。加熱器可包含更小的直徑區域705，位於遠端704B附近或與其相鄰。套管702置於加熱器的更小的直徑區域705之上，以助於病人隔離由更小的直徑區域705產生的熱，並確保熱耗散最小從而有更多的熱量切斷植入器連接。在一種實施例中，套管由聚醯亞胺構成。在一種實施例中，套管702包括裂縫或通道容納導線706。外套管701置於加熱器704外部並延伸通過加熱器704的近端704A以絕緣或聚集加熱器的熱量提供應變消除。外套管可由PET製成。在一種實施例中，外套管由黑1％碳著色劑浸漬的PET構成。碳著色劑浸漬的PET提供的潤滑性比單獨的PET更強，因此減少在遞送過程中與導管內表面的摩擦。外套管701有助於將內部所有組件綁定在一起，增加其他機械連接以綁定導線706、708並阻止熱量耗散至病人。外套管701也有助於支撐位於加熱器較小直徑部分712上的聚醯亞胺套管702，以助於將能量聚集於加熱器組件704的中心。在一種實施例中，外套管701可將加熱線圈704保持在拉伸狀態，在用戶通過推進器700近端施加近端推進力時，阻止其側向壓縮。加熱器704最近地連接至線圈710。在一種實施例中，線圈710是不鏽鋼線圈具有.013」的外徑和.0015」的絲徑，進入拉伸狀態(即大於.025盎司)。該線圈具有直徑減小的遠端區域712，包括多個直徑減少的轉數，其有助於與加熱器704進行物理連接。直徑減小區域712周圍的額外空間允許提供導線706、708和加熱器704的連接空間。最佳可見於圖21和26G-26H，線圈710的近端連接至標記線圈714。標記線圈714優選是不透射線的，並且距推進器700的遠側頂端大約3cm。在一種實施例中，標記線圈714由92/8鉑/鎢線圈構成，具有.013」的外部直徑和0.002」的絲。標記線圈714可被初始張力值(即大於.08盎司)纏繞。另一線圈716連接至標記線圈714的近端，其在一個實施例中是不鏽鋼的具有0.013」的外徑和0.002」的絲，並被初始張力(即大於0.1盎司)纏繞。線圈716是組件的線圈部分的最長塊，在一種實施例中達到約50-70cm的長度，在另一實施例中為約55cm長度。通常需要從推進器700近端到遠端具有逐漸減小的剛度，從而在近端具有較高推力在遠端具有較高靈活度。漸變的剛度可通過用比中部標記線圈714更高的張力纏繞近端線圈716，中部線圈進而用比遠端線圈710更高的張力纏繞，遠端線圈進而用比加熱線圈704更高的初始張力纏繞，如前段落結構實例中所描述的。管720置於線圈716的部分上，並可選的位於海波管718的部分上，以助於綁定線圈716和海波管718。在一個實施例中，管可由黑色PET構成。導線706、708位於線圈內腔內，如前所述。如圖19-21和26F所示，推進器700的線圈716可利用抗張導線717(圖26F)，在病人體內移動過程中防止推進器700的線圈716過度拉伸。在一種實施例中，抗張導線717是0.001」直徑的不鏽鋼導線，其可焊接在組件的近端部分(線圈716內)的焊接區域717A，距離植入物遞送系統的遠側頂端約5cm處。該距離遠側頂端5cm的位置也位於線圈716內。該抗張導線717也可以是聚合物栓繩。在一種實施例中，用於抗張組件的遠側焊接區域717A接近用於植入物連接栓繩715的連接位置715A，其可連接至植入物(如微彈簧圈)並可被切斷(即通過加熱)以釋放植入物。優選的，粘合劑719置於焊接區域717A和栓繩連接區域715A二者之上，以進一步固定兩個連接位置。圖26F顯示的一個實施例中，距遠側頂端區域5cm的線圈716拉入比716剩餘部分更開放的卷繞結構中。在圖26F中，植入物栓繩715的焊接點位置715A顯示為遠離抗張導線717的焊接點位置717A，但這不是必需的。當然，兩個焊接位置715A和717A應該大致位於相同區域(即距離遠側頂端約5cm)。因此焊接區域715A可接近、遠離焊接區域717A。線圈716最近地連接至海波管718。海波管718包括容納導線706、708的內腔。海波管718可包括推進器700的大部分長度，其在一個實施例中為約80-150cm，在另一實施例中為約120cm。海波管718可由不鏽鋼管制造，外徑為.014」，內徑為.007」，使得內徑足夠大以容納導線706、708。海波管718可在一個或多個區域呈錐形以增加推進器700靈活度。在一個實施例中，錐形開始於海波管718的遠端附近，並接近地延伸一定長度。在一個實施例中，錐形開始於距遠端約0.05」，在該處外徑為約0.0095」，並接近地延伸約30cm，該處外徑達到約0.014」。包含導線706和708的海波管718可具有磨損的或變薄的近端部分721(最佳參見圖22、24和25)以促進與組件的下一部分的連接，即管狀的外部極化接觸部726。圖22-25闡明了外部極化接觸部726連接至導線706，允許外部電源連接至推進器700。具體而言，接觸部726包括遠側凹槽728，最佳可見圖25，其至少部分與海波管718的變薄的近端部分721中的近側凹槽723對齊。凹槽723和728的這種布置允許導線706通過開口，使其未絕緣端接觸接觸部726建立電通信。在一種實施例中，導線706釺焊焊接於接觸部726的凹槽728內。極化接觸部726由導電材料構成，在一個實施例中可為鍍金海波管。最佳可見圖24，導線708進一步接近的延伸至接觸導電內心軸722的凹陷端721。在一種實施例中，導線的未絕緣端708釺焊焊接至內心軸722的凹陷端721，建立電通信。心軸722和接觸部726反向極化以通過各自的導線706、708建立供回電流迴路。在一種實施例中，內核心722是鍍金的置於絕緣套筒內。與海波管718一樣，外部管狀接觸部726置於心軸722的遠側凹陷端721上，但也通過絕緣套筒724隔開，其阻止了接觸部726和心軸722之間的電接觸。在一個實施例中，絕緣體是聚醯亞胺套筒。心軸722延伸至推進器700的近端，如圖26A-C所示。心軸722進一步被位於接觸部726附近的近端管狀電接觸部736和位於接觸部736附近的海波管738覆蓋(圖26A-26C)。接觸部736與心軸722進行物理、電接觸，但與其他推進器700上的組件絕緣，因此形成用於電源連接的第二電連接點。更具體而言，通過絕緣體740和742(例如環氧樹脂或絕緣管)，接觸部736與接觸部726和海波管738電絕緣。海波管738通過絕緣套筒732與心軸722絕緣，而絕緣套筒742(如聚醯亞胺)使心軸722遠端與接觸部726絕緣。圖26B顯示了植入物遞送系統近端，用戶界面可連接至其中。在一個實施例中，用戶界面是手持系統，操作者可按下按鈕，通過激活設備遠端的加熱器啟動植入物的分離(即栓塞線圈、支架或其他植入物)。在一種實施例中，栓繩連接推進器700至植入物，當加熱器704被激活並產生足夠熱量，栓繩被切斷。用戶界面可具有電接觸部分，其連接至導電接觸部726、736和738。導線706連接至海波管726，如前所述，且管狀接觸部726是連接至用戶界面的接觸部之一。海波管726具有第一極性。接觸部736位於接觸部726附近。導線708焊接於內心軸/海波管722內部。內部海波管722焊接至海波管736。因為內部海波管焊接至海波管736內部，且兩個元件都是導電的，電流傳遞穿過海波管736，穿過內部海波管722和穿過導線。接觸部736是用於用戶界面的另一電接觸點並且接受第二極性，與接觸部726的第一極性相反。這些電流電路提供供回電流電路，造成加熱器加熱，該加熱器作為兩導線之間的電阻，從而產熱。如前所述，導線穿過推進器的內部直徑。由於最接近的海波管738與電路剩餘部分絕緣，其可用於通過電源感應推進器700是否已經合適的固定，如果沒有，則阻止輸電至接觸部726和736。例如，電源可具有4個電接觸部：一個置於接觸接觸部726，一個置於接觸接觸部736，而兩個置於接觸接觸部738。但推進器700合適固定，接觸部738完成兩電源接觸部之間的電路，如果推進器700還稍許未固定，至少一個接觸部失去與接觸部738的物理連接，從而阻斷電路。在這方面，電源可感應推進器700是否已合適固定。另外，通過由接觸部738形成的電路，電源可按線路送電給接觸部726和736，因而阻止打開至接觸部726和736的電源，除非推進器700已合適固定。圖26B顯示了圖26A的安裝視圖，而圖26C顯示了整個植入物遞送系統的安裝視圖，包括圖26A和26B顯示的近端。圖26D-26E闡述了植入物遞送系統近端的兩個其他實施方式。圖26D的實施方式類似於圖22-26C的，除了該實施方式不在管狀接觸部726遠端使用凹槽728，但用接觸部726中部附近的凹槽728代替，因而也與海波管718的凹槽723相配。與圖22-26C的具體實施方式相似，存在三個接觸部，且海波管/接觸部726接受第一極性，海波管/接觸部736接受相反的第二極性，海波管/接觸部738用於打開或關閉用戶界面。圖26E的實施方式與前述圖22-26C的實施方式相似，但僅用兩個接觸部726、736替代三個。與圖26實施方式相似，接觸部726在沿著海波管的某一點使用凹槽728以允許存在用於導線706和海波管726的連接點。海波管726的部分通過絕緣體724電絕緣，其位於海波管部分的下面。另一接觸部/海波管736位於接觸部726附近，並且兩個接觸部通過絕緣體724相互電絕緣。儘管該系統使用了兩個接觸部，可存在三個與用戶界面連接的連接點。一個用戶界面接觸部可位於海波管726的遠端部分，並用於打開或關閉單元，另一界面接觸部位於沿著海波管726更近的點並具有第一極性。另一用戶界面接觸部位於接觸部736之上並具有與第一極性相反的第二極性。通過相反極性的導線706、708完成電路，所述兩根導線由於極化接觸部726、736進行反向極化。圖27-30顯示了加熱器的各種具體實施方式，其可用於前述任意植入物遞送實施方式中。首先參考圖27，其顯示了加熱器745，具有由多個細長區域形成的大致管狀形狀，該細長區域周期性的具有180度彎曲。可通過切割(例如雷射切割)所述形狀的海波管形成加熱器745，其也以平面狀態顯示於圖28中。加熱器745優選由高電阻材料如鉑製成，以改善產熱。其可由絕緣材料如聚醯亞胺、聚乙烯、聚四氟乙烯、聚對二甲苯(paralyene)塗覆。加熱器745也可由材料薄片形成並彎曲成管狀形狀。圖28所示形狀可用作單層構造745(圖27所示)或者用於多層構造749(圖29所示)。多層構造能夠由兩個分離的管狀形狀形成，其中更小的直徑構造位於更大的直徑構造之中。細長的薄片也可類似於圖28中的形狀，能夠滾成螺旋的兩層構造。導線在區域746、748連接海波管，該區域均位於加熱器近端。但是用於前述植入物遞送系統實施方式的加熱線圈需要一個線圈連接至近端，另一個線圈連接至線圈的遠端，而現在兩根導線均連接至加熱器的近端。這種構造的一個好處是沒有額外的接線需要置於加熱器遠端區域附近，從而減小該區域的設備外形。在一個實施例中，加熱器是雷射切割的平面薄片，其滾成螺旋狀，具有.003」內徑和.012」外徑，並滾成兩層或更多層(即內層和外層、內層-中間層-外層、或者內層-多個中間層-外層)。這僅作為樣板構造提供，其他改變是可能的。圖30闡明了加熱器749的另一實施方式，其具有三個交錯的部分，如圖30所示。在一個實施例中，層747a跨過加熱器749的整個部分，層747b跨過少於海波管整個部分的部分，層747c僅跨過加熱器的近端部分。這種交錯結構允許加熱器在不同部分進行不同加熱。儘管只顯示了三個交錯部分，其他數量的交錯層也是可能的，如2、4、5、6或更多。這種交錯結構可通過在所需位置緊鄰彼此交錯排列幾個平面的切割的薄片，然後將各層旋轉以形成多層加熱器749。在另一實施例中，每個交錯部分是其滾制的海波管，後續部分置於彼此當中以形成交錯外形。在一個實施例中，特定的分離點位於交錯部分彼此重疊的多個交錯區域中的一個，因為在該交錯區域產熱最多。除了圖30的滾制的多層設計749，可通過將分離的各層置於彼此之中以製造這樣一種結構。每層可具有單獨的正負極端子和相關導線，或者加熱器可連接至普通的電路選擇性加熱一層或多層。這種分離的多層結構也可用於圖30的交錯外形。圖30a-30c顯示了交錯外形海波管近端(圖30a)、中部(圖30b)和遠端部分(圖30c)的橫截面。在該實施例中，各層交錯使得近端區域包含三個層，中間區域包含兩個層，遠端區域包含僅一層。交錯的橫截面外形與圖30所示的交錯外形一致。圖32-33顯示了推進器加熱線圈750的替代實施方式。加熱器750與圖19加熱器704類似，包含具有第一直徑的第一區域754和具有第二直徑的第二區域756，第二直徑小於第一直徑。更大直徑區域752遠離更小直徑區域756。實際的加熱組件可從部分754近端延伸至第二區域756,或者從部分754近端延伸至更大直徑區域752的近端或者僅僅從部分754的近端延伸至遠端，這取決於第一和第二導線在何處連接。在圖19的實施方式中，聚合物外套管(over-sleeve)701可能接觸讓推進器前進通過的導管的內表面。在圖32-33顯示的實施方式750中，更大直徑的金屬區域752接觸導管的內表面，因為接觸區域減少且金屬相對於聚合物摩擦性通常降低，所以更容易跟蹤。區域752也可調整大小從而不接觸導管的內表面。另一優勢也涉及解除推進器。在圖19的實施方式中，儘管當線圈承受拉力時聚合物外套管762可置於線圈之上，當通過推進器施加近端推力時，線圈也可稍微壓縮，這取決於施加力的大小。這種壓縮吸收了部分從設備近端施加的推力。另外，因為推進器直接置於加熱器上，熱耗散更少。而且，因為推進器直接接觸放大部分，且導線位於推進器下面，電導線從推進器接受很小的壓力。參考圖33，推進器結構線圈760的遠端直接接觸或者鄰接加熱器的遠端放大直徑部分752。加熱器的放大直徑區域752緊密纏繞，優選的具有最小的間隙或者無間隙結構，因此近端推力將不影響所述放大直徑區域752的形狀，導致跟蹤能力更強。因此結構線圈760的遠端連接在加熱器750的遠端部分而非近端部分，其減小了加熱器750在程序中彎曲或扭曲的可能性，尤其是如果存在更小的因而更弱的部分，如部分756。聚合物外套管758可置於加熱器750的近端部分之上，如圖33所示，以提供絕緣性並防止熱耗散。外套管758可以是聚醯亞胺、聚乙烯、聚四氟乙烯或聚對二甲苯(paralyene)。如圖33所示，外部管狀構件762直接鄰接區域752並位於加熱器754、756之上。與圖19實施方式類似，導線706、708位於推進器內徑之內。圖34闡述了推進器760的另一實施方式，包含多個(即2個或更多個)海波管加熱器，如圖27-29所示的那些。如圖27-29所示的海波管，正極和負極導線端子均位於加熱器近端。可在海波管加熱器周圍使用環氧樹脂以絕熱並防止各海波管之間放電。在一實施例中，圓柱體可由聚合物構成，以使熱量損失和海波管加熱器之間的導電性最小化，該圓柱體罩住該海波管加熱器。在另一實施方式中，加熱器通過3d列印技術製造。儘管本發明的描述涉及具體實施方式和應用，本領域技術人員鑑於本發明教導，能夠形成不脫離本發明本質或不超出本發明範圍的另外的實施方式和修改。例如，加熱器線圈或加熱器線圈擴展器能夠構造成激活開關，以某種方式提供分離指示給用戶。另外，可視指示器可與電阻變化有關，以提供更容易的分離指示。相應的，應該理解的是，本文附圖和描述通過實施例的方式提供，以助於理解本發明，並不解釋為對本發明範圍的限制。當前第1頁1&nbsp2&nbsp3&nbsp當前第1頁1&nbsp2&nbsp3&nbsp