CN103037776A - 植入物输送装置 - Google Patents

Abstract

公开了一种用于将植入物输送至患者体内的系统。加热器线圈的启动导致使加热器线圈与另一个部件发生或不发生电接触的部件降解、熔化或减少，或者导致线圈的单独环相互接触，由此导致为加热器线圈提供电流的电路中的电阻发生显著变化。芯线在装置的远端之前终止，从而允许更大的柔性。

Description

植入物输送装置

相关申请

本申请要求2010年4月14日提交的名称为“Implant Delivery Device”的美国临时申请序列号61/324,246的优先权，该临时申请的内容以参考的方式并入本文中。

技术领域

本发明涉及用于将植入物装置输送至患者体内的目标部位或位置的系统和方法。本发明还涉及一种检测患者体内的植入物分离的方法。

背景技术

在许多临床表现中已显示以创伤性较小的方式输送可植入治疗装置是符合需要的。例如，业者已将血管栓塞术应用于控制血管出血、阻隔肿瘤的血液供应、阻塞输卵管、以及阻塞血管动脉瘤（尤其是颅内动脉瘤）。近年来，用于动脉瘤治疗的血管栓塞术已受到许多关注。用于治疗动脉瘤的植入物常常是一段卷绕或盘绕的绕线并被称为“微线圈”。微线圈通过填充动脉瘤从而导致经过动脉瘤的血流减慢或停止由此导致动脉瘤内形成血栓而起作用。

微线圈非常柔软且具有非常低的结构完整性。为了使其更易于取回和重新定位，最近的工作已经致力于使其具有抗拉伸性。例如，授予Ken的美国专利第5,582,619号中描述了具有穿过线圈内腔的抗拉伸构件的抗拉伸栓塞线圈。Wilson的美国专利公开第2004/0034363号也公开了一种带抗拉伸构件的栓塞线圈，该抗拉伸构件具有附接到线圈远端的远端以及附接到输送导管的近端。

在现有技术中已采用若干种不同的治疗方式来部署植入物装置。例如，在包括授予Guglielmi等人的美国专利第5,895,385号和授予Geremia等人的美国专利5,108,407的现有技术中，已描述了许多用于植入物装置的可重新定位的分离系统，这两篇专利的内容以参考的方式并入本文中。若干系统，例如在授予Gandhi等人的美国专利第6,500,149号和授予Handa等人的美国专利第4,346,712号中所公开的系统描述了利用加热器来分离和部署植入物装置，这两篇专利的内容以参考的方式并入本文中。

虽然植入物输送及分离系统在本领域中是已知的，但这些系统并未向使用者提供反馈表明植入物已确实与输送装置分离。在分离依赖于应用热或电解法的情况下（其中涉及到时间因素），提供该反馈尤其重要。这些输送装置是在不知是否已应用热等达足够长时间以导致分离的位置离开使用者。因此，需要一种检测患者体内植入物是否已正确有效地分离的方法。

发明内容

本发明是一种植入物输送及分离系统，该系统用于将可植入装置（例如线圈、支架、过滤器等）定位且部署在体腔内，所述体腔包括但不限于血管、输卵管、畸形（例如瘘管和动脉瘤）、心脏缺陷（例如左心耳和萼片开口）以及其它内腔器官。

所述系统包括：植入物、输送导管（一般称为推进器或者输送推进器）、用于将植入物联接到推进器的可分离接头、热产生装置（一般称为加热器）、以及为加热器提供能量的电源。

本发明还包括一种用于检测植入物分离的方法。具体地，通过测量输送系统的电阻变化来检测植入物的分离。

本发明也可与2005年8月25日提交的名称为“Thermal detachment system for implanting devices”的美国专利申请第11/212,830号中所公开的输送机构结合起来使用，该专利申请的全部内容以参考的方式并入本文中。

在本发明的一个方面，利用系链、线绳、线、线材、细丝、纤维等将植入物联接到推进器。通常，这称为系链。系链可采用单丝、杆、带、空心管等的形式。可以用许多材料将植入物可分离地连接到推进器。一类材料是聚合物，例如聚烯烃、聚烯烃弹性体（例如由Dow化学公司制造且以商标名Engage销售的产品、或者由Exxon公司以商标名Affinity销售的产品）、聚乙烯、聚酯（PET，聚对苯二甲酸乙二醇酯）、聚酰胺（Nylon）、聚氨酯、聚丙烯、嵌段共聚物（例如PEBAX或者Hytrel）、和乙烯-乙烯醇共聚物（EVA）；或者橡胶材料（例如硅酮、乳胶和Kraton）。在一些情况下，也可利用辐射使聚合物发生交联以控制其抗拉强度和熔化温度。另一类材料是金属，例如镍钛合金（Nitinol）、金和钢。材料的选择取决于材料储存势能的能力、熔化温度或软化温度、用于分离的电源、以及身体治疗部位。可通过熔焊、打结、软焊、胶粘剂联结或者本领域已知的其它方法将系链连接到植入物和/或推进器。在植入物是线圈的一个实施例中，系链可贯穿线圈的内腔并附接到线圈的远端。此设计不仅将植入物连接到推进器，而且在不使用第二抗拉伸构件的情况下将抗拉伸性赋予线圈。在植入物是线圈、支架或过滤器的其它实施例中，将系链附接到植入物的近端。

在本发明的另一方面，可分离地将植入物连接到推进器的系链，充当分离时被释放出的储存能量（即势能）的储能器。这有利地减小分离植入物所需的时间和能量，因为这使在不必完全熔化该材料的情况下利用热来断开系链成为可能。储存的能量也可向植入物施加力从而将植入物推离输送导管。此分离易于使该系统更可靠，因为这样可防止系链重新固化并在分离后保持植入物。可通过若干种方式传递储存的能量。在一个实施例中，将弹簧设置在植入物与推进器之间。当通过将系链的一端连接到推进器或植入物中的一个而将植入物附接到推进器时，弹簧被压缩，从而拉拽系链的自由端直到弹簧至少部分地被压缩，然后将系链的自由端附着在植入物或推进器中的另一个。因为系链的两端被限制，所以系链上的张力（或者弹簧压缩）形式的势能被储存在所述系统内。在另一个实施例中，以前述实施例中的方式固定系链的一端，然后通过用预定的力或位移拉拽系链的自由端而将系链设置在张紧状态。当然后将系链的自由端固定时，系链材料自身的延长（即，弹性变形）储存能量。

在本发明的另一方面，将加热器设置在推进器上或者推进器内，通常但不是必须设置成靠近推进器的远端。可通过例如软焊、熔焊、胶粘剂联结、机械结合、或者本领域中已知的其它技术将加热器附接到推进器。加热器可采用绕线线圈、热管、空心管、带、海波管（hypotube）、实心棒、环形、或者类似的形状。加热器可由多种材料制成，例如钢、铬钴合金、铂、银、金、钽、钨、锰铝合金（mangalin）、可从California Fine Wire Company以商标名Stable Ohm获得的铬镍合金、导电聚合物等。将系链设置在加热器附近。系链可穿过空心或线圈型加热器的内腔或者可缠绕在加热器周围。尽管可将系链设置成与加热器直接接触，但也不一定如此。为便于组装，可将系链设置在加热器附近，但不实际接触加热器。

输送导管或推进器是一个带远端和近端的细长构件，其适合于允许植入物被操纵至治疗部位。推进器包括芯轴以及为加热器提供电能的一根或多根电引线。推进器的尺寸和/或刚度可沿长度逐渐变小，并且远端通常比近端更加柔软。在一个实施例中，推进器适合于伸缩地设置在输送导管内，例如引导导管或者微导管。在另一个实施例中，推进器包含内腔，从而允许操纵推进器在导线上移动。在又一个实施例中，可以在不使用第二装置的情况下将推进器直接操纵至治疗部位。推进器可具有辐射不透标记系统，该标记系统可用荧光透视法看见，从而使其能够与微导管或其它附加装置上的辐射不透标志一同使用。

在本发明的另一方面，芯轴采用实心轴或空心轴、线、管、海波管、线圈、带、或者其组合的形式。芯轴可由塑料材料制成，例如聚醚醚酮（PEEK）、丙烯酸酯、聚酰胺、聚酰亚胺、聚四氟乙烯、丙烯酸酯、聚酯、嵌段共聚物（例如PEBAX）等。可以利用由金属、玻璃、碳纤维、编织物、线圈等所制成的增强纤维或增强线，使（一个或多个）塑料构件选择性地沿其长度变硬。可以替代地使用金属材料来形成芯轴，或者可以使用金属材料并连同塑料成分一起来形成芯轴，金属材料例如是不锈钢、钨、铬钴合金、银、铜、金、铂、钛、镍钛合金（Nitinol）等。可以替代地使用陶瓷成分（例如玻璃、光学纤维、锆等）来形成芯轴，或者可以使用陶瓷成分并连同塑料和/或金属成分来形成芯轴。芯轴也可以是各材料的复合物。在一个实施例中，芯轴包括：由辐射不透材料（例如铂或钽）构成的内芯、以及由抗扭折材料（例如钢或者铬钴）构成的外覆盖物。通过选择性地改变内芯的厚度，可以在不使用第二标记的情况下将辐射不透标识符设置在推进器上。在另一个实施例中，用低电阻材料（例如铜、铝、金或银）选择性地覆盖（通过例如电镀、拉拔、或者本领域中已知的类似方法）具有期望的材料性质（例如抗扭折和/或抗压强度）的芯材料（例如不锈钢）以增加其导电性，因此使芯轴能够用作电导体。在另一个实施例中，用塑料材料（例如PEBAX或聚酰亚胺）覆盖具有期望性质（例如与磁共振成像（MRI）的兼容性）的芯材料（例如玻璃纤维或光学纤维），以防止玻璃发生断裂或扭折。

在本发明的另一方面，将加热器附接到推进器，然后将一个或多个电导体附接到加热器。在一个实施例中，将一对导线大致设置在推进器的长度上，这两根导线在推进器的远端附近联接到加热器并且在推进器的近端附近联接到电连接器。在另一个实施例中，将一根导线大致设置在推进器的大致长度上，并且芯轴自身是由导电材料制成或者覆盖导电材料以充当第二电引线。该线和轴在远端附近联接到加热器并且在推进器的近端附近联接到一个或多个连接器。在另一个实施例中，将双极导体联接到加热器，并且接合射频（RF）能量用于给加热器提供动力。在任一实施例中，（一个或多个）导体可平行于芯轴或者可穿过大致上为空心的芯轴（例如，海波管）的内腔。

在本发明的另一方面，可将电和/或热绝缘盖或套管放置在加热器上。该套管可由绝缘材料（例如聚酯（PET，聚对苯二甲酸乙二醇酯）、聚四氟乙烯、嵌段共聚物、硅酮、聚酰亚胺、聚酰胺等）制成。

在本发明的另一方面，将（一个或多个）电连接器设置在推进器的近端附近，以便可以将加热器通过导体电连接到电源。在一个实施例中，连接器是插头的形式，其具有一个或多个凸形或凹形针。在另一个实施例中，（一个或多个）连接器是可以与夹型连接器连接的管、销或箔。在另一个实施例中，（一个或多个）连接器是适合于与外部电源匹配的管、销或箔。

在本发明的另一方面，推进器连接到外部电源使得加热器电耦接到电源。电源可以来自（一个或多个）电池或者通过墙壁插座连接到电网。电源提供采用直流（DC）、交流（AC）、调制直流、或者处于高频或低频的射频（RF）形式的电流。电源可以是在无菌区外部操作的控制盒，或者可以是适合于在无菌区内操作的手持装置。电源可以是一次性的、可充电的，或者在（一个或多个）一次性或可充电电池的情况下是可重复使用的。

在本发明的另一方面，电源可包括协助使用者进行分离的电子电路。在一个实施例中，该电路检测植入物的分离，并且当发生分离时向使用者提供信号。在另一个实施例中，该电路包括定时器，当已经过去预设长度的时间时该定时器向使用者提供信号。在另一个实施例中，该电路监测分离的次数并且当已实施预设次数的分离时提供信号或者执行操作（例如锁住系统）。在另一个实施例中，电路包括反馈电路，该反馈电路监测附接尝试的数量并且增加电流、电压和/或分离时间以便提高成功分离的可能性。

在本发明的另一方面，所述系统的构造使得分离时间变得非常短。在一个实施例中，分离时间小于1秒。

在本发明的另一方面，所述系统的构造使分离期间的装置表面温度降低至最低。在一个实施例中，分离期间的加热器表面温度低于50℃。在另一个实施例中，分离期间的加热器表面温度低于42℃。

在本发明的另一方面，通过测量输送系统的电阻变化而检测植入物的分离，具体地，提供测量加热器区的电阻变化而检测植入物的分离。

基于下面的附图和详细说明，将理解本发明的这些及其它方面和特征。

附图说明

图1示出了根据本发明的分离系统的第一实施例的剖面侧视图。

图2示出了根据本发明的分离系统的第二实施例的剖面侧视图。

图3A示出了根据本发明的示例性直流信令电流。

图3B示出了根据本发明的示例性交流信令电流。

图4示出了根据本发明的分离系统的第三实施例的剖面侧视图。

图5示出了根据本发明的分离系统的示例性表面温度数据。

图6示出了根据本发明的分离系统的电连接器的剖面侧视图。

图7示出了根据本发明的分离系统的辐射不透层的剖面侧视图。

图8示出了根据本发明的包括支架的分离系统的剖面侧视图。

图9示出了根据本发明的植入物装置的侧视图。

图10示出了图9的输送系统的线圈和间隔件的透视图。

图11示出了根据本发明的输送系统的推进器的侧视图。

图12示出了图11的输送系统的推进器的侧视图。

图13示出了根据本发明的输送装置的侧视图。

图14示出了根据本发明的输送装置的侧视图。

图15示出了图13的输送装置的放大侧视图。

图16示出了图14的输送装置的放大侧视图。

图17示出了图14的输送装置的放大侧视图。

具体实施方式

转向图1，示出了本发明的分离系统100，具体地示出了分离系统100的远端部分。分离系统100包括推进器102，该推进器优选地是柔性的。推进器102构造成用于使植入物装置112行进到患者体内，具体地，进入用于植入物装置112的植入和输送的目标腔部位。可能的目标腔部位包括但不限于：血管和血管部位（例如，动脉瘤和瘘管）、心脏开口和心脏缺陷（例如，左心耳）、以及其它腔管器官（例如，输卵管）。

抗拉伸系链104可分离地将植入物112联接到推进器102。在此实例中，系链104是联结到推进器102的塑料管。基本上为实心的圆柱体也可以是系链104的设计选择。抗拉伸系链104至少部分地延伸穿过植入物装置112的内腔。

在推进器102的远端附近，将加热器106设置在靠近抗拉伸系链104的位置。加热器106可包围在抗拉伸系链104的周围，使得加热器106暴露于血液或环境或者与血液或环境直接接触，可以替代地利用套管、护套、环氧化合物、胶粘剂等加以绝缘。推进器102包括一对电线，正电线108和负电线110。通过任何合适的方式（例如熔焊或软焊）将电线108和110连接到加热器106。

电线108、110能够连接到电源（未图示）。如图所示，负电线110连接到加热器106的远端，正电线108连接到加热器106的近端。在另一个实施例中，此构造可以反转，即，负电线110联接到加热器106的近端而正电线108联接到加热器106的远端。

由电线108、110向加热器106提供能量以便断开系链104靠近加热器106的部分。加热器106不是必须与系链104直接接触。加热器106仅仅应该充分靠近系链104，使得由加热器106产生的热导致系链104断开。作为启动加热器106的结果，抗拉伸系链104的大致在加热器106远侧的并且在植入物装置112内腔中的部分与植入物装置112一起被从推进器102释放。

如图所示，植入物装置112是栓塞线圈。适于用作植入物装置112的栓塞线圈可包括形成螺旋状微线圈的适当长度的线。该线圈可由生物相容性材料制成，包括铂、铑、钯、铼、钨、金、银、钽、这些金属的各种合金、以及各种手术级不锈钢。具体材料包括称为铂479的铂/钨合金（92% Pt，8% W，可从纽约Mount Vernon的Sigmund Cohn获得）和镍/钛合金（例如，称为Nitinol的镍/钛合金）。

可有利地构成线圈的另一种材料是双金属线，该双金属线包括高弹性金属以及高度辐射不透金属。这种双金属线也可抵抗永久变形。这种双金属线的一个例子是包括Nitinol外层和纯参考级铂的内芯的产品，其可从纽约Mount Vernon的Sigmund Cohn以及马萨诸塞州Shrewsbury的Anomet Products获得。

共同转让的美国专利第6,605,101号提供了对适于用作植入物装置112的栓塞线圈的进一步描述，该栓塞线圈包括具有主构造和第二构造的线圈，其中，第二构造使部署之后的不期望的线圈压实程度最小化。美国专利第6,605,101号的全部公开内容以参考的方式并入本文中。而且，植入物装置112可任选地涂覆或覆盖有本领域已知的水凝胶或生物活性涂层。

线圈型植入物装置112阻止解卷，因为延伸穿过植入物装置112内腔的抗拉伸系链104需要比植入物装置112自身显著更大的力才发生塑性变形。因此，在植入物装置112可能会解卷的情况下，抗拉伸系链104有助于防止植入物装置112解卷。

在组装期间，可将势能储存在所述装置内以促进分离。在一个实施例中，将任选的弹簧116放置在加热器106与植入物装置112之间。在组装期间将弹簧压缩并且可将系链104的远端连结或者联接到植入物装置112的远端，或者可以熔化或以其他方式形成到防止损伤的远端114中。

在一个实施例中，抗拉伸系链104由例如聚烯烃弹性体、聚乙烯或聚丙烯的材料制成。系链104的一端被附接到推进器102，并且系链104的自由端被拉拽穿过植入物112，植入物112的近端与加热器106（如果不存在弹簧116的话）齐平或者与压缩弹簧116齐平。利用预设的力或位移来预拉伸系链104，因此在轴向方向（即与推进器102长轴共轴或者平行）上将能量储存在系链104内。所述力或位移取决于系链材料的性质、系链104的长度（其自身取决于系链在推进器上的附接点和植入物的长度）。一般而言，所述力低于系链材料的弹性极限，但当加热时足以导致系链迅速断开。在将要被部署的植入物是脑线圈的一个优选实施例中，系链具有在大约0.001至0.007英寸范围内的直径。当然，可以根据需要改变系链的尺寸，以便容纳不同类型和尺寸的其它植入物。

转向图2，示出了本发明的分离系统的另一个实施例，分离系统200。分离系统200与分离系统100具有数个相同的元件。例如，可用于带分离系统100的植入物装置112的相同装置也可用于带分离系统200的植入物装置112。这些相同装置包括：例如各种栓塞微线圈和线圈。前面在分离系统100中已对植入物装置112进行了描述。如同植入物装置112，相同的附图标记是用来标记可对应于分离系统200的各元件/部件的分离系统100的其它元件/部件。在分离系统100描述中对这些元件的描述中的附图标记也适用于分离系统200中的这些共同的元件。

在分离系统200中，内部加热元件206用于使抗拉伸管104的一部分和相关的植入物装置112与分离系统200分离。分离系统200包括输送推进器202，输送推进器202包括芯轴218。分离系统200还包括延伸穿过输送推进器202的内腔的正电线208和负电线210。

为了形成内部加热元件206，可将正电线208和负电线210联接到输送推进器202的芯轴218。优选地，将电线208、210联接到芯轴218的远端部分。

在一个实施例中，正电线208联接到芯线218上的第一远端位置，负电线210联接到芯线218上的第二远端位置，第二远端位置靠近第一远端位置。在另一个实施例中，将该构造反转，即正电线208联接到第二远端位置，负电线210联接到芯线218上的第一远端位置。当将正电线208和负电线210联接到芯轴218的远端部分时，芯轴218的远端部分连同电线208、210形成电路，即内部加热元件206。

当从联接到正电线208和负电线210的电源（未图示）施加电流时，加热器206的温度升高。如果要求或期望有更大的温度升高/更高程度的热，那么可将相对较高电阻的材料（例如铂或钨）联接到芯轴218的远端从而增加芯轴218的电阻。因此，当向加热器206施加电流时产生比较低电阻材料所产生温度升高更大的温度升高。联接到芯轴218远端的其它相对较高电阻材料可采用任何合适形态，例如实心线、线圈、或者任何其它形状或材料，如上所述。

因为加热器206位于管状的系链104的内腔中，所以将加热器206与患者身体绝缘。因此，可以降低由于加热器206加热所造成对周围身体组织的不慎损害的可能性。

当向由芯轴218、正电线208和负电线210形成的加热器206施加电流时，加热器206的温度升高。因此，抗拉伸系链104靠近加热器206的部分断开并且分离，连同联接到系链104的植入物装置112与分离系统200分离。

在分离系统200的一个实施例中，抗拉伸系链104的近端（或者联接到抗拉伸系链104近端的较大管的远端（未图示））可被张开以便处理尺寸约束的问题并且便于分离系统200的组装。

以与分离系统100类似的方式，通过例如如前所述任选的压缩弹簧116或者在组装期间预拉伸系链104，而将能量储存在该系统内。如果存在的话，储存在该系统内的势能的释放的作用是施加额外的压力，以便当部署植入物装置112时将植入物装置112以及植入物装置112所联接的抗拉伸系链104的部分与加热器206分离。通过导致系链104断开和断裂，这有利地减小了所需的分离时间和温度。

如同分离系统100那样，分离系统200的抗拉伸系链104的远端可被连结或联接到植入物装置112的远端，或者可以被熔化或以其他方式形成到防止损伤的远端114内。

图4示出了分离系统300的另一个优选实施例。在许多方面，分离系统300类似于图2中所示的分离系统200和图1中所示的分离系统100。例如，分离系统300包括输送推进器301，输送推进器301包含分离植入物装置302的加热器306。分离系统300也利用系链310将植入物装置302联接到输送推进器301。

在图4的剖视图中，可看到输送推进器301的远端具有线圈状的加热器306，加热器306电耦接到电线308和309。这些电线308、309设置在输送推进器301内，在输送推进器301的近端离开并联接到电源（未图示）。将系链310设置成靠近加热器306，系链310具有固定在输送推进器301内的近端以及联接到植入物装置302的远端。当通过电线308和309施加电流时，加热器306的温度升高直到系链310断裂，从而释放植入物装置302。

为了减小加热器306向患者周围组织的热传递并且提供电绝缘，而至少在输送推进器301外表面的远端周围设置绝缘盖304。当盖304的厚度增加时，热绝缘性也增加。然而，该厚度增加也导致刚度增加以及输送推进器301的直径增加，这会增大实施输送步骤的难度。因此，将盖304的厚度设计成可提供充分热绝缘性能并且不过度增加其刚度。

为了增强系链310对植入物装置302的附接，植入物装置302可包括环圈构件322，该环圈构件322在焊缝318处熔焊到植入物装置302并且将其尺寸设计成配合到输送推进器301的外加强圆周312内。系链310连结在植入物装置302的近端周围以便形成结316。利用设置在结316周围的胶粘剂314而提供进一步增强，从而防止解开或者不希望的分离。

以与分离系统100和200类似的方式，可利用例如任选的压缩弹簧（类似于图1中的压缩弹簧116，但未示于图4）或者在组装期间轴向地预拉伸系链104，而将能量储存在该系统内。在本实施例中，将系链310的一端附接到植入物装置302的近端附近，如前所述。将系链310的自由端穿过输送推进器301的远端部分，直到自由端到达输送推进器301的出口点（未图示）。向系链310施加张力而以弹性变形的形式将能量储存在系链材料内，例如向系链310的自由端施加预定的力或者使拉紧的系链310移动预定位移。然后，通过例如打结、涂布胶粘剂、或者本领域中已知的类似方法将系链310的自由端连接到输送推进器301。

当存在时，储存在系统内的势能的释放的作用是施加额外的压力，以便当部署植入物装置302时将植入物装置302以及植入物装置302所联接的系链310的部分与加热器306分离。通过导致系链310断开和断裂，这有利地减小了所需的分离时间和温度。

本发明还提供分离系统（例如分离系统100、200或300）的使用方法。下面的实例涉及使用分离系统100、200或300来闭塞脑动脉瘤。然而，应当理解的是调整分离系统100、200或300及其部件的尺寸和/或调整植入物装置112、302的构造将使分离系统100、200或300能够用于治疗多种其它体内畸形。

在此具体实例中，分离系统100、200或300的输送推进器102、202或301的直径可为大约0.010英寸至0.030英寸。联接到输送推进器102、202或301的远端附近并且连接到植入物装置112、302的系链104、310的直径可为0.0002英寸至0.020英寸。植入物装置112、302（可以是线圈）的直径可以是大约0.005英寸至0.020英寸，并且可由0.0005英寸至0.005英寸的线卷绕而成。

如果将势能储存在分离系统100、200或300内，那么用于分离植入物装置112、302的力通常高达250克。

输送推进器102、202或301可包括芯轴218以及至少一根电导线108、110、208、210、308或309。可将芯轴218用作电导体，或者可使用一对导线，或者可使用双极线，如前所述。

尽管分离系统100、200和300已被图示为输送线圈，但其它植入物装置也包含于本发明中。例如，图8示出了分离系统300，如前面的图4中所示，分离系统300具有植入物，该植入物为支架390。可以通过类似方法类似地分离此支架390，如前面在分离系统100、200和300中所述。在又一实例中，分离系统100、200或300可用于输送过滤器、网格、支架、或者其它适于输送至患者体内的医用植入物。

图7显示芯线350的一个实施例，该芯线350可以用于如输送推进器102、202或301的任意实施例，其包括用于将芯线350的位置告知使用者的辐射不透材料。具体地，辐射不透标记材料被集成到芯线350中并且在期望的位置改变厚度，从而有助于更简单和更精确地制造最终的芯线350。

以前的输送推进器设计（例如授予Guglielmi的美国专利5,895,385中所见）依赖于采用环状带或线圈形式的高密度材料（例如金、钽、钨或铂）。然后，将辐射不透的标记连接到其它密度较低的材料（例如不锈钢），以区分该辐射不透部分。因为辐射不透标记是放置在距离输送推进器的末端指定距离（经常为大约3 cm）处的单独元件，所以该放置必须精确否则输送推进器的远侧末端可能导致对动脉瘤或其它病变部位的损伤。例如，输送推进器可从微导管中过度延伸以穿刺动脉瘤。此外，用于制造先前的输送推进器的制造工艺可能是困难且成本高的，特别是当联结不同材料时。

本发明的辐射不透系统通过将第一辐射不透材料集成到大部分的芯线350内同时改变第二辐射不透材料的厚度而克服了这些缺点，从而不再需要将多个部分联结到一起。如图7中所见，芯线350包括芯轴354（即，第一辐射不透材料），芯轴354优选地是由辐射不透材料制成，例如钨、钽、铂或金（与大多数现有技术设计的辐射可透材料例如钢、Nitinol和Elgiloy相反）。

芯线350还包括具有不同的辐射不透水平的第二外层352。优选地，外层352是由辐射不透值低于芯轴354的材料所构成，例如Elgiloy、Nitinol或不锈钢（可以以商标名DFT从Fort Wayne Metals购得）。在这方面，在荧光透视法中芯轴354和外层352均可看见并且可以相互区分。外层352的厚度沿芯线350的长度发生变化，从而提供增加的柔性和射频强度的差异。因此，在荧光透视法中，与较薄区域相比使用者更易看到外层352的较厚区域。

可以利用自动加工工艺（例如磨削、拉拔或锻造）在期望位置形成外层352厚度的变化。这种自动加工工艺消除了手工测量和放置标记的需要，并且进一步消除了单独的标记元件联结到其它辐射可透部分的需要，从而降低系统的制造成本和复杂程度。

在本实施例中，芯线350包括外层352的三个主要指示物区。近侧区356是三个区中最长的（长度为137 cm），而中间区域358的长度为10 cm且远侧区360的长度为3 cm。可基于芯线350的使用而确定各区域的长度。例如，如本领域已知的，在线圈植入步骤期间可使用3 cm远侧区360，从而允许使用者将远侧区360的近边缘对准微导管上的辐射不透标记，芯线350定位在该微导管中。各区域的直径取决于植入物的用途和尺寸。在典型的脑动脉瘤应用中，例如，近侧区356的尺寸可通常为0.005-0.015英寸，中间区域358的尺寸可通常为0.001-0.008英寸，而远端区域360的尺寸可通常为0.0005-0.010英寸。芯轴354通常将包括芯线350的总直径的大约10-80%之间，在任意点处。

另一方面，芯线350可包括任意数量的大于或小于图7中所示三个区的不同区域。此外，芯轴354的辐射不透材料可以仅部分地延伸穿过芯线350。例如，辐射不透材料可以从芯轴354的近端延伸至距离芯线350远端三厘米的位置，从而提供利用荧光透视可见的另一个预定位置标记。

在此方面，芯线350的区域356、358和360提供更精确的辐射不透标记系统，该系统容易制造，而且在荧光透视法中容易看见。此外，标记精度的增加可降低与步骤期间的不合适输送推进器定位有关的并发症。

在操作中，将微导管定位于患者体内，使得微导管的远端靠近目标区域或内腔。将芯线350（在输送装置内）插入微导管的近端，并且用荧光透视法看见芯轴354和外层352。使用者将微导管上的辐射不透标记与远侧区360的开始处对准，这可以告知植入物112、302相对于微导管末端的位置。

在某些情况下，例如在小动脉瘤（其中，由于芯线350的刚度而导致血管损伤的风险变大）的情况下，在分离期间，使用者可将植入物的近端略微定位在微导管远端内。然后，使用者可用下一个线圈、附加装置（例如导丝）或者输送装置102、202或301将植入物112、302的近端推出微导管。在另一个实施例中，用户可利用辐射不透标记系统将输送推进器的远端定位在微导管的远端外部。

一旦将分离系统100、200或300的植入物装置112、302放置在目标部位或者其周围，那么在必要时或需要时，操作者可反复地重新定位植入物装置112、302。

当需要使植入物装置112、302在目标部位分离时，操作者经电线108、110、208、210、308或309向加热器106、206或306提供能量。用于提供电能的电源可以是任何合适的电源，例如墙壁插座、电容、电池等。对于该方法的一个方面，具有大约1伏至100伏的电势的电被用于产生1毫安至5000毫安的电流，这取决于分离系统100、200或300的电阻。

图6中示出了连接器系统400的一个实施例，其可以用于将分离系统100、200或300电耦接到电源。连接器系统400包括导电芯轴412，该导电芯轴412具有被绝热层404包围的近端。优选地，绝热层404是绝缘套管，例如聚烯烃、PET、Nylon、聚醚醚酮、聚四氟乙烯、或者聚酰亚胺的塑料热缩管。绝热层404也可以是涂层，例如聚氨酯、硅酮、聚四氟乙烯、聚对二甲苯。将导电带406设置在绝热层404的顶部，并利用成型带414、胶黏剂或者环氧化合物加以固定。因此，芯轴412与导电带406相互为电绝缘。导电带406优选地是由任何导电材料构成，例如银、金、铂、钢、铜、导电聚合物、导电粘合剂、或者类似材料，并且可以是带、线圈或箔。由于金被拉成薄板的能力及其易获得性，因而金是特别优选的导电带406的导电材料。前面已对芯轴412进行了描述，并且可用例如金、银、铜或铝进行电镀以增加其导电性。

连接器系统400还包括两根电线408和410，这两根电线408和410分别连接到导电带406和芯构件412并且连接到处在输送系统远端的加热元件，例如图1、图2和图4中所示（图6中未示出）的。优选地，通过软焊、铜焊、熔焊、激光结合或导电粘合剂或者类似技术连接这些电线408和410。

一旦使用者准备释放患者体内的植入物112、302，则将来自电源的第一电夹或连接器连接到芯轴412的非绝缘部分402并且将来自电源的第二电夹或连接器连接到导电带406。将电功率施加给第一和第二电夹，形成分离系统100、200或300内的电路，从而导致加热器106、206或306的温度升高并断开系链104、310。

一旦将分离系统100、200或300连接到电源，使用者便可施加电压或电流，如前所述。这引起加热器106、206或306的温度升高。当被加热时，预拉紧的系链104、310将由于热致蠕变而倾向于恢复到其未受压力的（较短的）长度。在此方面，当系链104、310被加热器106、206或306加热时，其总尺寸缩小。然而，因为如前所述将系链104、310的各端加以固定，所以系链104、310的长度不能缩短，从而最终发生断裂而释放植入物装置112、302。

因为在所述系统内已存在弹簧116或系链材料104、310的变形形式的张力，所以使系链104、310断裂所需的收缩量小于没有预拉紧系链的系统的收缩量。因此，释放植入物装置112、302所需的温度和时间较小。

图5是显示分离系统300的PET盖304的表面温度的图示。如图中可见，在分离期间，分离系统300的表面温度并不随时间线性地变化。具体地，加热线圈306所产生的热穿透绝缘盖304仅花费不足1秒的时间。1秒后，绝缘盖304的表面温度显著地升高。尽管不同的外绝缘材料可略微地增大或减小此1秒表面温度窗，但分离系统100、200或300的必要的小直径阻碍了提供可更显著地延迟表面温度升高的厚绝热层。

应当理解的是，分离系统100、200或300的实施例包括多种可能的构造。例如，绝缘盖304可由聚四氟乙烯、PET、聚酰胺、聚酰亚胺、硅酮、聚氨酯、聚醚醚酮或者具有相似特性的材料所构成。在实施例100、200或300中，该绝缘盖的典型厚度为0.0001-0.040英寸。此厚度当所述装置适合用于例如近端畸形时将倾向于增加，并且当所述装置适合于较远端的弯曲位置（例如脑动脉瘤）时此厚度减小。

为了使由于这种表面温度下降所造成的损伤和可能的并发症最小化，本发明在表面温度开始显著升高之前分离植入物装置112、302。优选地，在小于1秒、更优选小于0.75秒的时间内将植入物装置112、302分离。这防止表面温度超过50 ℃（122 ℉），更优选地，防止表面温度超过42 ℃（107 ℉）。

一旦使用者试图分离植入物装置112、302，通常有必要确认分离是否已成功。集成到电源中的电路可用于判定分离是否已成功。在本发明的一个实施例中，在施加分离电流（即，启动加热器106、206或306从而分离植入物112、302的电流）之前提供初始信令电流。信令电流用于在使用者试图分离植入物之前确定系统中的电感，因此具有低于分离电流的值，从而不导致提前分离。在尝试分离后，类似的信令电流用于确定第二电感值，第二电感值被与初始电感值进行比较。初始电感与第二电感值之间的显著差异表明植入物112、302已成功分离，而没有这种差异则表明分离未成功。在此方面，使用者可以容易地判定植入物112、302是否已分离，甚至对于利用非导电温度敏感聚合物来附接植入物的输送系统（例如图1、图2和图4中所见的）也是如此。

在下面的描述和实例中，术语“流”和“电流”是采用最广泛的含义，并且理解成包括交流（AC）、直流（DC）、和射频电流（RF），除非另有说明。术语“变化的”被定义为具有高于零的频率（包括高频率和低频率）的任何电流变化。当然当测量、计算和/或保存值时，可以通过人工方式或者通过任何已知的电子方法（包括但不限于电子电路、半导体、EPROM、计算机芯片、计算机存储器（例如RAM、ROM、或闪存）等实施。最后，线卷匝和环形形状包含广泛的意义并且包括多种几何形状，例如圆形、椭圆形、半球形、四边形、三角形和梯形的形状。

当变化的电流经过这种物体（如线卷匝或环形）时，建立起磁场。当电流增大或减小时，磁场强度以同样方式增加或减小。该磁场的波动引起称为电感的效应，该电感倾向于对抗任何进一步的电流变化。根据以下等式1，卷绕在芯周围的线圈内的电感（L）取决于匝数（N）、芯的横截面积（A）、芯的磁导率（μ）和线圈的长度（l）：

等式1。

加热器106或者306是由具有附接到电源的近端和远端电导线108、110、308或309的绕线线圈所构成。系链104、310具有磁导率μ1并且被定位成穿过电阻加热器的中心，具有长度l、横截面积A和匝数N，形成如前述等式中所描述的芯。在分离前，具有频率f1的变化的信令电流i1（例如图3A和图3B中所示的波形）被输送通过线圈卷匝。此信令电流通常不足以分离植入物。基于信令电流，利用电子电路（例如欧姆计）测量感应电阻XL（即，由于系统内电感所产生的电阻）。然后，根据以下公式计算系统的初始电感L1：

等式2。

根据等式1，电感的初始值L1取决于系链104、310的芯的磁导率μ1，并且被保存用于参考。当需要分离时，比信令电流的电流高的电流和/或具有不同于信令电流的频率的电流被施加通过电阻加热器线圈，从而导致系链104、310释放植入物112、302，如前所述。如果分离成功，则系链104、310将不再存在于加热器106、306内并且用另一种物质（例如患者的血液、造影剂、生理盐水、或空气）填充加热器106、306的内部。现在处于加热器芯内的此材料将具有不同于系链芯磁导率μ1的磁导率μ2。

第二信令电流和频率f2被发送通过加热器106、306并且优选地与第一信令电流和频率相同，尽管在不影响系统操作的情况下电流和频率f2中的一个或两个可以是不同的。基于第二信令电流，计算第二电感L2。如果分离成功，由于芯磁导率μ1和μ2的差异，因而第二电感L2将不同于第一电感L1的（更高或更低）。如果分离未成功，那么电感值应当保持相对地近似（具有对于测量误差而言的一些公差）。一旦已通过比较这两个电感之间的差而确认分离，便可以启动报警或信号以便将成功分离告知使用者。例如，报警可以包括蜂鸣器或指示灯。

优选地，根据本发明的输送系统100、300连接到在期望的时间自动测量电感、执行所要求的计算并且当植入物装置已与输送导管分离时向使用者发出信号的装置。然而，应当理解的是，可以手动地执行这些步骤中的一部分或全部以获得相同结果。

还可优选地在不直接计算电感的情况下确定附接状态与分离状态之间的电感。例如，可以在分离之前和之后，对感应电阻XL进行测量和比较。在另一例中，可以通过测量和比较该系统的时间常数而确定分离，该时间常数是电流达到其标称值的预定百分率所需的时间。因为时间常数取决于电感，所以时间常数的变化将会类似地指示电感的变化。

本发明也可包括连同上述分离检测所使用的反馈算法。例如，该算法在先前的尝试未能分离植入物装置自动地增加分离电压和电流。该测量、尝试分离、测量、和增加分离电压/电流的循环继续，直到检测出分离或者到达预定的电流或电压限值。在此方面，可以首先尝试低功率分离，接着自动地利用增加的功率或时间进行尝试直到已发生分离。因此，提供分离功率的机构的电池寿命增加，而同时平均线圈分离时间被大大缩短。

现在参照图9和图10，示出了用于本发明的包括分离检测能力的输送系统500的一个实施例。输送系统500基于以下原理运行：与经过处于收缩闭合间隙构造的线圈的电流相比，经过被保持成处于扩张开放间隙构造的线圈的电流将遇到更大的电阻。在扩张的构造中，电流必须沿卷绕线的整个长度行进。在收缩的构造中，电流可以将各线圈连起来并且沿纵向方向行进。

一般而言，输送系统500类似于如图4中所见的前述本发明的分离系统300，包括输送推进器301，包含分离植入物装置302的加热器线圈306。类似地，分离系统500利用系链310将植入物装置302联接到输送推进器301。

加热器线圈306优选地是具有多个环306A的电阻型加热器，如图10中所见，其在输送推进器301的近端通过连接器系统连接到电压源，例如图6中所示的连接器系统400。

输送系统500还包括具有两种功能的加热器线圈扩张器502。首先，输送系统500扩张加热器线圈306使得加热器线圈306维持对绝缘盖309内侧的摩擦配合附接，由此将两者加以连接。接着，加热器线圈扩张器502扩张加热器线圈306使得电流在线圈306的各单独的环306A中流动，从而使线圈306的电阻最大化。

使线圈电阻最大化不仅是用来当通过电压时加热线圈306，而且也设定由线圈306所提供电阻的初始值（或者“正常”值），该初始值可以用于对变化的电阻状态进行比较，从而表明植入物302的分离。因此，当被加热时加热器线圈扩张器502必须也能够经历变化。在这方面，加热器线圈扩张器502可由能够将加热器线圈306保持在扩展的偏置状态同时也能够熔化或者被加热器线圈306的热缩小从而使加热器线圈306发生偏置以返回至未偏置状态的任何合适的坚固材料所制成。可接受的材料的例子但不限于聚合物和单丝。

图9和图10中所示的加热器线圈扩张器502是通过纵向地、或者径向地且纵向地扩张加热器线圈306而操作，加热器线圈扩张器502通常是处于松弛状态的闭合间隙线圈。换句话说，当加热器线圈306不被拉伸或径向地扩张时，各单独的环306A相互接触。优选地，加热器线圈扩张器502可具有盘绕的形状，类似于加热器线圈306以及如图10中所见。另一方面，加热器线圈扩张器可具有连续的管状形状，该管状形状具有类似于图10中扩张器502的单独的线圈形状的螺旋状脊。应当理解的是，多种不同的扩张器形状使加热器线圈306的环或线圈306A远离彼此扩张。

优选地，电源（在本实施例中的前面已描述并且连接到连接器系统400）还包括用于测量加热器线圈306电阻的测量仪器。在这方面，电源（优选地位于手掌大小的单元内）包括指示器，该指示器当已发生电阻的变化时告知使用者，因此当发生植入物的分离时告知使用者。

图10和图11中示出了加热器线圈扩张器512的一个替代实施例。加热器线圈扩张器512连同加热器线圈306而操作，使得加热器环处于开放间隙状态（图10），并且芯线350导电，如前面的图7中所示。将加热器线圈306的尺寸设计成在收缩状态下紧密地配合在芯线350的周围。加热器线圈扩张器512的作用是将加热器线圈306与芯线350分离，从而使加热器线圈306与芯线350电绝缘。当来自加热器线圈306的热熔化加热器线圈扩张器512或者将其缩小或降解时，加热器线圈306恢复收缩状态（即，直径减小的构造），从而与芯线350电接触（如果不是物理接触）（图11）。在这方面各单个环被缩短，从而显著地减小电路的电阻并由此表明已发生分离。

在本发明的另一个替代实施例中，可将加热器线圈扩张器502的尺寸设计成使加热器线圈306扩张而抵靠导电加强圆周312（示于图9）。因此，当线圈306处在其初始的扩张位置时，导电的加强圆周312维持低初始电阻，该初始电阻被电路的控制器记录（即，电源的测量装置）。

当给加热器线圈306通电时，记录初始电阻并且加热器线圈扩张器306熔化、降解或者缩小。然后，加热器线圈306收缩，从而释放附接管512（以及植入物510的剩余部分）并且加热器线圈522a不再被加强圆周312短路。因此，当电流必须流经每个单独的环524a时，电路的电阻发生变化。此电阻的增加表明植入物302被分离。

图14、图16和图17示出了根据本发明的输送推进器600的另一个优选实施例，该实施例包括比前述实施例更柔软的远侧末端。图13和图15示出了前述输送推进器301的示图，在旁边提供输送推进器600的图，用于比较。

如图13和图15中所见，输送推进器301的芯线350终止于在输送推进器301远端的加热器线圈306的近端附近。在这方面，输送推进器301的远端维持中等量的刚度，用于在血管系统内行进，而同时允许足够的柔性，以行进通过弯曲的路径并进入治疗位置（例如，动脉瘤）。

虽然在一些治疗位置此柔软性和刚性的组合可以是合乎需要的，但其它治疗位置将得益于在治疗装置301远端的更大的柔性。例如，在一些位置，微导管可位于动脉瘤内，但是当植入物302和输送装置301在微导管内前进（即，推出植入物302）时，在某些情况下输送装置302可以将微导管“踢出”或推出动脉瘤。在另一实例中，包括芯线350和缺乏芯线250的远侧区的输送装置的各部分之间刚度的变化，在某些情况下，可以为医生提供触觉的感知，可以被误认为是被踢出动脉瘤的微导管。

通过使芯线602终止于比输送装置301更近侧的位置，而使输送装置600通常在远端（例如，在远端的3 cm内）比输送装置301更柔软和更柔性。例如，芯线602终止于靠近3 cm辐射不透标记（图14中的位置604），其距离装置600的远端（例如，套管304的远端部分）3 cm。相反，芯线350终止于靠近加热器线圈306近端的位置351（图13）。芯线602也可优选地终止于距离装置600远端（例如，套管304的远端）大约2 cm和4 cm之间的位置。

支撑线圈313位于装置600的至少一些元件（例如系链310的周围）并且连接到加热器线圈306。支撑线圈313可以具有不同的线圈密度或频率，例如高密度的卷绕中心区以及两个低密度的端区，如图14中所见。因为芯线602是输送装置600的刚性的主要起作用因素，所以输送装置600的远端更柔软，主要由支撑线圈313支撑。

该增加的柔性允许当输送装置600在微导管内向远侧行进时微导管较少地“踢回”或者较少地相反移动，从而降低微导管被推出动脉瘤或病变的可能性。

此外，动脉瘤或病变内可以使用更长或更多数量的植入物（例如，微线圈）。更具体地，当用闭塞的微线圈填充动脉瘤时，动脉瘤内可以支撑微导管位置的面积减小。因此，当动脉瘤被填充时，难以防止微导管的远端被输送装置的推进力推出。然而，输送装置600的较软的远侧末端在微导管上提供较小的“踢回”力，从而允许将动脉瘤填充至更大的容量。

输送装置600还包括绝缘电线308，绝缘电线308终止于靠近加热器线圈306远端的位置311并且至输送装置600近端上的导电带（类似于图6中所示的布置）。在这方面，线308上的绝缘防止与芯线602的电连通。

裸线或非绝缘线608终止于靠近加热器线圈306近端的位置611。将线608在靠近芯线602近端的第一位置（类似于图6中所示的布置）软焊到芯线602并且靠近芯线604的终止点软焊到第二位置606。

优选地，线608由以很小电阻导电的材料构成（例如99.99%的银）并且具有大约0.002英寸的直径。通过为芯线602提供附加软焊点606，由芯线602携载的附加电流被减小至零。作为比较，在某些情况下，输送装置301的芯线350可以携载高达40 mA的电流。因此，电流被更高效地传输至输送装置600中的加热器线圈306，由此可以在加热器线圈306周围提供更集中的热，从而允许改善的分离性能。

此外，通过使用裸露的非绝缘线608，可以使输送装置600的制造工艺更加可靠。例如，线608不要求在多个位置将绝缘涂层（例如，聚酰亚胺涂层）剥离。此剥离可以导致对线的损伤或颈缩，从而可以增加制造成本。

在操作中，将连接器系统400连接到电源以便为释放植入物选择性地提供电力。当提供电流时，电流流到芯线602的近端，再流到非绝缘线608的近端，经过软焊点606，到达在点611处的加热器线圈306的远端，经过加热器线圈306并在点311处流入绝缘线308的远端，经过线308的长度并且终止于接器系统400中的导电带处。另一方面，电流可以采取相反路径。

尽管已利用具体实施例和应用描述了本发明，但根据本发明的方面本领域技术人员可以在不背离所请求保护的本发明的精神或者不超过本发明范围的情况下形成其它实施例和修改。例如，加热器线圈或者加热器线圈扩张器可以构造成启动开关，该开关以某种方式为使用者提供分离的指示。此外，视觉指示器可以与电阻变化相关联以提供分离的简单指示。因此，应该理解的是，通过举例而提供本文中的附图和描述以有助于本发明的理解但不应被理解成限制本发明的范围。

Claims (20)

1.一种输送装置，包括：

细长的管状构件；

植入物保持机构，所述植入物保持机构位于所述管状构件内并且将植入物可释放地固定在所述管状构件的远端；

芯线，所述芯线用于强化所述细长的管状构件；所述芯线至少部分地位于所述管状构件内；所述芯线具有终止于距离所述管状构件的所述远端大约2 cm和大约4 cm之间的远端。

2.如权利要求1所述的输送装置，其中，所述芯线的所述远端终止于距离所述管状构件的所述远端大约3 cm处。

3.如权利要求1所述的输送装置，还包括位于所述装置的近端的电连接器以及位于所述管状构件的所述远端内的加热器线圈。

4.如权利要求3所述的输送装置，其中，所述加热器线圈与所述芯线间隔开。

5.如权利要求3所述的输送装置，还包括连接到所述芯线和所述加热器线圈的非绝缘线。

6.如权利要求5所述的输送装置，还包括连接到所述电连接器和所述加热器线圈的绝缘线。

7.如权利要求6所述的输送装置，其中，所述非绝缘线在第一位置和第二位置电连接到所述芯线。

8.如权利要求7所述的输送装置，其中，所述非绝缘线电连接到所述芯线的近端附近和所述芯线的远端附近。

9.如权利要求1所述的输送装置，还包括位于所述管状构件的所述远端和所述芯线的所述远端之间的支撑线圈。

10.一种输送装置，包括：

细长的管状构件；

植入物，所述植入物可释放地连接到所述输送装置的远端；

芯线，所述芯线至少部分地固定在所述管状构件内，用于提供支撑；所述芯线具有终止于距离所述输送装置的所述远端大约2 cm和4 cm之间的远端。

11.如权利要求10所述的输送装置，包括位于所述芯线的所述远端和所述输送装置的所述远端之间的支撑线圈。

12.如权利要求11所述的输送装置，包括在所述输送装置的远端与加热器线圈电连通的裸线和绝缘线。

13.如权利要求12所述的输送装置，其中，所述裸线包括大约99.99%的银并且具有大约0.002英寸的直径。

14.如权利要求13所述的输送装置，其中，所述裸线与所述芯线电连通。

15.如权利要求14所述的输送装置，其中，所述绝缘线与位于所述输送装置的近端附近的导电带电连通。

16.一种输送装置，包括：

植入物保持机构，所述植入物保持机构位于所述输送装置的远端附近，用于选择性地释放植入物；

芯线，所述芯线至少部分地位于所述输送装置内，用于提供对弯曲的抵抗；所述芯线具有终止于距离所述输送装置的所述远端大约2 cm和4 cm之间的远端。

17.如权利要求16所述的输送装置，还包括设置成选择性地为所述植入物保持机构的加热器线圈提供电流的裸线和绝缘线。

18.如权利要求17所述的输送装置，其中，所述裸线在第一和第二位置电连接到所述芯线。

19.如权利要求18所述的输送装置，还包括系链，所述系链固定到所述芯线并且被定位成穿过所述加热器线圈以保持植入物。

20.如权利要求16所述的输送装置，其中，所述芯线的所述远端终止于距离所述输送装置的所述远端大约3 cm处。

Images