JP2014087643A - 医療インプラントの分離システム - Google Patents

Abstract

【課題】プッシャワイヤからインプラント可能な器具を分離させるのに必要な時間が長くない、インプラント組立体を提供する。
【解決手段】インプラント組立体14は、細長いプッシャ部材18と、プッシャ部材18の遠位端部に取付けられたインプラント可能器具（血管閉塞器具）22と、プッシャ部材18に設けられ且つ電解式に切離し可能なジョイント20を有する。切離し可能なジョイント20を切離すと、インプラント可能器具22がプッシャ部材18から分離する。インプラント組立体14は、更に、プッシャ部材18の遠位端部によって支持されたコイル等の戻り電極を有し、戻り電極は、切離し可能なジョイント20に近接しているが、それから電気的に絶縁され、更にインプラント組立体14が、切離し可能なジョイント20と電気的連通関係をなしてプッシャ部材18の近位端部によって支持された端子を有する構成とする。
【選択図】図５

Description

本発明は、一般に、柔軟性電解式分離機構を有するインプラント可能な器具（例えば、塞栓コイル、ステント及びフィルタ）に関する。

インプラントが様々な理由で人体内に配置されることがある。例えば、ステントが、体内の多数の異なる解剖学的管腔内に配置される。ステントは、血管病変を覆い又は開存性を血管に提供するために血管内に配置される場合がある。ステントは又、胆管がねじれ又は潰れるのを阻止するために胆管内に配置される。血管内での内皮組織の成長を促進するためにグラフトがステントと共に用いられる場合がある。別の例として、体内の他の部位から取れて血液の流れにより植え込み部位まで運ばれる血栓を捕捉するために下大静脈中に下大静脈フィルタが植え込まれる場合がある。

さらに別の例として、多種多様な理由で血管閉塞器具が用いられ、かかる理由としては、血管内動脈瘤の治療が挙げられる。動脈瘤は、破裂、凝血又は解離の可能性に起因した危険性を健康に対して与える血管の拡張である。脳内の動脈瘤の破裂により、脳卒中が生じ、腹部内での動脈瘤の破裂により、ショックが生じる。脳動脈瘤は、発作又は脳内出血の結果として患者の体内で検出され、その結果、相当高い罹病率又は死亡率となる場合がある。塞栓の形成による血管構造の当該部分を構成する血管を通る血液の流れを遮断するためか血管に起因した動脈瘤内にかかる塞栓を形成するためかのいずれかのために典型的にはカテーテルを介して血管閉塞器具を人体の血管構造内に配置する場合がある。塞栓は、動脈瘤を密封すると共にこれを埋め、それにより、動脈瘤の脆弱化した壁が開いている血管管腔の脈動状態の血圧にさらされるのを阻止する。

広く用いられている血管閉塞器具の１つは、巻き部を有する螺旋ワイヤコイルであり、これは、血管の壁に係合するよう寸法決めされている。これらコイルは、典型的には、直径が１０〜３０ミルの軟質且つ柔軟性のコイルの形態をしている。多数のコイルは、典型的には、単一の動脈瘤内に展開される。血管閉塞コイルを人体内の血管構造内に放出するのに多くの仕方がある。血管閉塞コイルを患者の血管構造中に機械的に展開する様々なやり方に加えて、特許文献１(グリエルミ等（Guglielmi et al.,）に付与された米国特許第５，１２２，１３６号明細書)は、マイクロカテーテルを介して導入されて患者の血管構造内の選択された場所に展開できる電解式に分離可能な血管閉塞コイルを記載している。

この血管閉塞コイルは、導電性プッシャワイヤの遠位端部に（例えば、溶接により）取付けられる。取付け状態の塞栓器具のすぐ近位側に位置する犠牲ジョイントを除き、プッシャワイヤの外面は、イオン不導性材料で被覆されている。かくして、犠牲ジョイントは、患者の体内に展開されると、体液に晒される。導電性パッチ又は静脈内ニードルが患者の体外に設けられ又は体内に設けられて接地戻り経路を提供している状態で、電力をコアワイヤに供給するために電源が用いられる。接地戻り経路に対して電源を介して正電圧をプッシャワイヤに供給することにより、犠牲ジョイントとその周りの体液（例えば、血液）との間に電気化学反応が生じる。その結果、犠牲ジョイントは、溶解し、それにより血管閉塞コイルが選択された部位でプッシャワイヤから分離する。

米国特許第５１２２１３６号明細書

電解式に分離可能な血管閉塞コイルは、一般に首尾よく使用されているが、血管閉塞コイルをプッシャワイヤから分離させるのに必要な時間は、比較的長く（現在、平均３０〜４０秒）且つ不定であり、その結果、手技に要する時間が長くなる。この問題は、多数の血管閉塞コイルを患者の体内に展開する必要があるために複雑になる。比較的長く且つ不定の分離時間は、大部分、犠牲ジョイントと接地電極との間の比較的大きく且つ広いばらつきのある患者毎の組織インピーダンスに起因している。加えて、犠牲ジョイントの周りの体液は、分離領域に電気化学反応を引き起こす上で(生理食塩水と比較して)最適の電解質ではない場合があり、それにより<分離のための時間が長くなる。血液環境は又、血液凝固の可能性及び患者毎の血液成分のばらつきに起因して分離時間にばらつきを生じさせる場合がある。

理論的にいえば、分離時間を短縮するためには、犠牲ジョイントに供給される電気エネルギーの電圧を増大させるのがよい。しかしながら、電圧の増大により、電気化学反応中におけるガス発生生成物に起因して気泡発生が生じることがあり、かかるガス発生生成物は、犠牲ジョイントに隣接した分離領域を電解質から絶縁する場合があり、それにより電気化学反応がゆっくりになり又は停止し、しかも、少なくとも、分離時間にばらつきが生じる。加えて、気泡は、血管閉塞コイルを配送するために用いられるマイクロカテーテルのシース内に封じ込められる可能性が多分にあるので、配送システムは、犠牲ジョイントがプッシャワイヤ及びマイクロカテーテルの寸法上の公差の積み重ねに対応するようマイクロカテーテルの遠位先端部から或る特定の距離（例えば、１ｍｍ）にわたって延びるよう設計されている場合が多い。

しかしながら、マイクロカテーテルからこのように遠くに出ることは、血管閉塞コイルの剛性に対するプッシャワイヤの遠位端部の剛性に起因して、キックバック性能を低下させる（換言すると、血管閉塞コイルの分離に対するマイクロカテーテルの応答は、最小にすべきである）。加えて、犠牲ジョイントをマイクロカテーテルの遠位先端部からこのように遠くに位置決めすることにより、犠牲ジョイントが、先に展開された血管閉塞コイルに接触する場合があり、それにより、コイルを介して犠牲ジョイントが短絡し、その結果、分離時間が長くなり且つ／又は変動する場合がある。気泡に関する問題にもかかわらず、犠牲ジョイントが血液と接触状態にあることを確認することは、困難な場合があり、かかる接触は、電気化学反応を開始させ、次に血管閉塞コイルの分離を開始させるために起こらなければならない。

本発明の１つの側面によれば、インプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具（例えば、血管閉塞器具）とを有する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部によって支持された戻り電極を有し、戻り電極は、切離し可能なジョイントに近接して位置するが、それから電気的に絶縁される。例えば、戻り電極は、プッシャ部材の周りに配置されたコイルの形態を有するのがよい。切離し可能なジョイントを切離したとき、戻り電極は、インプラント可能な器具と一緒のままであるように又はプッシャ部材と一緒のままであるように、プッシャ部材によって支持される。インプラント組立体は、更に、切離し可能なジョイントと電気的連通関係をなすようにプッシャ部材の近位端部によって支持された端子を有する。戻り電極をプッシャ部材に設けて用いることにより、アノードの切離し可能なジョイントとカソードの戻り電極との間の有効距離が短くなり、それにより、分離時間が短くなると共に、分離プロセスの信頼性、再現性及び一様性が高まる。

１つの実施形態では、インプラント組立体は、更に、戻り電極と電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された別の端子を有する。別の実施形態では、切離し可能なジョイントと電気的連通関係にある端子は、プッシャ部材の近位端部によって支持された唯一の端子である。選択的な実施形態では、切離し可能なジョイント及び戻り電極の一方又は両方は、切離し可能なジョイントと戻り電極の電解反応を可能にために、塩化銀を含む。例えば、切離し可能なジョイント及び／又は戻り電極は、銀のコアと、塩化銀コーティングとで構成されるのがよい。別の実施形態では、プッシャ部材は、端子と切離し可能なジョイントを互いに電気的連通状態にする導電性補剛部材を含む。

本発明の別の側面によれば、医療システムが、インプラント組立体を有し、このインプラント組立体は、近位端部及び遠位端部を備えた細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具と、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントとを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部によって支持された戻り電極を有し、戻り電極は、切離し可能なジョイントに近接して位置するが、それから電気的に絶縁される。インプラント組立体の詳細な特徴は、上述した特徴とほぼ同じである。医療システムは、更に、切離し可能なジョイントに電気的に結合された端子を備えた電源を有し、切離し可能なジョイントと端子とは、例えば、プッシャ部材の近位端部によって支持された端子及び／又はプッシャ部材の導電性補剛部材を介して結合される。

幾つかの実施形態では、電源は、別の端子を有し、別の端子は、戻り電極に（例えば、プッシャ部材の近位端部によって支持された別の端子を介して）電気的に結合され、又は、戻り電極とは別体の接地電極に電気的に結合される。１つの実施形態では、電源は、直流電流をインプラント組立体に送るよう構成される。別の実施形態では、医療システムは、更に、インプラント組立体を摺動可能に受け入れるよう構成された配送カテーテルを有する。

本発明の別の側面によれば、インプラント組立体は、補剛部材及び補剛部材の上に配置された導電性シース（例えば、コイル、メッシュ又は編組体）を備えた細長いプッシャ部材を有する。補剛部材は、適当な金属、例えばステンレス鋼で構成されるのがよく、導電性シースは、適当な材料、例えば銅又は銀で構成されるのがよい。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具（例えば、血管閉塞器具）を有する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材に設けられ且つ電解式に切離し可能なジョイントを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部によって支持された（例えば、それに取付けられた）戻り電極を有し、戻り電極は、切離し可能なジョイントに近接して位置するが、それから電気的に絶縁される。１つの実施形態では、戻り電極は、プッシャ部材の周りに配置されたコイルの形態を有する。切離し可能なジョイントを切離したとき、戻り電極は、インプラント可能な器具と一緒にとどまるように又はプッシャ部材と一緒にとどまるように、プッシャ部材によって支持されるのがよい。

インプラント組立体は、更に、切離し可能なジョイントと電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された端子を有する。インプラント組立体は、更に、この端子と切離し可能なジョイント及び戻り電極のうちの一方との間に延びる導電性経路を有し、この導電性経路は、導電性シースを含む。導電性シースを使用すると、端子と切離し可能なジョイント又は戻り電極との間の導電性経路のコンダクタンスが、導電性シースなしに補剛部材の標準型導体を用いた場合よりも増大する。

１つの実施形態では、導電性経路は、端子と戻り電極との間に延び、この場合、導電性シースと補剛部材は、互いに電気的に絶縁される。例えば、補剛部材は、導電性コアワイヤと、導電性コアワイヤの上に配置された絶縁性コーティングとを有するのがよく、導電性シースが絶縁コーティングの上に配置される。別の実施形態では、補剛部材は、第１の直径を備えた近位部分と、それよりも大きい第２の直径を備えた遠位部分とを有し、この場合、導電性経路は、補剛部材の遠位部分に沿って端子と切離し可能なジョイントとの間にだけ延びる。

別の実施形態では、インプラント組立体は、更に、戻り電極と電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された別の端子を有し、プッシャ部材は、補剛部材の上に配置された別の導電性シースを有する。この場合、インプラント組立体は、更に、別の端子と別の切離し可能なジョイント及び戻り電極との間に延びる別の導電性経路を、別の導電性シースを含むように有するのがよい。

本発明の別の側面によれば、別のインプラント組立体が提供される。インプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具と、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントと、プッシャ部材の近位端部によって支持された端子とを有し、インプラント組立体は、更に、端子と切離し可能なジョイントとの間に延びる導電性経路を有し、導電性経路は、導電性シースを有する。インプラント組立体の特徴は、上述した特徴とほぼ同じである。

本発明の更に別の側面によれば、インプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具（例えば、血管閉塞器具）とを有する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。インプラント組立体は、更に、切離し可能なジョイントと電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された端子を有する。１つの実施形態では、プッシャ部材は、端子と切離し可能なジョイントを互いに電気的連通状態にする導電性補剛部材を含む。

インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部によって支持された戻り電極を有する。１つの実施形態では、戻り電極は、プッシャ部材の周りに設けられたコイルの形態を有している。戻り電極は、切離し可能なジョイントから電気的に絶縁されており、切離し可能なジョイントを切離すときにプッシャ部材と一緒にとどまるように構成されている。戻り電極は、長期的な植え込みに適した高価で且つ電気的に制約のある生体適合性材料で構成される必要はなく、その理由は、戻り電極がプッシャ部材と一緒にとどまるからである。１つの実施形態では、インプラント組立体は、更に、戻り電極と電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された別の端子を有する。別の実施形態では、切離し可能なジョイントと電気的連通状態にある端子は、プッシャ部材の近位端部によって支持された唯一の端子である。

本発明の更に別の側面によれば、医療システムが、インプラント組立体を有し、このインプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具と、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントとを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部によって支持された戻り電極を有する。インプラント組立体の詳細な特徴は、上述した特徴とほぼ同じである。医療システムは、更に、切離し可能なジョイントに電気的に結合されている端子を備えた電源を有し、切離し可能なジョイントと端子とは、例えば、プッシャ部材の近位端部によって支持された端子及び／又はプッシャ部材の導電性補剛部材を介して結合される。

本発明の更に別の側面によれば、インプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具（例えば、血管閉塞器具）とを有する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。インプラント組立体は、更に、切離し可能なジョイントと電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された端子を有する。１つの実施形態では、プッシャ部材は、端子と切離し可能なジョイントを互いに電気的連通状態にする導電性補剛部材を含む。

インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部により支持されると共に切離し可能なジョイントから電気的に絶縁された戻り電極を有する。切離し可能なジョイントを切離したとき、戻り電極は、インプラント可能な器具と一緒にとどまるように又はプッシャ部材と一緒にとどまるように、プッシャ部材によって支持されるのがよい。

インプラント組立体は、更に、プッシャ部材に固定的に結合されると共に切離し可能なジョイント及び戻り電極を周方向に包囲する電気絶縁シース（例えば、ポリマー材料で構成される）を有する。１つの実施形態では、戻り電極は、切離し可能なジョイントの周りを周方向に延び、絶縁シースが、戻り電極の周りに設けられる。この場合、戻り電極は、例えば、コイル又は連続筒体であるのがよい。インプラント組立体は、更に、切離し可能なジョイントと戻り電極との接触を阻止するようにプッシャ部材の遠位端部に取付けられた電気絶縁スペーサを有するのがよい。

１つの実施形態では、絶縁シースは、切離し可能なジョイントと戻り電極との間の分離領域からの電解質の拡散を阻止するよう構成される。このように、電気絶縁シースは、インプラント組立体の分離を容易にするために、切離し可能なジョイントと戻り電極との間の分離領域内の理想的な電解質環境を維持することができる。１つの実施形態では、例えば、望むように分離領域内の電解質のしみ込み（ウィッキング）を容易にするために、切離し可能なジョイント及び戻り電極の一方又は両方は、疎水性コーティングを有する。

本発明の更に別の側面によれば、医療システムが、インプラント組立体を有し、このインプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具と、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントとを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。インプラント組立体は、更に、プッシャ部材の遠位端部によって支持された戻り電極と、プッシャ部材に固定的に結合されると共に切離し可能なジョイント及び戻り電極を周方向に包囲する電気絶縁シースとを有する。インプラント組立体の詳細な特徴は、他の実施形態において上述した特徴とほぼ同じである。医療システムは、更に、切離し可能なジョイントに電気的に結合されている端子を備えた電源を有し、切離し可能なジョイントと端子とは、例えば、プッシャ部材の近位端部によって支持された端子及び／又はプッシャ部材の導電性補剛部材を介して結合される。

本発明の更に別の側面によれば、医療システムが、インプラント組立体を有し、このインプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具（例えば、血管閉塞器具）と、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントとを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。医療システムは、更に、インプラント組立体に結合された電源を有し、この電源は、パルス化電気エネルギー（例えば、直流電流）を切離し可能なジョイントに送るよう構成される。非限定的な例では、パルス化電気エネルギーは、５パーセント〜２０パーセントのデューティーサイクル及び５ＫＨｚ〜２０ＫＨｚの周波数を有するのがよい。切離し可能なジョイントに送られる電気エネルギーをパルス化することは、分離時間を短縮すると共に、分離プロセスの信頼性、再現性及び一様性を向上させる傾向がある。

１つの実施形態では、インプラント組立体は、更に、切離し可能なジョイントと電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された端子を有し、電源の端子は、インプラント組立体の端子に電気的に結合されている。別の実施形態では、電源は、戻り電極に電気的に結合された別の端子を有し、戻り電極は、プッシャ部材によって支持されるのがよい。電源の上記端子及び別の端子は、互いに異なる電位にある。

１つの実施形態では、電源は、電気エネルギーを、例えば、０．２５ｍＡ〜１０ｍＡの大きさで送る定電流源を含む。１つの実施形態では、電源は、電気エネルギーを、例えば、０．５Ｖ〜１１Ｖの大きさで送る定電圧源を含む。選択的な実施形態では、電源は、定電流源と、定電圧源と、コントローラとを有し、コントローラは、最初に電気エネルギーを定電流源から送ってから、次に電気エネルギーを定電圧源から送るよう構成される。別の実施形態では、医療システムは、インプラント組立体を摺動可能に受け入れるように構成された配送カテーテルを有する。

本発明の更に別の側面によれば、インプラント組立体を有する医療システムが提供され、このインプラント組立体は、細長いプッシャ部材と、プッシャ部材の遠位端部に取付けられたインプラント可能な器具（例えば、血管閉塞器具）と、プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントとを有し、切離し可能なジョイントを切離すと、インプラント可能な器具がプッシャ部材から分離する。医療システムは、更に、インプラント組立体に結合された電源を有する。電源は、定電流源（例えば、０．２５ｍＡ〜１０ｍＡの大きさを有する定電流源）と、定電圧源（例えば、０．５Ｖ〜１１Ｖの大きさを有する定電圧源）と、コントローラとを有し、コントローラは、電気エネルギーを定電流源から切離し可能なジョイントに送り（例えば、０．５秒〜１秒の期間にわたり）、次に電気エネルギーを定電圧源から切離し可能なジョイントに送るように構成される。電気エネルギーは、例えば、直流電流であるのがよい。

定電流源からの当初の電気エネルギーは、切離し可能なジョイントの酸化物層を迅速に突破することができ、定電圧源からの電気エネルギーは、分離領域のところの気泡発生を最小にすることができ、それにより、分離時間が短縮されると共に、分離プロセスの信頼性、再現性及び一様性が向上する。

１つの実施形態では、インプラント組立体は、更に、切離し可能なジョイントと電気的連通関係をなしてプッシャ部材の近位端部によって支持された端子を有し、電源の端子は、インプラント組立体の端子に電気的に結合されている。別の実施形態では、電源は、プッシャ部材によって支持される戻り電極に電気的に結合された別の端子を有する。電源の上記端子及び別の端子は、互いに異なる電位にある。別の実施形態では、医療システムは、インプラント組立体を摺動可能に受け入れるよう構成された配送カテーテルを有する。

図面は、本発明の実施形態の設計及び有用性を示しており、図中、同じ要素は、共通の参照符号で示す。

本発明の１つの実施形態に従って構成された、特に双極電解質配送手段を用いて血管閉塞器具を患者の中に配送する医療システムの平面図である。 本発明の別の実施形態に従って構成された、特に単極電解質配送手段を用いて血管閉塞器具を患者の体内に配送する医療システムの平面図である。 図１及び図２の医療システムのいずれにも用いることができる選択的な電源のブロック図である。 図１及び図２の医療システムのいずれにおいても配送することができる血管閉塞器具の１つの実施形態の斜視図である。 図１の医療システムに用いることができる双極インプラント組立体の１つの実施形態の断面図である。 図２の医療システムに用いることができる単極インプラント組立体の１つの実施形態の断面図である。 図１の医療システムに用いることができる双極インプラント組立体の別の実施形態の断面図である。 図２の医療システムに用いることができる単極インプラント組立体の別の実施形態の断面図である。 中間の戻り電極を利用した単極構成の相対電圧差を示す図である。 図１の医療システムに用いることができる双極インプラント組立体の別の実施形態の断面図である。 図１の医療システムに用いることができる双極インプラント組立体の更に別の実施形態の断面図である。 図１の医療システムに用いることができる双極インプラント組立体の更に別の実施形態の断面図である。 図１又は図２の医療システムを利用して血管閉塞器具を患者の動脈瘤内に配送する方法を示す断面図である。 図１又は図２の医療システムを利用して血管閉塞器具を患者の動脈瘤内に配送する方法を示す断面図である。 図１又は図２の医療システムを利用して血管閉塞器具を患者の動脈瘤内に配送する方法を示す断面図である。

図１及び図２を全体的に参照し、本発明の１つの実施形態に従って構成された医療システム１０を説明する。医療システム１０は、血管及び神経血管適応に用いられ、特に脳動脈瘤等の動脈瘤の治療に用いられる。医療システム１０は、螺旋コイル等の血管閉塞器具を動脈瘤内で展開するための電解式分離手段を利用する。変形例として、医療システム１０は、血管閉塞器具以外のインプラント可能な器具を展開するために利用されてもよい。例えば、変形例として、医療システム１０は、ステント及び下大静脈フィルタを展開するために使用されてもよく、これらのことは、米国特許第６，４６８，２６６号明細書に詳細に記載されている。

この目的のため、医療システム１０は、概略的には、血管構造内の標的部位に接近するために患者の体内に静脈を通して導入可能な配送カテーテル１２と、配送カテーテル１２内に摺動自在に配置することができるインプラント組立体１４と、電解式分離プロセスを実施するために電気エネルギーをインプラント組立体１４に供給することができる電源１６とを有している。

種々のインプラント組立体１４を本明細書において説明するが、これらは全て、プッシャ部材１８と、電解式に切離し可能なジョイント２０と、プッシャ部材１８の遠位端部に取付けられた分離可能な血管閉塞インプラント２２とを有している。後で更に詳細に説明するように、ジョイント２０を電解式に切離すとき、血管閉塞インプラント２２は、プッシャ部材１８から分離する。

本明細書で説明するインプラント組立体１４のいくつかは、血管閉塞インプラント２２を切離し可能なジョイント２０のところでプッシャ部材１８から分離させる双極電解手段を使用し、他のインプラント組立体１４は、血管閉塞インプラント２２を切離し可能なジョイント２０のところでプッシャ部材１８から分離させる単極電解手段を使用する。図１に具体的に示す双極の場合、インプラント組立体１４は、プッシャ部材１８の近位端部２４に配置された正端子２８及び負端子３０と、プッシャ部材１８の遠位端部２６によって支持された戻り（接地）電極（図１には示さず）とを有している。正端子２８は、切離し可能なジョイント２０に電気的に結合され、負端子３０は、戻り電極に電気的に結合されている。図２に具体的に示す単極の場合、インプラント組立体１４は、プッシャ部材１８の近位端部２４に配置された単一の端子２８を有している。この場合、医療システム１０は、接地パッチ電極又は接地ニードル電極の形態をなす戻り電極３２を有し、また選択的に、プッシャ部材１８の遠位端部２６によって支持された中間の戻り電極（図２には示さず）を有している。単極構成及び双極構成のいずれにおいても、切離し可能なジョイント２０は、アノードとして機能し、戻り電極又は接地電極は、カソードとして機能する。

特に、双極の場合、切離し可能なジョイント２０と戻り電極とが互いに近接していることに起因して、分離プロセスに悪影響を及ぼす気泡発生を戻り電極が誘発する可能性が比較的高い。すなわち、電解質に取って代わることができる大容量の気泡が戻り電極のところに形成される場合があり、かくして、戻り経路が絶縁され、それにより、戻り電極可変インピーダンスが生じ、即ち、切離し可能なジョイント２０のところの電圧降下が変化する。後で詳細に説明するように、プッシャ部材１８は、かかる気泡発生を防止し又は最小にする種々の特徴を有するのがよく、その結果、双極構成の全ての利点の達成することができる。これらの特徴は、単極構成においても、気泡発生の可能性を減少させるために同様に利用されるのがよい。

電源１６は、電気エネルギーをインプラント組立体１４（及び特に切離し可能なジョイント２０）に送り、電気エネルギーをインプラント組立体１４（及び特に戻り電極）又は接地電極のいずれかから戻し、血管閉塞インプラント２２の電解式分離を実施する。この目的のために、電源１６は、ケーブル３８を介してインプラント組立体１４の正端子２８と接続するように構成された正端子３４と、ケーブル４０を介してインプラント組立体１４の負端子３０（図１）又は接地電極３２（図２）と接続するよう構成された負端子３６とを有している。変形例として、単極構成の場合、インプラント組立体１４の正端子２４は、電源１６の正端子３４に直接接続され、双極構成の場合、インプラント組立体１４の正端子２８及び負端子３０は、電源１６の正端子３４及び負端子３６に直接接続され、図２に示す横並びの関係ではなく、前後の関係に配置されるのがよい。本明細書の目的上、端子に対する用語「正」及び「負」は相対的であり、正端子が、負端子の電圧よりも高い電圧を有することを意味するに過ぎない。

単極構成では、電源１６は、好ましくは、定電流源（図１及び図２には示さず）を有し、電気エネルギーは、定電流源から送られる。この場合、分離時間は、異なる患者の間でばらつきが大きい、互いに離して位置決めされた切離し可能なジョイント２０と接地電極３２との間の組織インピーダンスの影響を受けない。定電流源に適した大きさの範囲は、０．２５ｍＡ〜１０ｍＡである。双極構成が特に有利であり、その理由は、切離し可能なジョイント２０と戻り電極とが互いに近接しているため、組織インピーダンスのばらつきは、分離時間に悪影響を及ぼさないからである。そのようなとき、電源１６は、好ましくは、予測可能な戻り経路電圧降下を生じさせる定電圧源（図１及び図２には示さず）を有し、それにより、切離し可能なジョイント２０（アノード）のところにおける電圧の過大発生を回避し、そうでなければ、ガス発生（即ち、気泡発生）を引き起こすことがある。定電圧源に適した大きさの範囲は、０．５Ｖ〜１１Ｖである。

双極構成又は単極構成のいずれにおいても、電気エネルギーは、連続する直接的な電気エネルギーの形態をとり、即ち、電気エネルギーは、一方向にのみ連続して流れる。選択的な実施形態では、電源１６は、定電流源又は定電圧源によって供給された直接的な電気エネルギーをパルス化するように構成される。電気エネルギーをパルス化することにより、分離領域における気泡発生をなくし又は最小にすることが判明した。電気エネルギーをパルス化するのに適当な周波数範囲及びデューティーサイクルはそれぞれ、５ＫＨｚ〜２０ＫＨｚ及び５％〜２０％である。

図３に示す選択的な実施形態では、電源１６は、無線周波数（ＲＦ）発振器４６に結合された定電流源４２と定電圧源４４の両方と、コントローラ４８とを有し、コントローラ４８は、最初、電気エネルギーを定電流源４２から送り、次いで、電気エネルギーを定電圧源４４から送り、即ち、定電流源４２及び定電圧源４４を正端子３４にスイッチ５０を介して選択的に接続する。この選択は、双極構成において最もよく機能し、この場合、電気エネルギーを定電流源４２から配送し、切離し可能なジョイント２０の酸化物層を迅速に且つ或る期間（例えば、０．５秒〜１．０秒）にわたって突破させ、次いで、電気エネルギーを定電圧源４４から配送して、分離領域のところの気泡発生を最小にすることができる。

図１及び図２に戻ってこれらを参照すると、配送カテーテル１２は、細長い柔軟性の管状部材５２を有し、管状部材５２は、適当なポリマー材料で構成され、選択的には、強度をもたらし又はねじれ傾向をなくすようにコイル又は編組体で補強されている。配送カテーテル１２は、更に、管腔（図示せず）を有し、インプラント組立体１４は、管腔の中を通して選択的に配置される。配送カテーテル１２は、更に、管状部材５２の遠位端部５４に配置された１対の放射線不透過性マーカ５８を有し、放射線不透過性マーカ５８は、血管閉塞インプラント２２に対する配送カテーテル１２の視覚化を可能にする。配送カテーテル１２は、更に、インプラント組立体１４の導入及び染料又は処理材料の選択的な導入のために、管状部材５２の近位端部５６に配置された近位取付け具６０を有する。

図４を参照すると、血管閉塞インプラント２２は、標準型のものであり、この血管閉塞インプラントは、螺旋巻き一次コイル６２を有し、一次コイル６２は、近位端部６４と、遠位端部６６と、一次コイル６２を貫いて延びる管腔６８を有している。一次コイル６２を構成するのに用いられる材料は、多種多様な材料のうちの任意のものであり、好ましくは、放射線不透過性材料、例えば、金属又はポリマーである。一次コイルを構成するワイヤに適した金属及び合金は、「ニチノール」として知られているチタン／ニッケル合金等の超弾性合金、及び、白金属の金属、特に白金、ロジウム、パラジウム、レニウム並びにタングステン、及び、金、銀、タンタル、及びこれらの金属の合金を含む。これらの金属は、主として生物学的に不活性であることに加えて、相当な放射線不透過性を有し、可撓性と剛性の適当な配合を達成するよう調製されるのがよい。白金／タングステン合金、例えば、８％のタングステン及び残部の白金が非常に好ましい。

一次コイル６２は、放射線透過性繊維又はポリマー（又は放射線透過性繊維又は放射線不透過性繊維で被覆された金属糸）、例えばダクロン（登録商標）（ポリエステル）、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、フルオロポリマー（ポリテトラフルオロエチレン）、ナイロン（ポリアミド）又は場合によっては綿若しくは絹で作られてもよい。ポリマーが一次コイル６２の主成分として用いられる場合、ポリマーに幾分かの量の放射線不透過性材料を入れるのがよく、かかる不透過性材料は、例えば、粉末状タンタル、粉末状タングステン、酸化ビスマス、硫酸バリウム等である。

一次コイル６２は、一般に、直径０．００２５インチ（０．０６３５ｍｍ）〜０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）のワイヤで構成され、直径０．００３インチ（０．０７６２ｍｍ）〜０．０２５インチ（０．６３５ｍｍ）の一次形態に巻かれている。大抵の神経血管用途を除き、０．００８〜０．０１８インチ（０．２０３２〜０．４５７２ｍｍ）の直径は、一次コイル６２を選択された身体部位、管腔又はキャビティ内の適所に保持するのに十分なフープ強度を、部位の壁を実質的に拡張させることなしに且つ血管系中に見られる繰り返し流体パルス化の結果として部位から移動することなしに提供する。一次コイル６２の軸線方向長さは、普通、０．５ｃｍ〜１００ｃｍであり、もっと普通には、２ｃｍ〜４０ｃｍである。使用法に応じて、一次コイル６２は、１センチメートル当たり１０〜７５の巻き数を有するのがよく、好ましくは、１センチメートル当たり１０〜４０の巻き数を有する。本明細書における寸法の全ては、ガイドラインとして与えられるに過ぎず、本発明は、それが血管閉塞器具に適用されるとき、かかる寸法に限定されるべきではない。しかしながら、血管閉塞器具に適用されるとき、身体内の部位を閉塞する際に使用するのに適した寸法だけが、本発明の範囲内に含まれる。

所望の治療効果及び治療すべき部位の形状に応じて、一次コイル６２の治療効果を高めるために、一次コイル６２は、後で多くの仕方で処理され又はそれに付属物が付けられるのがよい。一次コイル６２は、しばしば熱処理の使用により、種々の二次形状を形成するように作られるのがよく、かかる二次形状は、米国特許第５，８５３，４１８号及び同第６，２８０，４５７号に開示されているように、特定の治療部位を満たすのに適合しているのがよい。変形例として、米国特許第５，６９０，６６６号に開示されているように、一次コイル６２は、脈管間隙内への導入後、ほとんど又は全く形状を有していないのがよい。加えて、一次コイル６２の血栓性を高める外部材料が、一次コイル６２の外部に追加されるのがよい。これらの変形実施形態は、米国特許第５，２２６，９１１号、同第５，３０４，１９４号、同第５，５４９，６２４号、同第５，３８２，２５９号及び同第６，２８０，４５７号に開示されている。

血管閉塞インプラント２２は、更に、伸びにくい(stretch-resisting)フィラメント７０を有し、伸びにくいフィラメント７０は、コイル管腔６８の中を延びており、血管閉塞インプラント２２の位置を変えるためにプッシャ部材１８を引込めたり再位置決めしたりしなければならない場合の一次コイル６２の軸線方向の伸びを阻止するために、一次コイル６２に２箇所で固着されている。詳細には、伸びにくいフィラメント７０の近位端部及び遠位端部はそれぞれ、一次コイル６２の近位端部６４及び遠位端部６６に固定されている。変形例では、伸びにくいフィラメント７０は、管腔６８の一部分の中しか延びておらず、一次コイル６２の近位端部６４と遠位端部６６の間の箇所で、一次コイル６２に取付けられる。

伸びにくいフィラメント７０の遠位端部は、一次コイル６２に固着され、その仕方は、伸びにくいフィラメント７０を一次コイル６２の遠位端部のところで又は一次コイル６２の近位端部６４と遠位端部６６との間のどこかの箇所のところで一次コイル６２に融着することによってでもよいし、接着することによってでもよいし、固定的に取付けるその他の仕方によってでもよい。図示の実施形態では、伸びにくいフィラメント７０の遠位端部は、遠位キャップ７２の中に接着され又は融着され、且つ再成形され、遠位キャップ７２の直径は、一次コイル６２の内径よりも大きい。変形例として、伸びにくいフィラメント７０は、結び目（図示せず）の形態に結ばれてもよく、結び目は、一次コイル６２に取付けられてもよいし、取付けられなくてもよい。これら取付け方法は、米国特許第５，５８２，６１９号明細書に詳細に開示されている。

１つの実施形態では、伸びにくいフィラメント７０は、繊維質であり、望ましくは、ポリマーである。適当なポリマー材料は、熱硬化性又は熱可塑性であるのがよく、糸の束で構成されてもよいし、単一のフィラメントで構成されてもよい。熱可塑性プラスチックが好ましく、その理由は、熱可塑性プラスチックを溶融して遠位キャップ７２の形態に形成してもよいため、熱可塑性プラスチックが、組立体を構成するための手順の簡単化を可能にするからである。簡単なツール、例えば、はんだごてが、遠位キャップ７２を形成するのに使用されるのがよい。熱硬化性プラスチックは、典型的には、接着剤によって適所に保持される。適当なポリマーは、繊維の状態に形成されることができるほとんどの生体適合性材料を含み、かかる生体適合性材料は、熱可塑性プラスチック、例えば、熱可塑性プラスチックは、ポリエステル（例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、特にダクロン（登録商標））、ナイロンを含むポリアミド、ポリオレフィン（例えば、ポリエチレン、ポリプロピレン、ポリブチレン、及びそれらの混合物、合金、ブロックコポリマー及びランダムコポリマー）、ポリグリコール酸、ポリ乳酸、フルオロポリマー（ポリテトラフルオロエチレン）を含み、絹又はコラーゲンさえも含む。伸びにくいポリマーは、導入後の動脈瘤中の細胞成長を促進するために、溶解可能な縫合糸として用いられる材料、例えば、ポリ乳酸又はポリグリコール酸で作られるのがよい。特に好ましいのは、ポリプロピレンであり、例えば、１０−０及び９−０ポリプロピレン縫合糸材料の形態をなすものである。ポリマーの直径は、典型的には、約０．０００１インチ（０．００２５４ｍｍ）〜約０．０１インチ（０．２５４ｍｍ）である。

血管閉塞インプラント２２は、更に、コイル管腔６８内に同軸に配置されたアンカーコイル７４を有している。アンカーコイル７４は、好ましくは、一次コイル６２の内面に、はんだ付け又は溶接される。図示の実施形態では、アンカーコイル７４は、好ましくは、長さが２．６ｍｍ未満、好ましくは、約１．０ｍｍ未満である。アンカーコイル７４は、伸びにくいフィラメント７０が取付けられる遠位フック７６を有している。アンカーコイル７４は、一次コイル６２と同じ材料で構成されるのがよい。血管閉塞インプラント２２は、更に、ポリマープラグ７８を有し、ポリマープラグ７８は、プッシャ部材１８の遠位端部の上に嵌められて一次コイル６２の近位端部６４内に滑り込まされている。組立てられたジョイントを加熱することにより、ポリマープラグ７８の熱可塑性プラスチック流動させ、一次コイル６２をプッシャ部材１８に固着させる。

次に、図５を参照して、双極インプラント組立体の１つの実施形態１４（１）を説明する。双極インプラント組立体１４（１）は、上述した血管閉塞インプラント２２と、プッシャ部材１８（１）とを有している。プッシャ部材１８（１）は、細長い補剛部材８０を有し、この補剛部材８０は、導電性コアワイヤと、コアワイヤの上に配置された電気絶縁コーティングとを有している。補剛部材８０のコアワイヤは、任意適当な導電性且つ剛性の材料、例えばステンレス鋼で構成されるのがよく、コーティングは、任意適当な電気絶縁材料、例えばポリイミド、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、テトラフルオロエチレン（ＴＦＥ）、ポリパラキシルキシレン（例えば、パリレン）、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、シアノアクリレート接着剤又は他の適当な絶縁層で構成されるのがよい。

図示の実施形態では、補剛部材８０は、大径部分８１から小径部分８３までテーパしている。補剛部材８０のコアワイヤは、このテーパを実現するように研削されるのがよい。図示の実施形態では、補剛部材８０の大径部分８１におけるコアワイヤの直径は、０．００４インチ（０．１０１６ｍｍ）であり、小径部分８３のコアワイヤの直径は、０．００２５インチ（０．０６３５ｍｍ）である。絶縁コーティングは、適当な厚さ（例えば、０．０００３５インチ（０．００８８９ｍｍ））を有するのがよい。特に、補剛部材８０の大径部分８１は、横方向剛性及び引張強さをプッシャ部材１８（１）に与え、補剛部材８０の小径部分８３は、血管閉塞インプラント２２に隣接したところにおいて望ましい横方向可撓性をプッシャ部材１８（１）に与え、それにより、血管閉塞インプラント２２の分離中におけるキックバック（反動）を最小にする。

小径部分８３のところのコアワイヤの遠位領域は、絶縁コーティングで被覆されていないか、コアワイヤの一部分を露出させるために絶縁コーティングの一部分が（例えば、レーザ除去を用いて）除去されているかのいずれかであり、それにより、双極インプラント組立体１８（１）のアノードとして機能する電解式に切離し可能なジョイント２０を構成する。好ましくは、切離し可能なジョイント２０の長さは、比較的短い（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ））。その結果、切離し可能なジョイント２０は、電解質との狭い周方向接触範囲しか有しておらず、それにより、コアワイヤの溶解が、広い周方向帯域ではなく、狭い周方向帯域に制限され、コアワイヤの厚さ全体にわたる迅速な腐食を生じさせる。

プッシャ部材１８（１）は、更に、戻り電極８６（即ち、双極インプラント組立体１４（１）のカソード）として機能する導電性コイルを有している。戻り電極コイル８６は、適当な直径（例えば、０．００１７５インチ（０．０４４４５ｍｍ））のワイヤをマンドレルの周りに巻くことによって形成されるのがよい。戻り電極コイル８６は、適当な寸法を有しており、例えば、０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径（かくして０．００９５インチ（０．２４１３ｍｍ）の外径）及び０．７５ｍｍの長さを有する。図示の実施形態では、戻り電極コイル８６を形成するワイヤの長さ方向の一部分は、巻かれておらず、電気導体に結合可能な真直ぐなテール部（尾部）８８を形成し、このことを後で詳細に説明する。戻り電極コイル８６は、切離し可能なジョイント２０の周りを周方向に延びており、切離し可能なジョイント２０の近くの箇所において適当な接着剤を用いて補剛部材８０に取付けられたスペーサ要素９０を介して、切離し可能なジョイント２０から空間的に隔離されている。戻り電極コイル８６は、適当な導電性材料、例えば銀又は銅で構成されるのがよい。図示の実施形態では、スペーサ要素９０は、電気絶縁材料でコーティングされたコイルの形態をなし、電気前縁材料は、例えば、ポリイミド、ＰＴＦＥ、ＴＦＥ、パリレン、ＰＥＴ、ＰＢＴ、シアノアクリレート接着剤、又はその他の適当な絶縁層である。変形例として、スペーサ要素９０は、電気絶縁材料で構成された管の形態をなしていてもよく、電気絶縁材料は、例えば、ポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）である。

重要なことは、血管閉塞インプラント２２の展開及び引込めの間、プッシャ部材１８（１）の遠位端部を横方向に可撓性のままにしながら、補剛部材８０は、引張要素として機能し、戻り電極コイル８６は、圧縮要素として機能することである。かくして、血管閉塞インプラント２２を軸線方向圧縮状態で装填するとき（例えば、展開の間）、戻り電極コイル８６を、切離し可能なジョイント２０の遠位側に位置する構造体に押し当てることができ、それにより、分離領域に圧縮負荷が働くことが回避され、かくして、分離に先立って切離し可能なジョイント２０をねじれさせたり、疲労させたり、その他の仕方で損傷させる可能性を減少させる。

図示の実施形態では、戻り電極コイル８６は、塩化銀の厚い層を備えた銀で構成され、その結果、ワイヤの単位長さ当たりの全電荷容量が高くなる。この特徴により、気泡を発生させない固相から液相への円滑な電気化学反応が得られる。この電気化学反応は、非常に低いバイアス電圧で起こり、電流の大きさに対して比較的鋭敏ではない。かくして、上述したように分離領域を電気化学反応に必要な電解質から絶縁させて血管閉塞インプラント２２の分離を長引かせることがある気泡を生じさせることなしに、戻り電極コイル８６を切離し可能なジョイント２０の近くに配置することができる。

戻り電極コイル８６のところにおける電解質、例えば塩化ナトリウムとの電気化学反応により、塩素イオンが次の式、即ち、ＡｇＣｌ（ｓ）＋１ｅ^-→Ａｇ（ｓ）＋Ｃｌ^-（ａｑ），Ｅ⁰＝０．２２ＶＨＳＥに従って、電解質中に放出される。この電気化学反応では、低電圧しか必要でなく、電荷移動が迅速であり、その結果、イオン拡散が速くなる。塩化銀は、水中での溶解度が最小であるという独特の特性を有しており、戻り電極コイル８６から放出された塩化物は、切離し可能なジョイント２０に引き寄せられる。特に、図示の実施形態では、切離し可能なジョイント２０は、ステンレス鋼（即ち、鉄、クロム及びニッケル）で構成されている。結果的に生じた塩化鉄、塩化ニッケル及び塩化クロム六水化物は、水に非常によく溶ける。切離し可能なジョイント２０における電気化学反応により、イオンを電解質中に放出し、それにより、次の式、即ち、Ｆｅ（ｓ）−２ｅ^-，Ｆｅ（ｓ）−３ｅ^-→Ｆｅ²⁺（ｓ），Ｆｅ²⁺（ｓ）；Ｆｅ²⁺（ｓ）＋２Ｃｌ^-（ａｑ）→ＦｅＣｌ₂（ａｑ）に従って、切離し可能なジョイント２０を溶解させる。

戻り電極コイル８６を任意適当な仕方で塩素化することができる。１つの実施形態では、戻り電極コイル８６を純銀で構成し、巻き部を５０〜１００％の開放ピッチに引き伸ばしながら純銀を食塩水中に配置することによって、純銀はを塩素化する。戻り電極コイル８６を電源に接続し、適当な電極電流（例えば、０．１ｍＡ）を適当な期間（例えば、１０分）にわたって、アノードとしてのコイル８６とカソードとしての戻り電極との間に流す。外側シース（後で説明する）をコイル８６の上で熱収縮させると、戻り電極コイル８６の開放ピッチは、自然に閉じる。

プッシャ部材１８（１）は、更に、戻り電極コイル８６のすぐ近位側で補剛部材８０の周りを周方向に延びる放射線不透過性マーカ、特に白金マーカコイル９２を有している。適当な直径（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって、マーカコイル９２を形成するのがよい。マーカコイル９２は、適当な寸法、例えば、０．００５インチ（０．１２７ｍｍ）の内径（かくして０．００９インチ（０．２２８６ｍｍ）の外径）及び３．０ｍｍの長さを有する。マーカコイル９２は、その横方向可撓性を増大させるために開放ピッチ（例えば、１０％）を有するのがよい。マーカコイル９２は、適当な接着剤を用いて補剛部材８０に結合される。

かかる結合に先立って、戻り電極コイル８６のテール部８８をマーカコイル９２の管腔の中に近位方向に通して、適当な手段、例えば、はんだ付け、溶接、又は銀入りエポキシ等の導電性接着剤を用いた結合により、電気導体９４に接続する。電気導体９４は、ポリイミド等の電気絶縁材料で被覆された銅又は銀ワイヤであるのがよく、それにより、補剛部材８０からの電気導体９４の電気的絶縁を確保し、かくして、戻り電極コイル８６と切離し可能なジョイント２０との間の電気的絶縁を確保する。電気導体９４は、適当な直径、例えば、０．００１５インチ（０．０３８１ｍｍ）のワイヤ直径及び０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の全直径（絶縁体を含む）を有する。

プッシャ部材１８（１）は、更に、戻り電極コイル８６、マーカコイル９２及び補剛部材８０を含む組立体の上に配置された電気絶縁シース９６を有している。電気前縁シース９６は、適当なポリマー材料、例えば、ＰＴＦＥ又はＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の肉厚及び０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径）を有している。図示の実施形態では、電気前縁シース９６を組立体の上に熱収縮させている。

重要なことは、電気絶縁シース９６が、切離し可能なジョイント２０と戻り電極コイル８６の両方を周方向に包囲することである。電気絶縁シース９６の存在により、プッシャ部材１８（１）の遠位端部に増大した圧縮強さを戻り電極コイル８６と共に与えることに加えて、分離時間を延長させることがある、先に展開された血管閉塞器具と切離し可能なジョイント２０との短絡の可能性を減少させる。加えて、電気絶縁シース９６は、体液（例えば、血液）をプッシャ部材１８（１）の内部から排除する傾向があり、それにより、インプラント組立体１４が体液に晒されたときに理想的な電解質環境が分離領域から離れていく理想的な電解質環境の拡散及び対流を減少させる。理想的な電解質環境は、理想的な電解質、例えば、塩化ナトリウム溶液（生理的食塩水）を分離領域に導入することによって作られるのがよく、例えば、インプラント組立体１４を配送カテーテル１２内へ導入する前に、インプラント組立体１４の遠位端部を生理的食塩水中に浸すことによって作られる。

分離領域中への生理的食塩水のしみ込み（wicking）を容易にするために、親水性コーティングを、再水和性ゲル又はポリビニルアルコール等の水溶性ポリマーとして、切離し可能なジョイント２０及び戻り電極コイル８６の一方又は両方にコーティングするのがよい。好ましくは、親水性コーティングは、血管閉塞器具２２の分離を阻止することがないように、切離し可能なジョイント２０に弱く固定されている。かくして、電気絶縁シース９６が分離領域を外部環境から実質的に隔離しているにもかかわらず、インプラント組立体１４（１）を液体の中に浸したとき、分離領域の親水性により、液体が分離領域にしみ込むことを可能にする。選択的な実施形態では、親水性材料は、容易に溶ける１種類又は複数種類の塩、例えば塩化ナトリウム、他の金属クロリド、金属クロレート又は金属スルフェートで構成され又はそれを含むのがよい。水の存在下において、これらの塩は溶解し、イオン過多電解質を生じさせ、かかるイオン過多電解質は、切離し可能なジョイント２０のところにおける電気化学反応及び溶解を促進する。選択的な実施形態の場合、インプラント組立体１４を電解質溶液中に浸す必要はなく、その代わりに、それを水中に浸し、その理由は、水が切離し可能なジョイント２０及び／又は戻り電極コイル８６に接触すると、分離領域内に電解質溶液が作られるからである。

プッシャ部材１８（１）は、更に、ステンレス鋼等の適当な導電性材料で構成された導電性ハイポチューブ９８を有している。補剛部材８０の近位端部内のコアワイヤは、露出され、銀入りエポキシ等の適当な導電性結合材料を用いて、ハイポチューブ９８の内部に結合される。ハイポチューブ９８の遠位端部は、電気絶縁シース９６の近位端部に当接する。ハイポチューブ９８は、適当な寸法を有し、例えば０．０１２インチ（０．３０４８ｍｍ）の外径及び０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径を有する。かくして、ハイポチューブ９８のどの部分も正端子２８（図１参照）を形成し、正端子２８は、補剛部材８０のコアワイヤを含む順方向電気経路を介して、切離し可能なジョイント２０と電気的に連通する。

プッシャ部材１８（１）は、ハイポチューブ９８の一部分の上に配置された別の電気絶縁シース１００と、この電気絶縁シース１００の周りに設けられ且つ負端子３０（図１参照）として機能する導電性端子コイル１０２とを更に有している。絶縁シース１００は、適当なポリマー材料、例えばＰＴＦＥ又はＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、０．００２インチの肉厚及び０．００６インチの内径）を有する。図示の実施形態では、電気絶縁シース１００をハイポチューブ９８の上に熱収縮させる。導電性端子コイル１０２は、白金等の材料で構成されるのがよく、電気導体９４及び戻り電極コイル８６のテール部８８を含む戻り電気経路を介して、戻り電極コイル８６に電気的に結合されている。

この目的のために、テール部８８を介して戻り電極コイル８６に接続された電気導体９４は、ハイポチューブ９８の中に近位方向に通され、ハイポチューブ９８の近位端部を周って、遠位方向に曲げられ、その結果、電気導体９４の近位端部が、電気絶縁シース１００と導電性端子コイル１０２の間に配置される。好ましくは、電気導体９４を電気絶縁シース１００上に配置し、次いで、導電性端子コイル１０２を、はんだ付け、溶接、又は銀入りエポキシ等の導電性接着剤を用いて、電気導体９４及び絶縁シース１００の上に結合させる。

次に図６を参照して、単極インプラント組立体の１つの実施形態１４（２）を説明する。単極インプラント組立体１４（２）は、上述した血管閉塞インプラント２２と、プッシャ部材１８（２）とを有している。プッシャ部材１８（２）は、細長い補剛部材１８０を有し、この補剛部材１８０は、絶縁処理が施されていない導電性コアワイヤを有している。補剛部材１８０のコアワイヤは、任意適当な導電性且つ剛性の材料、例えばステンレス鋼で構成されるのがよい。図示の実施形態では、補剛部材１８０は、近位部分１８５と遠位部分１８７とを有し、近位部分１８５及び遠位部分１８７は、圧着ブッシュ１８９により互いに結合されている。変形例として、補剛部材１８０の近位部分１８５と遠位部分１８７を互いにはんだ付けし手もよいし、それらを互いに溶接してもよい。遠位部分１８７のコアワイヤは、近位部分１８５の最小直径と等しい一様な直径を有するのがよい。

図示の実施形態では、補剛部材１８０は、大径部分１８１から小径部分１８３までテーパしている。補剛部材１８０のコアワイヤは、このテーパを実現するように研削されるのがよい。図示の実施形態では、補剛部材１８０の大径部分１８１のコアワイヤの直径は、０．０１０インチ（０．２５４ｍｍ）であり、小径部分１８３のコアワイヤの直径は、０．００２５インチ（０．０６３５ｍｍ）である。

上述した補剛部材８０と同様、補剛部材１８０の大径部分１８１は、横方向剛性及び引張強さをプッシャ部材１８（２）に与え、補剛部材１８０の小径部分１８３は、血管閉塞インプラント２２に隣接したところにおいて望ましい横方向可撓性をプッシャ部材１８（２）に与え、それにより、血管閉塞インプラント２２の分離中におけるキックバックを最小にする。

単極インプラント組立体１４（２）のアノードとして機能する電解式に切離し可能なジョイント２０の形成は、プッシャ部材１８（１）に関して上述した仕方と同じで仕方であるのがよい。補剛部材１８０の大径部分１８１のどの部分も、正端子２８（図２参照）として機能するのがよく、この正端子２８は、補剛部材１８０のコアワイヤを含む順方向電気経路を介して、切離し可能なジョイント２０と電気的に連通する。

プッシャ部材１８（２）は、更に、中間の戻り電極、即ち、切離し可能なジョイント２０と接地電極３２（図２参照）との間の戻り電極として機能する導電性コイル１８６を有している。戻り電極コイル１８６は、適当な直径（例えば、０．００１７５インチ（０．０４４４５ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。戻り電極コイル１８６は、適当な寸法を有し、例えば、０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径及び０．７５ｍｍの長さを有する。戻り電極コイル８６は、切離し可能なジョイント２０の周りを周方向に延び、切離し可能なジョイント２０の近くの箇所において適当な接着剤を用いて補剛部材１８０に取付けられたスペーサ要素１９０を介して、切離し可能なジョイント２０から空間的に隔離されている。戻り電極コイル１８６は、適当な導電性材料、例えば銀又は銅で構成されるのがよい。スペーサ要素１９０は、上述したスペーサ要素９０と同じ形態を有し且つ同じ材料で構成されるのがよい。

上述した戻り電極８６と同様、戻り電極コイル１８６は、圧縮要素として機能し、気泡の発生を一段と防止し又は減少させるために、塩化銀の層で被覆されるのがよい。上述した戻り電極８６と異なり、戻り電極コイル１８６は、端子に電気的に結合されているわけではない。その代わりに、図９に示すように、２つの電気化学回路が形成され、即ち、１つは、切離し可能なジョイント２０と戻り電極コイル１８６との間の電気化学回路であり、もう１つは、戻り電極コイル１８６と接地戻り電極３２との間の電気化学回路である。戻り電極コイル１８６の大きい表面積により、電解質それ自体よりも低いインピーダンスをアースまで有する戻り経路を含む電気化学回路が得られる。切離し可能なジョイント２０と接地戻り電極３２との間に電圧を付与すると、戻り電極コイル１８６は、図９に示すように、切離し可能なジョイント２０と接地戻り電極３２との間の電圧になる。かくして、戻り電極コイル１８６は、金属イオンの拡散距離を短くすると共に、金属イオンを電解質から奪うことができる還元表面を構成し、かくして、分離領域のところの金属イオン濃度が減少する。これにより、金属イオン溶解速度が増大し、必要な過剰電圧の大きさが減少する。これにより、分離領域のところの気泡発生が軽減され、それにより、分離時間を短縮し、分離プロセスを一層確実にする。

プッシャ部材１８（２）は、更に、補剛部材１８０の周りを周方向に延びる放射線不透過性マーカ、特に白金マーカコイル１９２を有している。マーカコイル１９２は、適当な直径（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。図示の実施形態では、マーカコイル１９２は、戻り電極コイル１８６の近位端部内に配置される。この目的のために、マーカコイル１９２の内径は、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）であるのがよく（かくして、外径は、０．００６インチであるのがよく）、その長さは、３．０ｍｍであるのがよい。上述したマーカコイル９２と同様、マーカコイル１９２は、その横方向可撓性を増大させるために開放ピッチ（例えば、１０％）を有するのがよく、また、エポキシ等の適当な接着剤を用いて、補剛部材１８０に結合されるのがよい。戻り電極コイル１８６の内面は、エポキシ等の適当な接着剤を用いてマーカコイル１９２の外面に結合されるのがよい。

プッシャ部材１８（２）は、更に、戻り電極コイル１８６、マーカコイル１９２及び補剛部材１８０を含む組立体上に配置された電気絶縁シース１９６を有している。電気絶縁シース１９６は、適当なポリマー材料、例えばＰＴＦＥ又はＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、０．００２インチの肉厚及び０．００６インチの内径）を有する。図示の実施形態では、電気絶縁シース１９６を組立体の上に熱収縮させている。

重要なことは、電気絶縁シース１９６が、切離し可能なジョイント２０と戻り電極コイル１８６の両方を周方向に包囲することである。かくして、双極プッシャ部材１８（１）の上述した電気絶縁シース９６と同様、電気絶縁シース１９６は、プッシャ部材１８（２）の圧縮強さを増大させると共に、インプラント組立体１４（２）が体液に晒されたときに理想的な電解質環境が分離領域から離れていく理想的な電解質環境の拡散及び対流を減少させる。上述したように、理想的な電解質環境は、理想的な電解質を分離領域に導入することによって、又は、前もって塩でコーティングされた分離領域中に水を導入することによって作られるのがよい。分離領域中への生理的食塩水又は水のしみ込み（wicking）を容易にするために、親水性コーティングを切離し可能なジョイント２０及び戻り電極コイル１８６の一方又は両方に、上述した仕方と同様な仕方でコーティングするのがよい。

次に図７を参照して、双極インプラント組立体の別の実施形態１４（３）を説明する。双極インプラント組立体１４（３）が上述した双極インプラント組立体１４（１）と異なっている点は、双極インプラント組立体１４（３）が露出された分離領域を有していることである。この目的のために、双極インプラント組立体１４（３）は、上述した血管閉塞インプラント２２と、プッシャ部材１８（３）とを有している。プッシャ部材１８（３）は、細長い補剛部材２８０を有し、この補剛部材２８０は、導電性コアワイヤと、その上に配置された電気絶縁コーティングとを有している。補剛部材２８０のコアワイヤは、任意適当な導電性且つ剛性の材料、例えばステンレス鋼で構成されるのがよく、コーティングは、任意適当な電気絶縁材料、例えばポリイミド、ＰＴＦＥ、ＴＦＥ、パリレン、ＰＥＴ、ＰＢＴ、シアノアクリレート接着剤又はその他適当な絶縁層で構成されるのがよい。

図示の実施形態では、補剛部材２８０は、大径部分２８１から小径部分２８３までテーパしている。補剛部材２８０のコアワイヤは、このテーパを実現するように研削されるのがよい。図示の実施形態では、補剛部材２８０の大径部分２８１におけるコアワイヤの直径は、０．０４インチ（０．１０１６ｍｍ）であり、小径部分２８３のコアワイヤの直径は、０．００２５インチ（０．０６３５ｍｍ）である。

上述した補剛部材８０と同様、補剛部材２８０の大径部分２８１は、横方向剛性及び引張強さをプッシャ部材１８（３）に与え、補剛部材２８０の小径部分２８３は、血管閉塞インプラント２２に隣接したところにおいて望ましい横方向可撓性をプッシャ部材１８（３）に与え、それにより、血管閉塞インプラント２２の分離中におけるキックバックを最小にする。コアワイヤの構成及びコーティング、及び、双極インプラント組立体１４（３）のアノードとして機能する電解式に切離し可能なジョイント２０の形成は、プッシャ部材１８（１）に関して上述したことと同じであるのがよい。

プッシャ部材１８（３）は、更に、戻り電極（即ち、双極インプラント組立体１４（３）のカソード）として機能する導電性コイル２８６を有している。戻り電極コイル２８６は、適当な直径（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。戻り電極コイル２８６は、適当な寸法を有しており、例えば、０．００３インチ（０．０７６２ｍｍ）の内径（かくして０．００７インチ（０．１７７８ｍｍ）の外径）及び０．７５ｍｍの長さを有する。図示の実施形態では、戻り電極コイル２８６は、その横方向可撓性を増大させるために開放ピッチ（例えば、２０％）を有している。戻り電極コイル２８６は、適当な導電性材料、例えば銀又は銅で構成されるのがよい。戻り電極コイル２８６は、補剛部材２８０の周りを周方向に延び、特に、切離し可能なジョイント２０の近位側の箇所において補剛部材２８０にエポキシ等の適当な接着剤を用いて結合されている。戻り電極コイル２８６は、上述した戻り電極コイル８６と同様、圧縮要素として機能すると共に、気泡の発生を一段と防止し又は減少させるために、塩化銀の層で被覆されるのがよい。

プッシャ部材１８（３）は、更に、補剛部材２８０の周りを周方向に延びる放射線不透過性マーカ、特に白金マーカコイル２９２を有している。マーカコイル２９２は、適当な直径（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ））を有するワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。図示の実施形態では、マーカコイル２９２の内径及び外径は、好ましくは、戻り電極コイル２８６の内径及び外径と同じであるのがよく、即ち、０．００３インチ（０．０７６２ｍｍ）の内径及び０．００７インチ０．００７インチ（０．１７７８ｍｍ）の外径を有する。マーカコイル２９２の長さは、３．０ｍｍであるのがよい。マーカコイル２９２は、上述したマーカコイル９２と同様、その横方向可撓性を増大させるために開放ピッチ（例えば、１０％）を有すると共に、エポキシ等の適当な接着剤を用いて補剛部材２８０に結合されるのがよい。

プッシャ部材１８（３）は、更に、中間連結の可撓性コイル２９５を有し、可撓性コイル２９５の近位端部は、マーカコイル２９２の遠位端部の周りに周方向に配置され、その遠位端部は、戻り電極コイル２８６の近位端部の周りに周方向に配置されている。可撓性コイル２９５は、ステンレス鋼等の導電性材料で構成されるのがよく、銀入りエポキシ等の導電性接着剤を用いてマーカコイル２９２及び戻り電極コイル２８６に適当に結合されている。そのとき、マーカコイル２９２と戻り電極コイル２８６は、互いに電気的に結合されている。可撓性コイル２９５は、適当な直径（例えば、０．００１７５インチ（０．０４４４５ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。可撓性コイル２９５は、適当な寸法、例えば、０．００７インチ（０．１７７８ｍｍ）の内径（かくして０．０１０５インチ（０．２６６７ｍｍ）の外径）及び３０ｍｍの長さを有している。図示の実施形態では、可撓性コイル２９５は、閉鎖ピッチを有している。

プッシャ部材１８（３）は、更に、マーカコイル２９２の外面に適当な手段を介して連結された電気導体２９４を有し、かかる適当な手段は、例えば、はんだ付け、溶接、又は、銀入りエポキシ等の導電性接着剤を用いた結合である。電気導体２９４は、ポリイミド等の電気絶縁材料で被覆された銅又は銀ワイヤであるのがよく、それにより、補剛部材２８０からの電気導体２９４の電気的絶縁を確保し、かくして、戻り電極コイル２８６と切離し可能なジョイント２０との間の電気的絶縁を確保する。電気導体２９４は、適当な直径、例えば、０．００１５インチ（０．０３８１ｍｍ）のワイヤ直径及び０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の全直径（絶縁体を含む）を有している。

プッシャ部材１８（３）は、更に、マーカコイル２９２の近位端部、電気導体２９４及び補剛部材２８０のうちのマーカコイル２９２から近位側に延びる部分を含む組立体の上に配置された電気絶縁シース２９６を有し、電気絶縁シース２９６の遠位端部は、可撓性コイル２９５の近位端部に当接している。電気絶縁シース２９６は、適当なポリマー材料、例えば、ＰＴＦＥ又はＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の肉厚及び０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径）を有している。図示の実施形態では、電気絶縁シース２９６を組立体の上に熱収縮させている。

プッシャ部材１８（３）は、更に、ステンレス鋼等の適当な導電性材料で構成された第１の導電性ハイポチューブ２９８を有している。補剛部材２８０のコアワイヤの近位端部は、露出され、銀入りエポキシ等の適当な導電性結合材料を用いて第１の導電性ハイポチューブ２９８の内部に結合されている。第１の導電性ハイポチューブ２９８の遠位端部は、電気絶縁シース２９６の近位端部に当接する。第１の導電性ハイポチューブ２９８は、適当な寸法を有し、例えば、０．０１２インチ（０．３０４８ｍｍ）の外径、０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径及び１５０ｃｍの長さを有する。かくして、第１の導電性ハイポチューブ２９８のどの部分も正端子２８（図１参照）を形成し、この正端子２８は、補剛部材２８０のコアワイヤを含む順方向電気経路を介して切離し可能なジョイント２０と電気的に連通する。

プッシャ部材１８（３）は、更に、ステンレス鋼等の適当な導電性材料で構成された第２の導電性ハイポチューブ２９９を有している。電気導体２９４の近位端部は、露出され、銀入りエポキシ等の適当な導電性結合材料を用いて第２の導電性ハイポチューブ２９９の内部に結合されている。第２の導電性ハイポチューブ２９９は、適当な寸法を有し、例えば、０．０１２インチ（０．３０４８ｍｍ）の外径、０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径及び１０ｍｍの長さを有するのがよい。かくして、第２の導電性ハイポチューブ２９９のどの部分も、負端子３０（図１参照）を形成し、この負端子３０は、電気導体２９４、マーカコイル２９２及び可撓性コイル２９５を含む戻り電気経路を介して、戻り電極コイル２８６と電気的に連通する。

プッシャ部材１８（３）は、更に、補強マンドレル３００を有し、第１の導電性ハイポチューブ２９８の近位端部及び第２の導電性ハイポチューブ２９９の遠位端部は、エポキシ等の適当な接着剤を用いて補強マンドレル３００の周りに結合されている。補強マンドレル３００は、ポリイミド等の電気絶縁材で被覆されたステンレス鋼であるのがよく、第１の導電性ハイポチューブ２９８と第２の導電性ハイポチューブ２９９との間の電気的絶縁を確保し、かくして、切離し可能なジョイント２０と戻り電極コイル２８６との間の電気的絶縁を確保する。補強マンドレル３００は、適当な寸法を有し、例えば、０．００４インチ（０．１０１６ｍｍ）のワイヤ直径及び１０ｍｍの長さを有する。

次に図８を参照して、単極インプラント組立体の別の実施形態１４（４）を説明する。単極インプラント組立体１４（４）が上述した単極インプラント組立体１４（２）と異なっている点は、中間の戻り電極が、血管閉塞インプラント２３と一緒になったままプッシャ部材１８（４）から分離されるように構成されていることである。単極プッシャ部材１８（２）に関して上述したように、中間の戻り電極の大きい表面積により、分離領域における気泡発生を減少させる。

血管閉塞インプラント２３が上述した血管閉塞インプラント２２と同様である点は、血管閉塞インプラント２３が、一次コイル６２と、伸びにくいフィラメント７０と、遠位キャップ（図示せず）を有していることである。血管閉塞インプラント２３が異なっている点は、それが、一次コイル６２の近位端部内に設けられた導電性ハイポチューブの形態を有する中間の戻り電極３８６を有していることである。図示の実施形態では、一次コイル６２の近位端部は、開放ピッチ（例えば、近位側の巻きのうちの４つは、開放ピッチである）を有し、中間の戻り電極３８６の周りに巻かれ、適当な手段を用いた結合によって中間の戻り電極３８６に取付けられ、かかる適当な手段は、例えば、はんだ付け、溶接、又は銀入りエポキシ等の導電性接着剤である。変形実施形態では、中間の戻り電極３８６は、導電性コイルの形態を有していてもよい。中間の戻り電極３８６は、好ましくは、長期間にわたる植え込みに適した生体適合性材料で構成される。特に、一次コイル６２は、中間の戻り電極３８６に電気的に結合されるので、中間の戻り電極３８６の有効表面積は、一次コイル６２自体が導電性になる程度まで実質的に増大され、それにより、気泡発生の可能性を最小に近づける。

プッシャ部材１８（４）は、細長い補剛部材３８０を有し、この補剛部材３８０は、絶縁されていない導電性コアワイヤを有している。補剛部材３８０のコアワイヤは、任意適当な導電性且つ剛性の材料、例えばステンレス鋼で構成されるのがよい。図示の実施形態では、補剛部材３８０は、大径部分３８１から小径部分３８３までテーパしている。補剛部材３８０のコアワイヤは、このテーパを実現するように研削されるのがよい。図示の実施形態では、補剛部材３８０の大径部分３８１のコアワイヤの直径は、０．０１０インチ（０．２５４ｍｍ）であり、小径部分３８３のコアワイヤの直径は、０．００２５インチ（０．０６３５ｍｍ）である。

上述した補剛部材８０と同様、補剛部材３８０の大径部分３８１は、横方向剛性及び引張強さをプッシャ部材１８（４）に与え、補剛部材３８０の小径部分３８３は、血管閉塞インプラント２３に隣接したところにおいて望ましい横方向可撓性をプッシャ部材１８（４）に与え、それにより、血管閉塞インプラント２３の分離中におけるキックバックを最小にする。

プッシャ部材１８（４）は、更に、補剛部材３８０の周りを周方向に延びる放射線不透過性マーカ、特に白金マーカコイル３９２を有している。マーカコイル３９２は、適当な直径（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。マーカコイル３９２は、適当な寸法を有し、例えば、０．００３インチ（０．０７６２ｍｍ）の内径及び３．０ｍｍの長さを有する。マーカコイル３９２は、その横方向可撓性を増大させるために開放ピッチ（例えば、１０％）を有するのがよい。

プッシャ部材１８（４）は、更に、電気絶縁コイル３９５を有し、電気絶縁コイル３９５は、導電性ワイヤと、その上に配置された電気絶縁コーティングとを有している。電気絶縁コイル３９５は、適当な直径（例えば、０．００１７５インチ（０．０４４４５ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。図示の実施形態では、電気絶縁コイル３９５は、その横方向可撓性を増大させるために開放ピッチ（例えば、５０％）を有している。電気絶縁コイル３９５の近位側の巻き部の絶縁コーティングが剥ぎ取られ、適当な手段を用いた結合、例えば、はんだ付け、溶接、又は銀入りエポキシ等の導電性接着剤を用いた結合によって、補剛部材３８０の遠位端部の周りに周方向に取付けられている。

電気絶縁コイル３９５の遠位端部３９７は、真直ぐにされ、血管閉塞器具２３の戻り電極３８６の管腔中に通されている。真直ぐな部分３９７の領域は、絶縁材料で被覆されていないか、ワイヤの一部分を露出させるために絶縁材料の一部分が（例えば、レーザ除去を用いて）除去されいるかのいずれかであり、それにより、電解式に切離し可能なジョイント２０を構成する。単極インプラント組立体１４（４）のアノードとして機能する電解式に切離し可能なジョイント２０の形成は、プッシャ部材１８（２）に関して上述した仕方と同じ仕方であるのがよい。

中間の戻り電極３８６は、上述した中間の戻り電極１８６と同様、気泡の発生を一段と防止し又は減少させるために、塩化銀の層で被覆されるのがよい。分離領域への生理的食塩水又は水のしみ込みを容易にするために、親水性コーティングを切離し可能なジョイント２０及び戻り電極コイル３８６の一方又は両方に、上述した仕方と同じ仕方で付与するのがよい。変形実施形態では、中間の戻り電極３８６の縁部だけが切離し可能なジョイント２０に対して露出され、それにより、電解質の灌流を促進させると共に、インプラント組立体の全体直径を減少させる。

図示のように、中間の戻り電極３８６は、切離し可能なジョイント２０の周りを周方向に延びている。切離し可能なジョイント２０の近位側及び遠位側の絶縁コーティングは、切離し可能なジョイント２０と戻り電極３８６との間の接触を阻止する機械的スペーサを構成する。補剛部材３８０の近位端部のどの部分も正端子２８（図２参照）を形成し、この正端子２８は、補剛部材３８０のコアワイヤ及び電気絶縁コイル３９５を含む順方向電気経路を介して、切離し可能なジョイント２０と電気的に連通する。

電気絶縁コイル３９５の真直ぐな部分３９７を、伸びにくいフィラメント７０の中に通し、１８０°曲げ、それにより、伸びにくいフィラメント７０とのリンクを形成する。次いで、真直ぐな部分３９７を、中間の戻り電極３８６の周りに巻き、適当な手段によって中間の戻り電極３８６に取付け、かかる適当な手段は、例えば、はんだ付け、溶接、又は銀入りエポキシ等の導電性接着剤を用いた結合である。電気絶縁コイル３９５に新しく形成された巻き部は、中間の戻り電極３８６の外径の増大を最小にするために、一次コイル６２の開放ピッチの巻き部と巻き部の間に嵌められる。

プッシャ部材１８（４）は、更に、電気絶縁コイル３９５、マーカコイル３９２及び補剛部材３８０を含む組立体の上に配置された電気絶縁シース３９６を有している。電気絶縁シース３９６は、適当なポリマー材料、例えば、ＰＴＦＥ又はＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の肉厚及び０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径）を有する。図示の実施形態では、電気絶縁シース３９６を組立体の上に熱収縮させる。

インプラント組立体１４（４）を単極組立体として説明したが、中間の戻り電極を、配送カテーテル１２（図１及び図２参照）に取付けられたワイヤ又はプッシャ部材１８（４）を貫通して延びるワイヤを介してアースに接続することによって、双極インプラント組立体を構成してもよい。この場合、血管閉塞インプラント２３の一次コイル６２は、中間の戻り電極３８６から電気的に絶縁されるのがよい。

次に図１０を参照して、双極インプラント組立体の別の実施形態１４（５）を説明する。双極インプラント組立体１４（５）が上述した双極インプラント組立体１４（１）と異なっている点は、双極インプラント組立体１４（５）が、切離し可能なジョイント２０と正電極２８との間の順方向電気経路において、及び、戻り電極と負端子３０（図１参照）との間の戻り電気経路において、導電性シースを利用していることである。

双極インプラント組立体１４（５）は、上述した血管閉塞インプラント２２と、プッシャ部材１８（５）とを有している。プッシャ部材１８（５）は、細長い補剛部材４８０を有し、この補剛部材４８０は、近位補剛部材要素４８５と遠位補剛部材要素４８７とを有している。近位補剛部材要素４８５は、絶縁されていないコアワイヤを有し、遠位補剛部材要素４８７は、絶縁コアワイヤを有している。補剛部材要素４８５，４８７のコアワイヤは、任意適当な導電性且つ剛性の材料、例えばステンレス鋼で構成されるのがよく、コーティングは、任意適当な電気絶縁材料、例えばポリイミド、ＰＴＦＥ、ＴＦＥ、パリレン、ＰＥＴ、ＰＢＴ、シアノアクリレート接着剤又は他の適当な絶縁層で構成されるのがよい。

近位補剛部材要素４８５の遠位端部は、フォーク形部材４８９を有し、遠位補剛部材要素４８７の近位端部は、フォーク形部材４８９内に取付けられている。遠位補剛部材要素４８７のコアワイヤの近位端部は、露出されたままであり、従って、近位補剛部材要素４８５は、遠位補剛部材要素４８７と電気的連通状態にある。絶縁されていないワイヤが、コイル４９１を形成するように、近位補剛部材要素４８５の遠位端部に巻付けられ、コイル４９１は、遠位補剛部材要素４８７を近位補剛部材要素４８５のフォーク形部材４８９内にしっかりと固定している。

図示の実施形態では、近位補剛部材要素４８５は、大径部分４８１から小径部分４８３までテーパしている。近位補剛部材要素４８５のコアワイヤは、このテーパを実現するように研削されるのがよい。図示の実施形態では、大径部分４８１におけるコアワイヤの直径は、０．０１０インチ（０．２５４ｍｍ）であり、小径部分４８３のコアワイヤの直径は、０．００２５インチ（０．０６３５ｍｍ）である。遠位補剛部材要素４８７のコアワイヤの直径は、近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３のコアワイヤよりも小さく、例えば、０．００１５インチ（０．０３８１ｍｍ）である。遠位補剛部材要素４８７のコアワイヤ上の絶縁コーティングは、適当な厚さ（例えば、０．０００３５インチ（０．００８８９ｍｍ））を有するのがよい。

上述した補剛部材８０と同様、近位補剛部材要素４８５の大径部分４８１は、横方向剛性及び引張強さをプッシャ部材１８（４）に与え、近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３及び小径の遠位補剛部材要素４８７は、血管閉塞インプラント２２に隣接したところにおいて望ましい横方向可撓性をプッシャ部材１８（５）に与え、それにより、血管閉塞インプラント２２の分離中におけるキックバックを最小にする。双極インプラント組立体１４（５）のアノードとして機能する電解式に切離し可能なジョイント２０は、それがプッシャ部材１８（１）の補剛部材８０のコアワイヤに形成される仕方と同じ仕方で、遠位補剛部材要素４８７に形成される。

プッシャ部材１８（５）は、更に、戻り電極（即ち、双極インプラント組立体１４（５）のカソード）として機能する導電性コイル４８６を有している。戻り電極コイル４８６は、適当な直径（例えば、０．００１７５インチ（０．０４４４５ｍｍ））のワイヤをマンドレルに巻くことによって形成されるのがよい。戻り電極コイル４８６は、適当な寸法を有しており、例えば、０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径（かくして０．００９５インチ（０．２４１３ｍｍ）の外径）及び０．７５ｍｍの長さを有する。戻り電極コイル４８６は、適当な導電性材料、例えば銀又は銅で構成されるのがよい。図示の実施形態では、戻り電極コイル４８６は、その横方向可撓性を増大させるために開放ピッチ（例えば、２０％）を有している。戻り電極コイル４８６は、切離し可能なジョイント２０の周りを周方向に延びており、切離し可能なジョイント２０の近位側の箇所において適当な接着剤を用いて遠位補剛部材要素４８７に取付けられたスペーサ要素４９０を介して、切離し可能なジョイント２０から空間的に隔離されている。スペーサ要素４９０は、上述したスペーサ要素９０と同じ形態を有し且つ同じ材料で構成されるのがよい。戻り電極コイル４８６は、上述した戻り電極コイル８６と同様、圧縮要素として機能すると共に、気泡の発生を一段と防止し又は減少させるために、塩化銀の層で被覆されるのがよい。

プッシャ部材１８（５）は、銀入りエポキシ又は収縮チューブ材等の適当な手段を用いて、近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３の周りに結合された導電性シース４９３を有している。図示の実施形態では、導電性シース４９３は、近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３の近位端部から、固着コイル４９１のすぐ近位側の近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３の遠位端部まで延びている。プッシャ部材１８（５）は、更に、近位補剛部材要素４８５、導電性シース４９３及び固着コイル４９１の上に配置された電気絶縁シース４９７を有している。プッシャ部材１８（５）は、更に、エポキシ等の適当な手段を用いて、近位補剛部材要素４８５の大径部分４８１と一致するように電気絶縁シース４９７の周りに適当に結合された別の導電性シース４９８を有している。プッシャ部材１８（５）は、更に、戻り電極コイル４８６、マーカコイル４９２及び可撓性コイル４９５を含む組立体の上に配置された電気絶縁シース４９６を有している。

導電性シース４９３，４９８は、例えば、メッシュ、編組体又はコイルの形態をしているのがよい。図１０に示す実施形態では、導電性シース４９３，４９８は、メッシュの形態をしている。補剛部材４８０のコアワイヤは、好ましくは、導電性シース４９３，４９８を構成する材料のジュロメータよりも大きいジュロメータを有する材料、例えばステンレス鋼で構成されるが、導電性シース４９３，４９８は、好ましくは、補剛部材４８０のコアワイヤの構成材料の導電性よりも高い導電性を有する材料、例えば、銀又は銅で構成される。電気絶縁シース４９６，４９７は、適当なポリマー材料、例えば、ＰＴＦＥ又はＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の肉厚及び０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径）を有している。

重要なことは、電気絶縁シース４９６が切離し可能なジョイント２０と戻り電極コイル４８６の両方を周方向に包囲していることである。かくして、電気絶縁シース４９６は、上述した双極プッシャ部材１８（１）の電気絶縁シース９６と同様、プッシャ部材１８（５）の圧縮強さを増大させると共に、インプラント組立体１４（５）が体液に晒されたときに理想的な電解質環境が分離領域から離れていくかかる理想的な電解質環境の拡散及び対流を減少させる。上述したように、理想的な電解質環境は、理想的な電解質を分離領域に導入するか、予め塩でコーティングされた分離領域に水を導入するかによって作られるのがよい。分離領域への生理的食塩水又は水のしみ込み（wicking）を容易にするために、親水性コーティングを切離し可能なジョイント２０及び戻り電極コイル４８６の一方又は両方に、上述した仕方と同じ仕方で付与するのがよい。

プッシャ部材１８（５）は、更に、近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３の周りを周方向に延びる放射線不透過性マーカ、特に白金マーカコイル４９２を有している。マーカコイル４９２は、上述したマーカコイル９２と同じ材料で形成され且つ構成されるのがよい。プッシャ部材１８（５）は、更に、マーカコイル４９２のすぐ近位側において、近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３の周りを周方向に延びる可撓性コイル４９５を有している。可撓性コイル４９５は、導電性材料、例えばステンレス鋼で構成されている。図示の実施形態では、可撓性コイル４９５は、閉鎖ピッチを有している。マーカコイル４９２及び可撓性コイル４９５は、好ましくは、戻り電極コイル４８６と同じ直径を有している。

プッシャ部材１８（５）は、更に、戻り電極コイル４８６と導電性シース４９８との間に適当な手段を介して連結された電気導体４９４を有し、かかる適当な手段は、例えば、はんだ付け、溶接、又は、銀入りエポキシ等の導電性接着剤用いた結合である。電気導体４９２は、銅又は銀ワイヤであるのがよい。図示の実施形態では、電気導体４９４は、電気絶縁シース４９７の外面上に配置され、それにより、補剛部材４８０からの電気導体４９２の電気的絶縁を確保し、かくして、戻り電極コイル４８６と切離し可能なジョイント２０との間の電気的絶縁を確保する。電気導体４９２は、適当な寸法を有し、例えば、０．００１５インチ（０．０３８１ｍｍ）のワイヤ直径及び０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の全直径（絶縁体を含む）を有している。

プッシャ部材１８（５）は、更に、戻り電極コイル４８６、マーカコイル４９２及び可撓性コイル４９５を含む組立体の上に配置された電気絶縁シース４９６を有している。電気絶縁シース４９６は、適当なポリマー材料、例えば、ＰＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の肉厚及び０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）の内径）を有している。図示の実施形態では、電気絶縁シース４９６を組立体上に熱収縮させている。

近位補剛部材要素４８５のコアワイヤの一部分、図示の実施形態では、近位補剛部材要素４８５の近位先端部は、正端子２８（図１参照）を形成するために露出されたままであり、正端子２８は、補剛部材４８０及び導電性シース４９３を含む順方向電気経路を介して切離し可能なジョイント２０と電気的に連通している。有利には、補剛部材４８０は、インプラント組立体１４（５）に必要な押込み性能を与え、高導電性シース４９３は、順方向電気経路のうちの近位補剛部材要素４８５の小径部分４８３と一致した部分に沿った電気コンダクタンスを著しく減少させ、そうでなければ、上記部分の電気コンダクタンスが近位補剛部材要素４８５の大径部分４８１に対して減少する。

プッシャ部材１８（５）は、更に、導電性端子リボン４９９を有し、導電性端子リボン４９９は、近位補剛部材要素４８５の近位端部の箇所で導電性シース４９８の周りに取付けられた負端子３０（図１参照）として機能する。導電性端子リボン４９９は、銀又は銅等の材料で構成されるのがよく、戻り電極コイル４８６に電気的に結合されている。かくして、導電性端子リボン４９９は、導電性シース４９８及び電気導体４９４を含む戻り電気経路を介して、戻り電極コイル４８６と電気的に連通している。有利には、高導電性シース４９８は、戻り電気経路に沿う電気コンダクタンスを、電気導体４９４が戻り電極コイル４８６と端子リボン４９９の間の全長にわたって延びる場合よりも著しく減少させる。

次に図１１を参照して、双極インプラント組立体の更に別の実施形態１４（６）を説明する。双極インプラント組立体１４（６）が上述した双極インプラント組立体１４（５）と異なっている点は、双極インプラント組立体１４（６）が、戻り電極と負端子３０（図１参照）との間の戻り電気経路において、導電性シースを１つしか利用していないことである。双極インプラント組立体１４（５）は、上述した血管閉塞インプラント２２と、プッシャ部材１８（６）とを有している。

プッシャ部材１８（６）は、補剛部材５８０の全長が実質的に絶縁されていることを除き、上述した補剛部材４８０と同様な細長い補剛部材５８０を有している。かくして、補剛部材５８０は、テーパ付き近位補剛部材要素５８５と、遠位補剛部材要素５８７とを有し、近位補剛部材要素５８５は、大径部分５８１と小径部分５８３とを有している。近位補剛部材要素５８５の遠位端部は、フォーク形部材５８９を有し、遠位コアワイヤ要素５８７の近位端部は、固着コイル５９１によってフォーク形部材５８９に取付けられている。近位補剛部材要素５８５、遠位補剛部材要素５８７及び固着コイル５９１の構成及び寸法は、補剛部材要素５８５，５８７の両方が電気絶縁材料で被覆されたコアワイヤを有していることを除き、上述した近位補剛部材要素４８５、遠位補剛部材要素４８７及び固着コイル４９１と同じであるのがよい。

上述した補剛部材８０と同様、近位補剛部材要素５８５の大径部分５８１は、横方向剛性及び引張強さをプッシャ部材１８（６）に与え、近位補剛部材要素５８５の小径部分５８３及びそれよりも小径の遠位補剛部材要素５８７は、血管閉塞インプラント２２に隣接したところにおいて望ましい横方向可撓性をプッシャ部材１８（６）に与え、それにより、血管閉塞インプラント２２の分離中におけるキックバックを最小にする。双極インプラント組立体１４（６）のアノードとして機能する電解式に切離し可能なジョイント２０は、それがプッシャ部材１８（１）の補剛部材８０に形成される仕方と同じ仕方で、遠位補剛部材要素５８７に形成される。

プッシャ部材１８（６）は、エポキシ等の適当な手段を用いて近位補剛部材要素５８５の周りに適当に結合された導電性シース５９８を有している。導電性シース５９８は、例えば、メッシュ、編組体又はコイルの形態をしているのがよい。図示の実施形態では、導電性シース５９８は、コイルである。導電性シース５９８は、補剛部材５８０を構成する材料の導電性よりも大きい導電性の材料、例えば銀又は銅で構成されている。

プッシャ部材１８（６）は、更に、戻り電極（即ち、双極インプラント組立体１４（６）のカソード）として機能する導電性コイル５８６と、放射線不透過性マーカ、特に白金マーカコイル５９２と、補剛部材５９０の周りを周方向に延びる可撓性コイル５９５とを、上述した戻り電極コイル４８６、マーカコイル４９２及び可撓性コイル４９５と同じ仕方で有している。すなわち、戻り電極コイル５８６の近位端部は、固着コイル５９１の周りに結合され、マーカコイル５９２及び可撓性コイル５９５は、近位補剛部材要素５８５の小径部分５８３に沿って導電性シース５９８の周りに結合されている。戻り電極コイル５８６は、切離し可能なジョイント２０の近位側の箇所において適当な接着剤を用いて遠位補剛部材要素５８７に取付けられたスペーサ要素５９０を介して、切離し可能なジョイント２０から空間的に隔離されている。

戻り電極コイル５８６、マーカコイル５９２、可撓性コイル５９５及びスペーサ要素５９０はそれぞれ、上述した戻り電極コイル４８６、マーカコイル４９２、可撓性コイル４９５及びスペーサ要素４９０と同じ形態を有し且つ同じ材料で構成されるのがよい。戻り電極コイル５８６は、上述した戻り電極コイル８６と同様、圧縮要素として機能し、気泡の発生を一段と防止し又は減少させるために、塩化銀の層で被覆されるのがよい。

プッシャ部材１８（６）は、更に、戻り電極コイル５８６、マーカコイル５９２及び可撓性コイル５９５を含む組立体の上に配置された電気絶縁シース５９６を有している。電気絶縁シース５９６は、上述した電気絶縁シース４９６と同じ材料で構成され且つ同じ寸法であるのがよい。重要なことは、電気絶縁シース５９６が切離し可能なジョイント２０と戻り電極コイル５８６の両方を周方向に包囲していることである。かくして、電気絶縁シース５９６は、双極プッシャ部材１８（１）の上述した電気絶縁シース９６と同様、プッシャ部材１８（６）の圧縮強さを増大させると共に、インプラント組立体１４（６）が体液に晒されたときに理想的な電解質環境が分離領域から離れていくかかる理想的な電解質環境の拡散及び対流を減少させる。上述したように、理想的な電解質環境は、理想的な電解質を分離領域に導入するか、予め塩でコーティングされた分離領域に水を導入するかによって作られるのがよい。分離領域への生理的食塩水又は水のしみ込み（wicking）を容易にするために、親水性コーティングを、切離し可能なジョイント２０及び戻り電極コイル５８６の一方又は両方に上述した仕方と同様の仕方で付与するのがよい。

近位補剛部材要素５８５のコアワイヤの一部分、図示の実施形態では、コアワイヤの近位先端部は、正端子２８（図１参照）を形成するために露出されたままであり、正端子２８は、補剛部材５８０だけによって形成された順方向電気経路を介して、切離し可能なジョイント２０と電気的に連通している。導電性シース５９８のどの部分も、負端子３０（図１参照）として機能するのがよい。かくして、導電性シース５９８全体は、戻り電極コイル５８６までの順方向電気経路を形成する。有利には、高導電性シース５９８は、戻り電極コイル５８６までの電気経路に沿う電気コンダクタンスを、戻り電極コイル５８６と負端子３０との間に延びる標準型ワイヤよりも著しく減少させる。

次に図１２を参照して、双極インプラント組立体の更に別の実施形態１４（７）を説明する。双極インプラント組立体１４（７）が、上述した双極インプラント組立体１４（５）と異なっている点は、双極インプラント組立体１４（７）が導電性シースとして、メッシュの代わりにコイルを利用していることである。この目的のために、双極インプラント組立体１４（７）は、上述した血管閉塞インプラント２２と、プッシャ部材１８（７）とを有している。

プッシャ部材１８（７）は、上述した補剛部材４８０と同様である細長い補剛部材６８０を有している。特に、補剛部材６８０は、テーパ付き近位補剛部材要素６８５と、遠位補剛部材要素６８７とを有し、テーパ付き近位補剛部材要素６８５は、大径部分６８１と小径部分６８３とを有している。近位補剛部材要素６８５の遠位端部は、フォーク形部材６８９を有し、遠位コアワイヤ要素６８７の近位端部は、固着コイル６９１によってフォーク形部材６８９内に取付けられている。近位補剛部材要素６８５、遠位補剛部材要素６８７及び固着コイル６９１の構成及び寸法は、上述した近位補剛部材要素４８５、遠位補剛部材要素４８７及び固着コイル４９１と同じであるのがよい。

上述した補剛部材８０と同様、近位補剛部材要素６８５の大径部分６８１は、横方向剛性及び引張強さをプッシャ部材１８（７）に与え、近位補剛部材要素６８５の小径部分６８３及びそれよりも小径の遠位補剛部材要素６８７は、血管閉塞インプラント２２に隣接したところにおいて望ましい横方向可撓性をプッシャ部材１８（７）に与え、それにより、血管閉塞インプラント２２の分離中におけるキックバックを最小にする。双極インプラント組立体１４（７）のアノードとして機能する電解式に切離し可能なジョイント２０は、切離し可能なジョイント２０がプッシャ部材１８（１）の補剛部材８０に形成される仕方と同じ仕方で、遠位補剛部材要素６８７に形成される。

プッシャ部材１８（７）は、銀入りエポキシ又は収縮チューブ材等の適当な手段を用いて、近位補剛部材要素６８５の小径部分６８３の周りに結合された導電性シース６９３を有している。図示の実施形態では、導電性シース６９３は、近位補剛部材要素６８５の小径部分６８３の近位端部から、固着コイル６９１のすぐ近位側の近位補剛部材要素６８５の小径部分６８３の遠位端部まで延びている。プッシャ部材１８（７）は、更に、近位補剛部材要素６８５、導電性シース６９３及び固着コイル６９１の上に配置された電気絶縁シース６９７を有している。プッシャ部材１８（７）は、更に、エポキシ等の適当な手段を用いて、近位補剛部材要素６８５の大径部分６８１及び近位補剛部材要素６８５の小径部分６８３と一致するように電気絶縁シース６９７の周りに適当に結合された別の導電性シース６９８を有している。プッシャ部材１８（７）は、戻り電極コイル６８６、マーカコイル６９２及び導電性シース６９８の一部を含む組立体の上に配置された電気絶縁シース６９６を有している。

導電性シース６９３，６９８は、例えば、メッシュ、編組体又はコイルの形態をしているのがよい。図１２に示す実施形態では、導電性シース６９３，６９８は、コイルの形態をしている。導電性シース６９３，６９８は、好ましくは、補剛部材６８０のコアワイヤの構成材料の導電性よりも高い導電性を有する材料、例えば、銀又は銅で構成される。電気絶縁シース６９６，６９７は、適当なポリマー材料、例えば、ＰＴＦＥ又はＴＦＥで構成されるのがよく、適当な寸法（例えば、０．００２インチ（０．０５０８ｍｍ）の肉厚及び０．００６インチ（０．１５２４ｍｍ）を有している。

プッシャ部材１８（６）は、更に、上述した戻り電極コイル４８６及びマーカコイル４９２と同じ仕方で、戻り電極（即ち、双極インプラント組立体１４（６）のカソード）として機能する導電性コイル６８６と、補剛部材６８０の周りを周方向に延びる放射線不透過性マーカ、特に白金マーカコイル６９２を有している。即ち、戻り電極コイル６８６の近位端部は、固着コイル６９１の周りに結合され、マーカコイル６９２は、近位補剛部材要素６８５の小径部分６８３に沿って導電性シース６９８の周りに結合されている。特に、導電性シース６９８は、可撓性コイルとして機能し、かくしてこの実施形態では、別の可撓性コイルは不要である。

戻り電極コイル６８６は、切離し可能なジョイント２０の近位側の箇所において適当な接着剤を用いて遠位補剛部材要素５８７に取付けられたスペーサ要素６９０を介して、切離し可能なジョイント２０から空間的に隔離されている。戻り電極コイル６８６、マーカコイル６９２及びスペーサ要素６９０はそれぞれ、上述した戻り電極コイル４８６、マーカコイル４９２及びスペーサ要素４９０と同じ形態を有し且つ同じ材料で構成されるのがよい。戻り電極コイル６８６は、上述した戻り電極コイル８６と同様、圧縮要素として機能すると共に、気泡の発生を一段と防止し又は減少させるために、塩化銀の層で被覆されるのがよい。

重要なことは、電気絶縁シース６９６が、切離し可能なジョイント２０と戻り電極コイル６８６の両方を周方向に包囲していることである。かくして、電気絶縁シース６９６は、上述した双極プッシャ部材１８（１）の電気絶縁シース９６と同様、プッシャ部材１８（７）の圧縮強さを増大させると共に、インプラント組立体１４（７）が体液に晒されたときに理想的な電解質環境が分離領域から離れていくかかる理想的な電解質環境の拡散及び対流を減少させる。上述したように、理想的な電解質環境は、理想的な電解質を分離領域に導入するか、予め塩でコーティングされた分離領域に水を導入するかによって作られるのがよい。分離領域への生理的食塩水又は水のしみ込み（wicking）を容易にするために、親水性コーティングを、切離し可能なジョイント２０及び戻り電極コイル６８６の一方又は両方に上述した仕方と同様な仕方で付与するのがよい。

近位補剛部材要素６８５のコアワイヤの一部分、図示の実施形態では、コアワイヤの近位先端部は、正端子２８（図１参照）を形成するために露出されたままであり、正端子２８は、補剛部材５８０だけによって形成された順方向電気経路を介して、切離し可能なジョイント２０と電気的に連通している。導電性シース６９８のどの部分も、負端子３０（図１参照）として機能するのがよい。かくして、導電性シース６９３，６９８は、上述した導電性シース５９３，５９８と同様、切離し可能なジョイント２０までの順方向電気経路及び戻り電極コイル６８６からの戻り電極経路の電気コンダクタンスを増大させる。

医療システム１０の構成及び機能を説明したので、次に、図１３Ａ〜図１３Ｃを参照して、血管７００内の動脈瘤７０２を閉塞する際の医療システム１０の使用方法を説明する。血管閉塞器具２３（図８参照）を以下のようにして動脈瘤７０２まで同様に配送することができるが、簡略のために、血管閉塞器具２３の配送だけを詳細に説明する。

特に図１３Ａを参照すると、配送カテーテル１２を動脈瘤７０２の首部７０４内ちょうどに操縦する。この時点において、血管閉塞器具２２は、その非展開形状にあり、電解式に切離し可能なジョイント２０を介してプッシャ部材１８に結合されている。インプラント組立体１４を、血管閉塞器具２２が配送カテーテル１２の遠位端部５４内に位置するように配送カテーテル１２の管腔内に配置する。

図１３Ｂを参照すると、次に、プッシャ部材１８を配送カテーテル１２に対して遠位方向に押し、それにより、血管閉塞器具２２を配送カテーテル１２の遠位端部５４の外に延ばし、首部７０４の中を通し、動脈瘤７０２内に入れる。血管閉塞器具２２を配送カテーテル１２の外に押出すとき、配送カテーテル１２の拘束から自由になった血管閉塞器具２２の部分は、その展開形状をとることができる。

図１３Ｃを参照すると、プッシャ部材１８を、血管閉塞器具２２全体が動脈瘤７０２内に展開されるまで、配送カテーテル１２に対して遠位方向に押し続ける。次いで、電流をプッシャ部材１８の中に流して、切離し可能なジョイント２０を電解式に溶解させることによって、血管閉塞器具２２をプッシャ部材１８から分離させる。

双極構成（図１参照）では、電流を電源１６の正端子３４からプッシャ部材１８の正端子２８に、そしてプッシャ部材１８内の順方向電気経路に沿って切離し可能なジョイント２０に流し、電流をプッシャ部材１８の戻り電極からプッシャ部材１８内の戻り電気経路に沿って、そして、プッシャ部材１８の負端子３０から電源１６の負端子３６に戻すことによって、血管閉塞器具２２の分離を達成できる。必要に応じて、プッシャ部材１８を配送カテーテル１２から取出し、別のインプラント組立体１４を配送カテーテル１２の管腔内に挿入し、図１３Ｂ及び図１３Ｃに示すステップを繰返すことによって、追加の血管閉塞器具２２を動脈瘤７０２内に展開してもよい。

単極構成（図２参照）では、電流を電源１６の正端子３４からプッシャ部材１８の正端子２８に、そしてプッシャ部材１８内の順方向電気経路に沿って切離し可能なジョイント２０に流し、電流をプッシャ部材１８上の戻り電極（利用可能な場合）から患者の体内の戻り電気経路に沿って、そして接地電極３２（図２参照）から電源１６の負端子３６に戻すことによって、血管閉塞器具２２の分離を達成できる。

Claims (16)

1. インプラント組立体において、
   細長いプッシャ部材と、
   前記プッシャ部材の遠位端部に結合されたインプラント可能な器具と、
   前記インプラント可能な器具の近位で前記プッシャ部材に設けられた電解式に切離し可能なジョイントと、
   前記プッシャ部材の遠位端部に固定的に結合された末端の戻り電極であって、前記切離し可能なジョイントから電気的に絶縁された末端の戻り電極と、
   前記プッシャ部材に固定的に結合されると共に前記切離し可能なジョイント及び前記末端の戻り電極を完全に且つ周方向に包囲する電気絶縁シースとを具えることを特徴とするインプラント組立体。
2. 請求項１に記載のインプラント組立体において、前記インプラント可能な器具が血管閉塞器具を含むことを特徴とするインプラント組立体。
3. 請求項１に記載のインプラント組立体において、前記切離し可能なジョイント及び前記末端の戻り電極の少なくとも一方が親水性コーティングを有することを特徴とするインプラント組立体。
4. 請求項１に記載のインプラント組立体において、前記末端の戻り電極が前記切離し可能なジョイントの周りを周方向に延び、前記電気絶縁シースが前記末端の戻り電極の周りに設けられることを特徴とするインプラント組立体。
5. 請求項４に記載のインプラント組立体において、前記末端の戻り電極がコイルであることを特徴とするインプラント組立体。
6. 請求項４に記載のインプラント組立体がさらに、前記プッシャ部材の遠位端部に結合された電気絶縁スペーサを具え、当該電気絶縁スペーサが前記切離し可能なジョイントと前記末端の戻り電極との間の接触を防止することを特徴とするインプラント組立体。
7. 請求項１に記載のインプラント組立体において、前記電気絶縁シースがポリマー材料で構成されることを特徴とするインプラント組立体。
8. 医療システムにおいて、
   請求項１に記載のインプラント組立体と、
   前記プッシャ部材の近位端部に電気的に結合された端子を有する電源とを具えることを特徴とする医療システム。
9. 請求項８に記載の医療システムにおいて、前記インプラント可能な器具が血管閉塞器具を含むことを特徴とする医療システム。
10. 請求項８に記載の医療システムにおいて、前記切離し可能なジョイント及び前記末端の戻り電極の少なくとも一方が親水性コーティングを有することを特徴とする医療システム。
11. 請求項８に記載の医療システムにおいて、前記末端の戻り電極が前記切離し可能なジョイントの周りを周方向に延び、前記電気絶縁シースが前記末端の戻り電極の周りに設けられることを特徴とする医療システム。
12. 請求項１１に記載の医療システムにおいて、前記末端の戻り電極がコイルであることを特徴とする医療システム。
13. 請求項１１に記載の医療システムにおいて、前記インプラント組立体が前記プッシャ部材の遠位端部に結合された電気絶縁スペーサを具え、当該電気絶縁スペーサが前記切離し可能なジョイントと前記末端の戻り電極との間の接触を防止することを特徴とする医療システム。
14. 請求項８に記載の医療システムにおいて、前記電気絶縁シースがポリマー材料で構成されることを特徴とする医療システム。
15. 請求項８に記載の医療システムにおいて、前記電源が前記インプラント組立体に直流電流を送るよう構成されることを特徴とする医療システム。
16. 請求項８に記載の医療システムがさらに、前記インプラント組立体を摺動可能に受け入れるよう構成された配送カテーテルを具えることを特徴とする医療システム。

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