052] 当对由核心轴218、正极电线208和负极电线210形成的加热器206施加电流时， 加热器206升高温度。结果，抗拉伸系链104邻近加热器206的部分断裂，并且与连接于系 链104的植入物装置112 -起从脱离系统200脱离。
[0053] 在脱离系统200的一个实施方式中，抗拉伸系链104的近端（或连接于抗拉伸系 统104近端的较大管（未示出）的远端）可扩张，以适应尺寸限制和便于脱离系统200的 组装。
[0054] 以与脱离系统100类似的方式，如上所述例如用任选的压缩弹簧116或通过在组 装期间预先绷紧系链104,将能量储存在系统内。如果存在，储存在系统中的潜在能量的释 放可运行以施加额外的压力，从而分离植入物装置112,并且在植入物装置112展开时抗拉 伸系链104连接植入物装置112的部分离开加热器206。这有利地减少了导致系链104断 裂和切断所需的脱离时间和温度。
[0055] 像脱离系统100那样，脱离系统200的抗拉伸系链104的远端可系于或连接于植 入物装置112的远端，或者可熔化或形成无损伤的远端114。
[0056] 图4显示了脱离系统300的另一个优选的实施方式。在许多方面，脱离系统300 类似于图2所示的脱离系统200和图1所示的脱离系统100。例如，脱离系统300包括递送 推送器301，它包括脱离植入物装置302的加热器306。脱离系统300也利用系链310将植 入物装置302连接于递送推送器301。
[0057] 在图4的横截面视图中，可见递送推送器301的远端具有电耦合于电线308和309 的线圈形加热器306。电线308, 309位于递送推送器301内，从递送推送器301的近端伸出 并耦合于电源（未示出）。系链310位于加热器306附近，具有固定在递送推送器301内的 近端和连接于植入物装置302的远端。当通过电线308和309施加电流时，加热器306升 高温度直到系链310断裂，释放植入物装置302。
[0058] 为减少从加热器306转移至患者周围组织的热量和提供电绝缘，至少在递送推送 器301外表面的远端周围施加绝缘覆盖层304。随着覆盖层304厚度的增加，其热绝缘性质 也增加。但是，厚度增加也导致进行递送操作的难度增加。因此，覆盖层304被设计成其厚 度能够提供足够的热绝缘性质而不过度增加其刚性的厚度。
[0059] 为促进系链310附连于植入物装置302,植入物装置302可包括在焊接点焊接于 植入物装置302的套环元件322,其储存可匹配在递送推送器301的外部加强圆周312内。 系链310系于植入物装置302的近端周围，形成结316。设置在结316周围的粘合剂314可 提供进一步加强，以防止松开或不希望的解耦。
[0060] 以与脱离系统100和200类似的方式，例如用任选的压缩弹簧（类似于图1的压 缩套环116,但在图4中未示出）或通过在组装期间轴向预先绷紧系链104,将能量储存在 系统内。在本实施方式中，系链310的一端附连在植入物装置302的近端附近，如上所述。 系链310的自由端穿过递送推送器301的远端部分直到其到达递送推送器301的出口位置 (未示出）。对系链310施加张力，例如通过对系链310的自由端施加预定的力或使拉紧的 系链310移动预定的位置，以将能量以弹性形变的形式储存在系链材料内。然后，系链310 的自由端例如通过打结、施加粘合剂、或本领域已知的类似方式连接于递送推送器301。
[0061] 如果存在，储存在系统中的潜在能量的释放可运行以施加额外的压力，从而分离 植入物装置302,并且在植入物装置302展开时抗拉伸系链310连接植入物装置302的部分 离开加热器306。这有利地减少了导致系链310断裂和切断所需的脱离时间和温度。
[0062] 本发明还提供了使用脱离系统如脱离系统100、200或300的方法。下面的实施例 涉及使用脱离系统100、200或300来阻塞性脑动脉瘤。但是，应理解，改进脱离系统100、 200或300及其部件的尺寸和/或改进植入物装置112、302的构型使得脱离系统100、200 或300可用于治疗许多其它体内畸形。
[0063] 在此具体的实施例中，脱离系统100、200或300的递送推送器102、202或301的 直径约为0. 010-0. 030英寸。连接于递送推送器102、202或301远端附近且连接于植入物 装置112、302的系链104, 310的直径为0. 0002-0. 020英寸。植入物装置112, 302(可以是 螺圈）的直径约为0. 005-0. 020英寸，缠绕0. 0005-0. 005英寸的导线。
[0064] 如果潜在能量储存在脱离系统100、200或300内，用于分离植入物装置112,302 的力典型地最高达250克。
[0065] 递送推送器102、202或301可包括核心轴218和至少一根电导线108、110、208、 210、308或309。核心轴218可用作电导体，或可使用一对导线、或可使用双电极导线，如上 所述。
[0066] 虽然所示脱离系统100、200和300用于递送螺圈，本发明也考虑了其它植入物装 置。例如，图8显示了具有植入物支撑架390的上文图4中所述的脱离系统300。支撑架 390可通过上文脱离系统100、200和300中所述类似的方法类似地脱离。在其它实施例中， 脱离系统100、200或300可用于递送滤器、筛网、支架或适合递送至患者体内的其它医用植 入物。
[0067] 图7显示了一个实施方式的递送推送器350,可用于递送推送器102、202或301的 任意实施方式中，它包括不透辐射的材料，以使递送推送器350与使用者连通。具体地说， 不透辐射的标记材料在所需位置整合入递送推送器350且厚度变化，以便更容易和更精确 地制造最终的递送推送器350。
[0068] 现有的递送推送器设计，例如Guglielmi的美国专利5, 895, 385中所述，依赖于环 带或线圈形式的高密度材料如金、钽、钨或铂。然后，不透辐射的标记物粘结于其它较低密 度的材料如不锈钢，以区分不透辐射的区段。由于不透辐射的标记物是离开递送推送器头 部特定距离（常常约3厘米）处的独立元件，其位置必须准确，否则递送推送器350的远端 头部可导致动脉瘤损伤或其它并发症。例如，递送推送器350可从微导管过度延伸而刺穿 动脉瘤。此外，制备现有递送推送器的制造过程困难且昂贵，尤其是粘结异质材料时。
[0069] 本发明不透辐射的系统通过将第一不透辐射的材料整合入大部分递送推送器350 中同时改变第二不透辐射的材料的厚度克服了上述缺点，因而消除了将多个区段粘结在一 起的需要。如图7所示，递送推送器350包括核心轴354(即第一不透辐射的材料），优选由 不透辐射的材料如钨、钽、铂或金构成（与大多数现有技术射线可透的材料设计如不锈钢、 Nitinol 和 Elgiloy 不同）。
[0070] 递送推送器350还包括第二外层352,它具有不同的不透辐射的水平。优选地，夕卜 层352由不透辐射的值比核心轴354低的材料组成，例如Elgiloy、Nitinol或不锈钢（以 商品名DFT购自Fort Wayne Metals)。这样，在荧光镜下核心轴354和外层352都可见且 相互区别。外层352沿递送推送器350的长度厚度改变，以提供增加的柔性和辐射密度差 异。因此，在荧光镜下外层352较厚的区域比较薄区域对使用者来说更加明显。
[0071] 可通过自动化过程如研磨、牵拉或锻造，在所需位置精确形成外层352厚度的转 变。这种自动化过程消除了手动测量和设置标记物的需要，并进一步消除了将独立的标记 元件粘结于其它透射区段的需要，从而降低了制造成本和系统复杂性。
[0072] 在本实施方式中，递送推送器350包括三个主要的外层352指示区域。近端区域 356在三者中最长，为137厘米，中间区域358为10厘米，远端区域360为3厘米。可根据 递送推送器350的使用确定各区域的长度。例如，在螺圈植入过程中可利用3厘米的远端区 域360,如本领域所知，让使用者将远端部分360的近端边缘与其中设置递送推送器350的 微导管上的不透辐射的标记物对齐。各区域的直径取决于植入物的应用和尺寸。例如，对 于典型的大脑动脉瘤应用而言，近端区域356可典型地为0. 005-0. 015英寸，中间区域358 可典型地为0. 001-0. 008英寸，而远端区域360可典型地为0. 0005-. 010英寸。核心轴354 典型地是在任何点约为递送推送器350总直径的10-80%。
[0073] 或者，递送推送器350可包括任何数量大于或小于图7所示三个区域的不同区域。 此外，核心轴354的不透辐射的材料仅部分延伸通过递送推送器350。例如，不透辐射的材 料可从核心轴354的近端延伸至离开递送推送器350远端3厘米处，