DE3914662C2 - - Google Patents
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Description
Die Erfindung bezieht sich auf eine Elektrode zur Defibrilla
tion des Herzens gemäß dem Oberbegriff des Patentan
spruches 1.
Die moderne Mikroelektronik hat in den letzten 30 Jahren
einen beträchtlichen Fortschritt in der Medizintechnik
möglich gemacht. Aufgrund der zunehmenden Miniaturisierung
elektronischer Bauteile sind in den letzten Jahren eine
Vielzahl von implantierbaren medizinischen Geräten ermöglicht
worden, mit denen elektrische Signale des menschlichen
Körpers wahrgenommen und elektrische Signale, z. B. in Form
von Energieimpulsen abgegeben werden können und die somit
Einfluß auf das biologische Geschehen des menschlichen
Körpers ausüben. Hierzu zählen z. B. implantierbare Herz
schrittmacher oder implantierbare Geräte zur Nervenstimula
tion, sogenannte Neurostimulatoren, die den Zweck haben,
chronische Schmerzen durch Überstimulation eines bestimmten
Nervensegmentes zu lindern. Man zählt dazu auch Stimulations
geräte zur Wiederherstellung eines Muskeltonus bei Versagen
der körpereigenen Nervenleitungsbahnen, z. B. bei Quer
schnittslähmungen. Nicht zuletzt gehören zu diesen implantier
baren Geräten sogenannte Defibrillatoren, die bei Herzkammer
flimmern durch Abgabe eines elektrischen Schocks an das
Herzgewebe wieder einen normalen Herzrhythmus herstellen
können. Diese implantierbaren Defibrillatoren sind bei
bestimmten Rhythmusstörungen lebensrettend.
Die Defibrillation ist schon seit mehr als 30 Jahren bekannt.
In den ersten Jahren diente sie insbesondere dazu, während
herzchirurgischer Eingriffe am offenen Herzen einem flimmern
den Herzen wieder zu seinem normalen Schlagrhythmus zu
verhelfen; vgl. J.B. Rosenbaum in Surgery, Mai 1955, Seiten
712 und 713.
Anfang der 80er Jahre wurde erstmals ein Defibrillator im
plantiert. Erfahrungen mit diesem implantierten Gerät kön
nen dem Übersichtsartikel von L. Watkins et al.: Automatic
Defibrillation in Man, in J. Thorac, Cardiovasc.Surg. 82,
1981, Seiten 492 bis 500 entnommen werden. Die Implanta
tionsmethode, die sich im wesentlichen bis heute nicht ge
ändert hat, bestand darin, nach Eröffnen des Brustraumes
zwei Elektroden auf dem Herzmuskel zu applizieren. Neben
diesem Verfahren wurde schon in frühen Jahren die Methode
eingeführt, eine meistens großflächige Elektrode, ein soge
nanntes Patch, auf dem Herzen zu applizieren und eine Gegen
elektrode transvenös in der Hohlvene bzw. im Vorhof oder im
rechten Ventrikel zu plazieren. Das hierzu weltweit an
gewandte chirurgische Verfahren ist ebenfalls in dem Arti
kel von L. Watkins et al. beschrieben. Nach einer Eröff
nung des Brustkorbes wird der Herzbeutel und das Herz frei
gelegt, so daß unter Sicht die zur Defibrillation notwendi
ge Patch-Elektrode aufgenäht werden kann. Da es sich bei
Patienten, die einen implantierbaren Defibrillator benöti
gen, in der Regel um Patienten mit durchweg schlechter
Pumpfunktion des Herzens handelt, sind die Komplikationen
eines solch großen chirurgischen Eingriffs nicht zu unter
schätzen. Neben den generellen Risiken einer Narkose zeig
ten sich in den vergangenen Jahren insbesondere Probleme
mit der Plazierung der Elektroden sowie hinsichtlich in
adäquater Energieabgabe bzw. Reizschwellenverhältnissen,
die sogar eine Explantation des gesamten Defibrillators
notwendig machten. Ebenfalls traten Wundheilungsstörungen,
Tascheninfektionen sowie große Blutergüsse im Herzbeutel
infolge der Operation auf. Neben post- und perioperativen
Todesfällen wurde insbesondere immer wieder eine zusätzli
che weitere Verschlechterung der Herzpumpfunktion durch
die aufgenähte Patch-Elektrode beschrieben. Eine Übersicht
über solche Probleme findet sich in dem Artikel von D.
Echt et al., Clinical Experience, Complications and Survi
val in 70 Patients with the Automatic Implantable Cardio
verter/Defibrillator in Circulation, Vol. 71, Nr. 2, 1985,
Seiten 289 bis 296.
In der Patentliteratur sind neben den genannten Patch-
oder Kissenelektroden eine Vielzahl von anderen Elektroden
konstruktionen und Anordnungen sowie Verfahren zur Defibrilla
tion beschrieben.
Aus der GB 21 57 178 A ist eine Elektrodenanordnung zur
Defibrillation des Herzens bekannt, wobei diese Elektroden
anordnung aus einer intracardialen Katheterelektrode und
einer blattförmigen "Patch-Elektrode" aus Kohlefasern besteht,
die in der Nähe des Herzens subkutan implantiert ist. Bei
dieser Elektrodenanordnung ist zur Applizierung zwar eine
Operation am offenen Herzen nicht notwendig, jedoch müssen
für die zur Defibrillation notwendigen Energieimpulse auf
grund des großen Abstandes zwischen den Elektroden und
dem dazwischen liegenden Gewebe hoher Impedanz sehr hohe
Spannungen verwendet werden, die wieder nur mit relativ
großen Defibrillatoren erzeugt werden können. Diese Elektro
denanordnung ist daher besser für die Kardioversion, d. h.
die Behandlung ventrikulärer Tachykardie geeignet, wo nur
wesentlich geringere Spannungen notwendig sind.
Aus der DD 263 239 A1 ist eine Stimulationselektrode bekannt,
die aus elektrisch leitfähigem, kohlenstoffhaltigen Material
gefertigt und z. B. als Stab-, Bündel-, Rohr-, Trapezelektro
de oder Elektrodenarray ausgebildet ist. Diese Elektrode
wird z. B. als im Herzen implantierte Elektrode eines Herz
schrittmachers eingesetzt, wobei über den z. B. aus einem
Kohlenstoffaserbündel bestehenden und im Herzgewebe ver
ankerten Elektrodenkopf die für die Stimulation des Herzens
notwendigen Spannungsimpulse übertragen werden. Die Energie
übertragung über Kohlenstoffasern hat den Vorteil, daß
dieses Material nur geringe Polarisationseigenschaften
hat, so daß eine effiziente Energieübertragung ermöglicht
wird. Allerdings liegen die zur Stimulation des Herzens
bei einem Herzschrittmacher zu übertragenden Spannungen
im Bereich zwischen nur 2,5 und 5 Volt.
Eine Stimulationselektrode für einen Herzschrittmacher
ist aus dem österreichischen Patent E 6594, das ist die
Übersetzung der europäischen Patentschrift 24 936, bekannt,
bei der der Elektrodenkopf aus einem kurzen Bündel von
Kohlenstoffasern besteht, die mit Hilfe eines Verankerungs
teils in der Herzmuskelwand verankert werden.
Kohlenstoff wird bevorzugt auch deswegen verwendet, da
es ein gegenüber dem menschlichen Gewebe inertes Material
ist, als Faser zudem sehr flexibel und damit in Verbindung
mit biegsamen Elektroden gut zu verwenden ist sowie nur
elektrisch gering polarisiert. Hiermit und durch die Tat
sache, daß die aufgefächerten Kohlefasern am Elektroden
kopf die elektrisch wirksame Elektrodenfläche vergrößern,
wird eine effiziente Energieübertragung von der Elektrode
auf das Gewebe erreicht. Bei den für die Herzstimulation
notwendigen kleinen Spannungswerten können hiermit gute
Ergebnisse erzielt werden; vgl. hierzu auch die Arbeit
von A. Ripart und J. Muciga: Electrode Heart Interface:
Definition of the Ideal Electrode, in PACE, Vol. 6, März
1983, Seiten 410 bis 421.
Aus der US-PS 46 41 656 ist eine Elektrodenanordnung zur
Defibrillation des Herzens bekannt, wobei die eine Elek
trode eine intravenös applizierte intracardiale Elektrode
und die andere eine an der Außenwand des Herzens gelegene
flächige Elektrode ist. Diese Elektrode besteht z. B. aus
mehreren Einzelelektroden, die auf einem oder mehreren,
flexiblen blattförmigen Trägern angeordnet sind. Die äußere
Elektrode muß in einer großen Operation mit den oben erwähnten
Komplikationen und Risiken unter Öffnen des Brustkorbes
appliziert werden.
In dieser Patentschift sind die Erfordernisse und Kriterien
für eine wirksame Defibrillation des Herzes ausführlich
beschrieben.
Bei der Defibrillation des Herzens werden Spannungswerte
zwischen 500 und 2000 Volt je nach Energieabgabe des implantierten
Defibrillators benötigt, um das Herz, das sich
in einem Zustand chaotischer Erregung befindet, wieder
gleichzurichten und durch Schockabgabe und Defibrillation
wieder zu einer normalen Schlagtätigkeit zu bringen. Um derartige
Energien in das Herz einzukoppeln, müssen die Defibrilla
tionselektroden eine Oberfläche zwischen 10 und 20 cm2
aufweisen, um lokale Verbrennungen zu vermeiden. Auch
transvenös applizierte Elektroden weisen eine Oberfläche
zwischen 4 und 10 cm2 auf, um einen gleichmäßigen
Energiefluß durch das Herz zu gewährleisten. Die große
Oberfläche für den Energieaustausch ist jedoch nur eine
von vielen Erfordernissen in bezug auf eine optimale
Energieübertragung zwischen einem implantierbaren Defi
brillator und dem Herzen. Eine weitere Forderung ist ein
geringer Energieverbrauch durch nicht polarisierende Mate
rialien sowie die Forderung einer noch größeren und
möglichst sich weit ausdehnenden und dadurch viele Struktu
ren des Herzens berührenden Oberfläche. Die dem Energieaus
tausch mit dem Herzen dienende Elektrode sollte darüberhin
aus sehr flexibel sein und auch bei der Bewegung des
Herzens Myokardkontakt ermöglichen. Eine solch hohe Flexi
bilität verhindert darüberhinaus eine weitere Einschränkung
der bei diesen Patienten meist ohnehin eingeschränkten
Herzmuskelfunktion, sei es in bezug auf die systolische
Pumpfunktion oder in bezug auf die diastolische Relaxation.
Eine hohe Flexibilität würde darüberhinaus eine mechanisch
induzierte Fremdkörperreaktion einschränken. Durch derarti
ge Verbesserungen im Hinblick auf die Energieübertragung
wäre die zur Verfügung gestellte Energie auch ökonomischer
ausnützbar, wodurch kleinere implantierbare Geräte mit
längerer Lebensdauer bei gleicher Batteriekapazität
ermöglicht würden. Ebenso wäre als Forderung zu nennen, das
intrakardiale Signal direkt über die Elektrode wahrzuneh
men.
Die Elektrode sollte darüberhinaus leicht zu applizieren
sein, um das Risiko des Eingriffes möglichst gering zu hal
ten. Wenn möglich sollten die Risiken einer Brustraumöff
nung vermieden werden, so daß die in der Vergangenheit auf
getretenen Wundheilungsstörungen, Blutungen im Herzbeutel
und andere Infektionen nicht auftreten. Wünschenswert
wäre, eine Elektrode auch bei bereits mehrfach voroperier
ten Patienten applizieren zu können, auch wenn es bei den
Patienten im Wege einer vorhergehenden Brustraumeröffnung
zu entsprechenden Verwachsungen gekommen ist. Eine leichte
re Applikation hätte auch niedrigere Krankenhauskosten zur
Folge und könnte auch an solchen Kliniken durchführbar
sein, die über keine eigene herzchirurgische Abteilung ver
fügen. Ebenso wäre es wünschenswert, die Applikation
leicht wiederholbar zu gestalten, wenn z. B. bei einer Ände
rung des Krankheitsverlaufes durch neu aufgetretene
Infarkte andere Bedingungen an die Elektrodenanordnung ge
stellt werden müssen, so daß z. B. ein höherer Energieaus
tausch nötig ist.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine Elektrode
zur Defibrillation des Herzens anzugeben, die eine große
elektrisch wirksame Elektrodenfläche bei gleichzeitig geringen
geometrischen Dimensionen aufweist, wobei die Elektrode
möglichst flexibel sein soll, um den Eigenbewegungen des
Herzens folgen zu können. Die kleinen geometrischen Dimen
sionen sollen darüber hinaus eine einfachere Operationsmethode
möglich machen, so daß das Risiko bei der Applikation ver
ringert wird.
Diese Aufgabe ist gemäß der Erfindung durch die im kenn
zeichnenden Teil des Patentanspruches 1 angegebenen Merkmale
gelöst.
Demgemäß ist die am Herzen anliegende bzw. im Blutstrom
gelegene Elektrode aus einem Geflecht von Fasersträngen
aufgebaut, die ihrerseits aus einer Vielzahl von vereinzelten
Fasern bestehen. Diese sind aus einem nichtmetallischen
elektrisch leitenden Material, z. B. Polymeren oder Kunst
stoffderivaten, die aufgrund ihres sehr geringen Durchmessers
in der Summe eine sehr große Oberfläche bilden. Die hohe
Flexibilität der Fasern gewährleistet einen direkten Kontakt
mit dem Herzen, auch wenn dieses während der Atmung seine
Gestalt oder Oberfläche ändert. Die Fasern erlauben durch
fehlende oder nur minimal vorhandene Polarisationsphänomene
eine ökonomische Ausnutzung der vorhandenen Energie. Daher
können auch die Defibrillationsgeräte kleinbauend gestaltet
und leichter implantiert werden. Diese Geräte weisen dann
trotz kleinerer Batterien als bisher bei gleicher Funktion
auch eine hohe Lebensdauer auf. In Versuchen konnte vom
Anmelder nachgewiesen werden, daß aus einem Fasergeflecht
gemäß der Erfindung hergestellte Patch-Elektroden gegenüber
herkömmlichen Patch-Elektroden gleicher Größe eine um etwa
20% bessere Energieausbeute zeigen. Eine erfolgreiche
Defibrillation kann in vielen Fällen bereits mit der Hälfte
der bisher benötigten Energie durchgeführt werden.
Durch die hohe Flexibilität der einzelnen Fasern und der
Faserstränge können Elektroden gemäß der Erfindung auf
sehr kleine Dimensionen zusammengelegt, zusammengeschoben
oder zusammengefaltet werden. Hiermit sind auch neue Opera
tionsmethoden zur Applikation der Elektrode möglich, die
ein Öffnen des Brustkorbes vermeiden. Derartige Operationen,
die heute mehr und mehr entwickelt werden, erfolgen über
Einführungskatheter, die nur kleine Einführungsschnitte
benötigen.
In den letzten Jahren sind vermehrt elektrisch leitende
Polymere entwickelt worden; vgl. H. Naarmann: Elektrisch
leitfähige Polymere: Anwendungsspektrum noch nicht ausge
reizt, Sonderdruck aus Chemische Industrie, Heft 6/87,
ferner H. Naarmann: Die elektrochemische Polymerisation,
in Angewandte Makromolekulare Chemie 162, 1988, Seiten
1 bis 17 sowie US-PS 44 68 291, in der ein Verfahren zur
Herstellung von elektrisch leitenden Polypyrolfilmen be
schrieben ist.
Bei diesen elektrisch leitenden Kohlenstoffderivaten wird
durch den Zusatz von Elektronendonatoren oder Akzeptoren
und der Reduktion bzw. Oxidation des Grundgerüstes ein
Umschlag von Isolatoreigenschaften in Leitereigenschaften
mit einer deutlichen Erhöhung der Elektronenbeweglichkeit
und hoher elektrischer Leitfähigkeit erzielt. Diese elektrisch
leitenden Polymere weisen nicht nur sehr gute Leitfähigkeiten
bis zu Werten von 100 000 siemens/cm auf, sondern haben
darüberhinaus auch die Eigenschaft, in sehr feinen Fasern
herstellbar zu sein. So ist es möglich, Polymerfasern mit
einer Dicke von 8 bis 20 Mikron herzustellen. Aufgrund
des geringen Durchmessers der Einzelfaser ergibt sich bei
einem Faserbündel eine sehr große Oberfläche. So weist
z. B. die Gesamtoberfläche eines Faserbündels aus 12 Mikron
dicken Einzelfasern mit einem Bündeldurchmesser von 2 Milli
metern eine Oberfläche von 10 cm2 pro ein Zentimeter Bündel
länge auf.
Das für die Elektrode gemäß der Erfindung vorgeschlagene
Geflecht aus Fasersträngen, die wiederum aus einzelnen
Fasern bestehen, ermöglicht ebenfalls eine gegenüber den
geometrischen Dimensionen sehr große wirksame Oberfläche.
Es ist eine Vielzahl von Materialien für die Herstellung
von Elektroden aus Fasern gemäß der Erfindung vorhanden.
Beispiele sind Polyacythylenfasern mit Joddotierung, die
bei teilweise hohem Kristallitätsgrad eine Leitfähigkeit
von über 100 000 siemens/cm haben. Ausgangsmaterial für
leitfähige Kunststoffe ist auch das Polymer Polypyrrol.
Sehr gut eignen sich auch Kohlenstoff- bzw. C-Fasern
mit Durchmessern von 20 µ, die zu dünnen Faser
strängen verbunden und gegebenenfalls anschließend verwebt
werden können.
Weitere Ausgestaltungen der Erfindung gehen aus den Unter
ansprüchen hervor. Die Erfindung ist in Ausführungsbeispielen
anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigt
Fig. 1 eine schematische Ansicht einer Patch-Elektrode
gemäß der Erfindung aus Fasern eines elektrisch
leitenden Polymers;
Fig. 2 eine schematische Darstellung einer schlauchförmigen
Elektrode;
Fig. 3 einen Querschnitt durch einen aus mehreren Fasern
zusammengefaßten Faserstrang.
In Fig. 1 ist nicht maßstabsgerecht eine Patch-Elektrode
1a aus elektrisch leitenden Polymerfasern 2 dargestellt,
wobei die Polymerfasern jeweils zu Fasersträngen 3 gemäß
Fig. 3 zusammengefaßt und anschließend zu dem nur schematisch
angedeuteten Muster gewebt sind. Die Faserstränge sind
an einer Seite der Patch-Elektrode 1a zusammengefaßt und
mit einer Zuleitung 4 für einen Defibrillator verbunden.
Das Geflecht der Faserstränge 3 kann auf einem flexiblen
elektrisch isolierenden Träger 5 aufgebracht sein. Dieser
Träger 5 dient z. B. zur elektrischen Isolation der zwischen
Perikard und Herz eingesetzten Elektrode 1a in bezug zu
dem Perikard.
In Fig. 2 ist eine schlauchförmige Elektrode 1b gezeigt,
die aus Fasersträngen 3, die wiederum aus einzelnen Fasern
2 zusammengesetzt sind, gewebt ist. Diese Schlauchelektrode
kann entsprechend dem Doppelpfeil P zusammengeschoben bzw.
auseinandergezogen werden, wobei sich im letzteren Fall
der Durchmesser verringert, was für die Applikation der
Elektrode mit Hilfe einer Punktionsnadel bzw. einem Katheter
günstig ist.
Um bei späteren Röntgenuntersuchungen die Lage der Elektroden
exakt feststellen zu können, werden in den Fasersträngen
3 noch flexible röntgendichte Fasern 6 vorgesehen, wie
dieses in Fig. 3 für einen Faserstrang dargestellt ist.
Ebenso können die Fasern bzw. die Faserstränge mit röntgen
dichten Materialien dotiert oder beschichtet sein.
Claims (10)
1. Elektrode zur Defibrillation des Herzens, die aus flexiblen,
nichtmetallischen, elektrisch leitenden Fasern aufgebaut
ist, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrode (1a,
1b) am Herzen anliegt oder im Blutstrom des Herzens
gelegen ist und aus einem Geflecht von Fasersträngen
(3) aufgebaut ist, die ihrerseits aus einer Vielzahl
von vereinzelten Fasern (2) bestehen, wobei die gesamte
Oberfläche der Fasern elektrisch leitend ist, so daß
sich eine aktive Elektrodenfläche ergibt, die wesentlich
größer als die tatsächliche geometrische Ausdehnung
der Elektrode ist.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Geflecht (1a) flächig ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet,
daß das flächige Geflecht (1a) auf einem elektrisch
isolierenden Träger (5) aufgebracht ist.
4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Geflecht (1b) schlauchförmig ist.
5. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Fasern (2) elektrisch leitende Polymerfasern
sind.
6. Vorrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet,
daß das Ausgangsmaterial für die elektrisch leitenden
Polymerfasern Kohlenstoffderivate sind.
7. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Fasern (2) eine Dicke
zwischen 10 µ und 40 µ, vorzugsweise etwa 20 µ haben.
8. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrode (1a, 1b)
zumindest einige röntgendichte Fasern (6) aufweist.
9. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß die nichtmetallischen elektrisch leitenden Fasern
(2) um zumindest eine röntgendichte Faser (6) angeordnet
sind.
10. Vorrichtung nach Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet,
daß die Fasern (2) durch Zugabe bzw. Beschichtung von
röntgendichten Materialien selbst röntgendicht sind.
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