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GEBIET DER
ERFINDUNG
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Die
vorliegende Erfindung betrifft einen Katheter zur elektrischen Diagnose
und Behandlung des Herzens, und insbesondere einen Katheter zur Darstellung
und Ablation.
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ALLGEMEINER
STAND DER TECHNIK
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Elektrodenkatheter
werden seit vielen Jahren in der medizinischen Praxis allgemein üblich verwendet.
Sie werden verwendet, um die elektrische Tätigkeit im Herzen zu stimulieren
und darzustellen und um Stellen abnormer elektrischer Tätigkeit
abzutragen.
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Bei
der Verwendung wird der Elektrodenkatheter in eine größere Vene
oder Arterie, z.B. die Oberschenkelarterie, eingefügt und dann
in die betreffende Herzkammer geführt. Sobald der Katheter innerhalb
des Herzens angeordnet ist, wird dann die Lage der abnormen elektrischen
Tätigkeit
innerhalb des Herzens aufgefunden.
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Eine
Auffindungstechnik umfaßt
ein elektrophysiologisches Darstellungsverfahren, bei dem die von
den leitfähigen
Endokardgeweben ausgehenden elektrischen Signale systematisch überwacht
werden und eine Darstellung dieser Signale erstellt wird. Durch
die Analyse dieser Darstellung kann der Arzt den störenden elektrischen
Durchgang identifizieren. Ein herkömmliches Verfahren zur Darstellung
der von dem leitfähigen
Herzgewebe stammenden elektrischen Signale besteht darin, perkutan
einen Elektrophysiologie-Katheter (Elektrodenkatheter) einzuführen, an
dessen Distalende Darstellungselektroden angebracht sind. Der Katheter
wird manövriert,
um diese Elektroden mit dem Endokardium in Berührung oder in unmittelbare
Nähe davon
zu bringen. Durch die Überwachung
der elektrischen Signale am Endokardium ist es möglich, für die Arrhythmie verantwortliche
abnorme leitfähige
Gewebestellen genau festzustellen.
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Zur
Darstellung ist es wünschenswert, über eine
relativ kleine Darstellungselektrode zu verfügen. Es hat sich herausgestellt,
daß kleinere
Elektroden genauere und diskretere Elektrogramme aufzeichnen. Wenn
zudem eine bipolare Darstellungsanordnung verwendet wird, ist es
wünschenswert,
daß die beiden
Elektroden der Darstellungsanordnung in unmittelbarer Nähe zueinander
liegen und daß sie ähnlich groß sind,
um genauere und nützlichere
Elektrogramme zu erbringen.
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Sobald
der Ausgangspunkt für
die Arrhythmie im Gewebe aufgefunden wurde, verwendet der Arzt ein
Ablationsverfahren, um das die Arrhythmie verursachende Gewebe zu
zerstören,
in einem Versuch, die elektrischen Signalunregelmäßigkeiten
zu beseitigen und einen normalen Herzschlag oder zumindest einen
verbesserten Herzschlag wiederherzustellen. Eine erfolgreiche Ablation
des leitfähigen Gewebes
an der Arrhythmieausgangsstelle beendet normalerweise die Arrhythmie
oder mäßigt zumindest
den Herzrhythmus auf annehmbare Höhen.
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Ein
typisches Ablationsverfahren umfaßt das Bereitstellen einer
Bezugselektrode, die im Allgemeinen auf die Haut des Patienten geklebt
wird. Ein HF-(Hochfrequenz-)Strom wird an die Spitzenelektrode angelegt,
und Strom fließt
durch die Medien, d.h. Blut und Gewebe, die diese umgeben in Richtung
auf die Bezugselektrode. Die Stromverteilung ist abhängig von
der Größe der Elektrodenoberfläche in Berührung mit
dem Gewebe, im Vergleich zum Blut, das eine höhere Leitfähigkeit als das Gewebe aufweist.
Eine Erhitzung des Gewebes erfolgt wegen seines elektrischen Widerstands.
Das Gewebe wird ausreichend erhitzt, um eine zelluläre Zerstörung in dem
Herzgewebe hervorzurufen, was zur Bildung einer Läsion innerhalb
des elektrisch nicht leitfähigen Herzgewebes
führt.
Während
dieses Vorgangs erfolgt ein Erhitzen der Elektrode auch infolge
der Leitung von dem erhitzten Gewebe zu der Elektrode selber. Ist
die Elektrodentemperatur hoch genug, so kann sich eine dünne durchsichtige
Beschichtung aus entwässertem
Bluteiweißstoff
an der Oberfläche der
Elektrode bilden. Wenn die Temperatur weiter steigt, kann diese
entwässerte
Schicht nach und nach dicker werden, was zu Verkohlung und/oder Gerinnsel
an der Elektrodenoberfläche
führt.
Die Schaffung von Verkohlung und Gerinnsel ist gefährlich,
da die Verkohlung und das Gerinnsel sich während des Verfahrens oder während der
Entnahme des Katheters nach dem Verfahren von der Elektrode lösen können.
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In
der klinischen Praxis ist es wünschenswert,
die Bildung von Verkohlung und Gerinnsel zu reduzieren oder zu beseitigen,
und für
bestimmte Herzarrhythmien größere und/oder
tiefere Läsionen zu
schaffen. Ein Verfahren zu diesem Zweck besteht darin, die Temperatur
der Ablationselektrode zu überwachen
und den HF-Strom zu steuern, der auf dieser Temperatur basierend
an die Ablationselektrode abgegeben wird. Wenn die Temperatur einen
vorgewählten
Wert übersteigt,
wird der Strom reduziert, bis die Temperatur unter diesen Wert abfällt.
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Ein
anderes Verfahren um zu bestimmen, ob sich Verkohlung und Gerinnsel
bilden, besteht darin, die Impedanz zu überwachen. Insbesondere weil
die entwässerte
biologische Substanz einen höheren elektrischen
Widerstand als das Endokardgewebe aufweist, steigt auch die Impedanz
für den
Fluß elektrischer
Energie in das Gewebe. Ein deutlicher Impedanzanstieg gibt somit
die Bildung von Verkohlung und/oder Gerinnsel an. Bei einer relativ
großen
Elektrode, z.B. einer 8-mm-Elektrode, kann ein Impedanzanstieg wegen
Verkohlungs- und Gerinnselbildung nicht leicht zu erfassen sein,
weil die Verkohlung und das Gerinnsel sich über einem relativ kleinen Anteil der
Gesamtmantelfläche
der Elektrode bilden. Wenn hingegen die elektrisch aktive Mantelfläche der
Elektrode relativ klein ist, bilden sich Verkohlung und Gerinnsel über eine
relativ große
Fläche
der Elektrode, was die Erfassung durch Impedanzmessungen erleichtert.
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Der
Kühleffekt
des Bluts auf die Elektrode ist von den thermischen Eigenschaften
der Ablationselektrode und insbesondere ihrer Mantelfläche abhängig. Typischerweise
sind Ablationselektroden relativ lang, meistens mindestens ungefähr 4 mm
und bis zu ungefähr
8 mm lang, um eine ausreichende Mantelfläche für die Kühlung bereitzustellen. Derartige
Elektroden sind jedoch weniger für
die Darstellung geeignet, weil man wie oben erwähnt mit einer kleineren Darstellungselektrode
genauere Elektrogramme erhält.
Für Elektrophysiologen
ist es wünschenswert, denselben
Katheter für
Darstellung und Ablation während
eines einzigen Verfahrens zu verwenden, weil es, sobald eine Stelle
mit einem Katheter mit einer hoch auflösenden Darstellungselektrode
als Behandlungsziel identifiziert wurde, schwierig wäre, diese
Stelle wieder mit einem anderen Katheter aufzufinden, insbesondere
wenn der andere Katheter eine größere Spitzenelektrode
aufweist. Demnach besteht Bedarf an einem Elektrodenkatheter, der
eine relativ kleine Mantelfläche
zur besseren Darstellung jedoch gute thermische Eigenschaften für besseres Abkühlen während der
Ablation aufweist.
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Ein
weiterer Nachteil typischer Ablationselektroden ist, daß es manchmal
schwierig ist, die Läsionsgröße genau
vorherzusehen, da sich die Läsionsgröße in Abhängigkeit
von der Ausrichtung der Ablationselektrode ändern kann. Z.B. wird typischerweise
ein 2,33 mm (7 French) Katheter (mit einem Außendurchmesser von etwas mehr
als 2 mm) mit einer Ablationsspitzenelektrode an seinem Distalende bereitgestellt,
der eine Länge
aufweist, die von ungefähr
4 mm bis ungefähr
8 mm reicht. Wird die Ablationselektrode in einem senkrechten Verhältnis zu dem
Gewebe bereitgestellt, so befindet sich eine relativ kleine Mantelfläche der
Elektrode in Berührung mit
dem Gewebe. Dagegen wäre
eine relativ größere Mantelfläche in Berührung mit
dem Gewebe, wenn die Ablationselektrode sich in einem im Allgemeinen parallelen
Verhältnis
zu dem Gewebe befände,
d.h. wenn die Ablationselektrode an seiner Seite angeordnet wäre. Oft
ist es für
den Arzt schwierig, die genaue Ausrichtung der Spitzenelektrode
im Verhältnis zu
dem Gewebe zu bestimmen, weil das Gewebe nicht durch Fluoroskopie
sichtbar ist. Die Läsionsgröße steht
oft in Zusammenhang mit der Mantelflächengröße, die mit dem Gewebe in Berührung steht.
Daher ist die Läsionsgröße weniger
vorhersehbar.
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Obwohl
es somit wünschenswert
ist, über eine
relativ lange Elektrode für
Kühlungszwecke
zu verfügen,
ist es wünschenswert, über eine
relativ kleine elektrisch aktive Mantelfläche zu verfügen, um diskretere Elektrogramme
zu erhalten, um die Bildung von Verkohlung und Gerinnsel genauer
zu erfassen und um die Vorhersehbarkeit der Läsionsgröße zu verbessern.
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In
jeder der Druckschriften
US 5
257 635 und
US 5 545
161 wird ein Katheter der in dem Obergriff des beiliegenden
Anspruchs 1 dargelegten Art offenbart.
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KURZDARSTELLUNG
DER ERFINDUNG
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Die
Erfindung betrifft einen verbesserten Katheter zur Darstellung und
Ablation. Der Katheter umfaßt
eine Elektrodenanordnung an seinem Distalende, die ein genaueres
Darstellungsvermögen
als eine typische Ablationselektrode bereitstellt, indem sie über eine
relativ kleine Mantelfläche
in Berührung
mit dem Gewebe verfügt.
Zudem stellt die Elektrode eine bessere Kühlung als eine typische Darstellungselektrode
bereit, indem sie über
einen elektrisch isolierenden und thermisch leitenden Bereich verfügt.
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Bei
einer Ausführungsform
umfaßt
der Katheter einen länglichen
flexiblen Körper
mit einem distalen Bereich und wenigstens einem Lumen, das sich
dadurch erstreckt. Eine Spitzenelektrode ist an dem Distalbereich
angebracht. Die Spitzenelektrode weist einen offenliegenden distalen
Bereich mit einem proximalen und einem distalen Ende und einem isolierten
Bereich proximal zu dem offenliegenden distalen Bereich auf. Der
isolierte Bereich weist eine äußere Oberfläche auf,
die mit einer elektrisch isolierenden und thermisch leitenden Schicht
versehen ist. Eine zweite Elektrode, bevorzugt eine Ringelektrode, ist
an dem isolierten Bereich der Spitzenelektrode angebracht.
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Der
isolierte Bereich befindet sich distal zu dem distalen Bereich des
flexiblen Körpers.
Die Spitzenelektrode weist ferner einen Schaftbereich auf, der proximal
zu dem isolierten Bereich liegt. Der Schaftbereich erstreckt sich
in den distalen Bereich des flexiblen Körpers.
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Die
Katheter der vorliegenden Erfindung stellen eine Spitzenelektrode
mit einem offenliegenden Bereich bereit, der kleiner ist als bei
standardmäßigen Ablationselektroden.
Dennoch stellt die Elektrode wegen des isolierten Bereichs mit einer
elektrisch isolierenden und thermisch leitenden Beschichtung eine
verbesserte Kühlung
gegenüber standardmäßigen Darstellungselektroden
bereit. Zudem kann die zweite oder Ringelektrode, die direkt an
der Spitzenelektrode angebracht ist, nahe an dem offenliegenden
Bereich der Spitzenelektrode liegen, um eine nahe bipolare Elektrogrammaufzeichnung zu
ermöglichen,
wodurch diskretere Elektrogramme bereitgestellt werden.
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Bei
einer anderen Ausführungsform
betrifft die Erfindung einen Katheter, der einen länglichen flexiblen
Körper
umfaßt,
der einen Distalbereich und mindestens ein Lumen aufweist, das sich
dadurch erstreckt. An dem Distalbereich ist eine Spitzenelektrode
angebracht. Die Spitzenelektrode weist einen offenliegenden Distalbereich
mit einem proximalen und einem distalen Ende, einer Länge und
einem Außendurchmesser
auf. Das Verhältnis
von Länge
zu Außendurchmesser
reicht von ungefähr
0,8:1 bis ungefähr
1,2:1. Die Spitzenelektrode umfaßt auch einen isolierten Bereich,
der zu dem offenliegenden Distalbereich proximal ist. Der isolierte
Bereich weist eine äußere Oberfläche auf,
die mit einer elektrisch isolierenden und thermisch leitenden Schicht
versehen ist. Diese einheitlichen Abmessungen stellen eine im Allgemeinen
konstante Kontaktfläche
zwischen dem offenliegenden Bereich der Spitzenelektrode und dem Herzgewebe
bereit, ungeachtet der Ausrichtung des Spitzenstücks im Verhältnis zum Herzgewebe. Dadurch
ist es möglich,
besser vorhersehbare Läsionsgrößen zu erzielen.
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BESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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Diese
und weitere Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden
besser verständlich mit
Bezug auf die nachstehende ausführliche
Beschreibung, wenn sie zusammen mit den beiliegenden Zeichnungen
betrachtet wird. Es zeigen:
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1 eine
Seitenansicht einer Ausführungsform
des Katheters der Erfindung.
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2 eine
Seitenansicht im Querschnitt eines erfindungsgemäßen Katheterkörpers, welche
die Verbindung zwischen Katheterkörper und Spitzenstück umfaßt.
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3A eine
Seitenansicht im Querschnitt eines Katheterspitzenstücks, welche
die Lumina für das
Sensorkabel und den Zugdraht zeigt.
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3B eine
Seitenansicht im Querschnitt von 3A, welche
die Lumina für
das Sensorkabel und Thermoelement- und Elektrodenzuleitungsdrähte zeigt.
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3C eine
vergrößerte Ansicht
des Distalendes des Thermoelements, das in der Spitzenelektrode
des Katheters aus 3A und 3B angebracht
ist.
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4 eine
Längsansicht
im Querschnitt des in 3A und 3B abgebildeten
Spitzenstücks.
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AUSFÜHRLICHE
BESCHREIBUNG
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Bei
einer besonders bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung wird ein steuerbarer Katheter bereitgestellt, der über zwei
Elektroden verfügt, um
bipolare Messungen vorzunehmen. Wie in 1 und 2 gezeigt,
umfaßt
der Katheter 10 einen länglichen
Katheterkörper 12,
der ein proximales und ein distales Ende, ein Spitzenstück 14 an
dem Distalende des Katheterkörpers 12 und
einen Steuergriff 16 an dem Proximalende des Katheterkörpers 12 aufweist.
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Mit
Bezug auf 2 umfaßt der Katheterkörper 12 eine
längliche
röhrenförmige Konstruktion
mit einem einzigen axialen bzw. mittleren Lumen 18. Der Katheterkörper 12 ist
flexibel, d.h. biegsam, jedoch im Wesentlichen der Länge nach
nicht zusammendrückbar.
Der Katheterkörper 12 kann
eine beliebige geeignete Konstruktion aufweisen und aus einem beliebigen
geeigneten Material bestehen. Eine derzeit bevorzugte Konstruktion
umfaßt
eine Außenwand 22 aus
Polyurethan oder PEBAX. Die Außenwand 22 umfaßt ein eingebettetes
geflochtenes Netz aus hochfestem Stahl, rostfreiem Stahl od. dergl.,
um die Drehsteifigkeit des Katheterkörpers 12 zu steigern, so
daß, wenn
der Steuergriff 16 gedreht wird, das Spitzenstück 14 des
Katheters 10 sich entsprechend dreht.
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Der
Außendurchmesser
des Katheterkörpers 12 ist
nicht entscheidend, beträgt
jedoch bevorzugt nicht mehr als ungefähr 8 French, besonders bevorzugt
ungefähr
2,33 mm (7 French). Ebenso ist die Dicke der Außenwand 22 nicht entscheidend,
jedoch dünn
genug, so daß das
mittlere Lumen 18 einen Zugdraht, Zuleitungsdrähte und
beliebige andere Drähte,
Kabel oder Schläuche
unterbringen kann. Die innere Oberfläche der Außenwand 22 ist mit
einem Versteifungsschlauch 20 ausgekleidet, der aus einem
beliebigen geeigneten Material, wie etwa Polyimid oder Nylon, bestehen
kann. Der Versteifungsschlauch 20 sorgt zusammen mit der
geflochtenen Außenwand 22 für verbesserte
Drehstabilität
und minimiert gleichzeitig die Wandstärke des Katheters, wodurch
der Durchmesser des mittleren Lumens 18 auf ein Höchstmaß gebracht
wird. Der Außendurchmesser
des Versteifungsschlauchs 20 ist etwa gleich oder geringfügig kleiner
als der Innendurchmesser der Außenwand 22.
Derzeit wird ein Polyimidschlauch für den Versteifungsschlauch 20 bevorzugt,
weil er sehr dünnwandig
sein kann und trotzdem noch für
sehr gut Steifheit sorgt. Dadurch wird der Durchmesser des mittleren
Lumens 18 auf ein Höchstmaß gebracht,
ohne an Festigkeit und Steifheit einzubüßen.
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Ein
bevorzugter Katheter weist eine Außenwand 22 mit einem
Außendurchmesser
von ungefähr 2,29
mm (0,090 Inch) bis 2,49 mm (0,098 Inch) und einen Innendurchmesser
von ungefähr
1,55 mm (0,061 Inch) bis ungefähr
1,65 mm (0,065 Inch) und einen Polyimid-Versteifungsschlauch 20 mit
einem Außendurchmesser
von ungefähr
1,52 mm (0,060 Inch) bis ungefähr
1,63 mm (0,064 Inch) und einem Innendurchmesser von ungefähr 1,30
mm (0,051 Inch) bis ungefähr
1,42 mm (0,056 Inch) auf. Wie es der Fachmann erkennen würde, kann
die Konstruktion des Katheterkörpers
wie gewünscht
geändert werden.
Der Versteifungsschlauch kann z.B. weggelassen werden.
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Wie
in 3A, 3B, 4 und 5 gezeigt, umfaßt das Spitzenstück 14 ein
kurzes Schlauchstück 19 mit
drei Lumina 30, 32 und 34. Der Schlauch 19 besteht
aus einem geeigneten ungiftigen Material, das bevorzugt flexibler
ist als der Katheterkörper 12. Ein
derzeit bevorzugtes Material für
den Schlauch 19 ist geflochtenes Polyurethan, d.h. Polyurethan
mit einem eingebetteten Netz aus geflochtenem hochfesten Stahl,
rostfreiem Stahl od. dergl. Der Außendurchmesser des Spitzenstücks 14,
wie der des Katheterkörpers 12,
ist bevorzugt größer als
ungefähr
8 French, besonders bevorzugt ungefähr 7 French. Die Größe des Lumens
ist nicht entscheidend und kann je nach der spezifischen Anwendung
unterschiedlich sein. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform
weist das Spitzenstück 14 einen
Außendurchmesser
von ungefähr
2,33 mm (7 French (0,092 Inch)) auf, und das erste Lumen 30 und
das zweite Lumen 32 sind im Allgemei nen ungefähr gleich
groß, jeweils
mit einem Durchmesser von ungefähr
0,51 mm (0,020 Inch) bis ungefähr
0,61 mm (0,024 Inch), bevorzugt 0,56 mm (0,022 Inch), wobei das
dritte Lumen 34 einen geringfügig größeren Durchmesser von ungefähr 0,81
mm (0,032 Inch) bis ungefähr
0,97 mm (0,038 Inch), bevorzugt 0,91 mm (0,036 Inch), aufweist.
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Ein
bevorzugtes Mittel zur Befestigung des Katheterkörpers 12 an dem Spitzenstück 14 ist
in 2 abgebildet. Das Proximalende des Spitzenstücks 14 umfaßt eine äußere Umfangskerbe 24, welche
die innere Oberfläche
der Außenwand 22 des Katheterkörpers 12 aufnimmt.
Das Spitzenstück 14 und
der Katheterkörper 12 werden
mit Klebstoff (z.B. Polyurethanklebstoff) od. dergl. befestigt.
Bevor jedoch das Spitzenstück 14 und
der Katheterkörper 12 befestigt
werden, wird der Versteifungsschlauch 20 in den Katheterkörper 12 eingefügt. Das
Distalende des Versteifungsschlauchs 20 wird ortsfest in
der Nähe des
Distalendes des Katheterkörpers 12 befestigt,
indem eine (nicht gezeigte) Klebfuge mit Polyurethanklebstoff od.
dergl. gebildet wird. Bevorzugt wird ein kleiner Abstand, z.B. ungefähr 3 mm,
zwischen dem Distalende des Katheterkörpers 12 und dem Distalende
des Versteifungsschlauchs 20 bereitgestellt, um Platz für den Katheterkörper 12 zu
lassen, um die Kerbe 24 des Spitzenstücks 14 aufzunehmen.
Auf das Proximalende des Versteifungsschlauchs 20 wird
Kraft ausgeübt,
und während
der Versteifungsschlauch 20 zusammengedrückt wird,
wird eine erste (nicht gezeigte) Klebefuge zwischen dem Versteifungsschlauch 20 und
der Außenwand 22 mit
einem schnell trocknenden Klebstoff, z.B. Super Glue®, hergestellt.
Danach wird eine zweite (nicht gezeigte) Klebefuge zwischen den
Proximalenden des Versteifungsschlauchs 20 und der Außenwand 22 gebildet, indem
ein langsamer trocknender aber stärkerer Klebstoff, z.B. Polyurethan,
verwendet wird.
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An
dem Distalende des Spitzenstücks 14 befindet
sich eine Spitzenelektrode 36. Bevorzugt weist die Spitzenelektrode 36 einen
Durchmesser auf, der ungefähr
der gleiche ist wie der Außendurchmesser des
Schlauchs 19. Die Spitzenelektrode 36 kann aus einem
beliebigen geeigneten Material, wie etwa Platin, Gold oder rostfreiem
Stahl, hergestellt sein und wird bevorzugt aus einem Platin-Iridium-Stab
(90% Platin/10% Iridium) maschinell hergestellt.
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Die
Spitzenelektrode 36 weist eine Gesamtlänge auf, die bevorzugt von
ungefähr
4 mm bis ungefähr
14 mm, besonders bevorzugt von ungefähr 6 mm bis ungefähr 12 mm,
reicht. Wie in 3A, 3B und 5 dargestellt, umfaßt die Spitzenelektrode 36 einen
offenliegenden Bereich 35 an ihrem Distalende, einen Schaft 37 an
ihrem Proximalende und einen mittleren Bereich 38, der
zwischen dem offenliegenden Bereich 35 und dem Schaft 37 liegt.
Der offenliegende Bereich 35 hat eine Länge, die bevorzugt von ungefähr 1,5 mm
bis ungefähr
4,0 mm, besonders bevorzugt von ungefähr 2,0 mm bis ungefähr 3,0 mm,
ganz besonders bevorzugt von ungefähr 2,3 mm bis ungefähr 2,5 mm,
reicht und einen Außendurchmesser,
der bevorzugt von ungefähr
2,0 mm bis ungefähr
3,0 mm, besonders bevorzugt von ungefähr 2,3 mm bis ungefähr 2,5 mm,
reicht.
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Bei
einer besonders bevorzugten Anordnung weist der offenliegende Bereich
eine seinem Durchmesser ähnliche
Länge auf.
Bevorzugt reicht das Verhältnis
Länge zu
Durchmesser von ungefähr
0,8:1 bis ungefähr
1,2:1, besonders bevorzugt von ungefähr 0,9:1 bis ungefähr 1,1:1.
Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist die Länge des
offenliegenden Bereichs ungefähr
gleich dem Durchmesser des offenliegenden Bereichs. Somit weist
die Spitzenelektrode z.B. für
einen 2,33 mm (7 French) Elektrodenkatheter bevorzugt eine Länge und
einen Durchmesser auf, die ungefähr
gleich 2,3 mm sind. Bei einer derartigen Gestaltung ist die Mantelfläche der
Spitzenelektrode (mit einem im Allgemeinen halbkugeligen Distalende)
in der parallelen Ausrichtung und in der senkrechten Ausrichtung
gleich. Diese einheitlichen Abmessungen sorgen für eine im Allgemeinen konstante
Kontaktfläche
zwischen dem offenliegenden Bereich 35 der Spitzenelektrode 36 und dem
Herzgewebe, ungeachtet der Ausrichtung des Spitzenstücks 14 im
Verhältnis
zu dem Herzgewebe. Dadurch ist es möglich, besser vorhersehbare
Läsionsgrößen zu erreichen.
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Der
mittlere Bereich 38 weist eine Länge auf, die bevorzugt von
ungefähr
2 mm bis ungefähr
10 mm, besonders bevorzugt von ungefähr 3 mm bis ungefähr 8 mm,
ganz besonders bevorzugt von ungefähr 3,5 mm bis ungefähr 6 mm,
reicht. Bei der dargestellten Ausführungsform ist der Außendurchmesser des
mittleren Bereichs 38 geringfügig kleiner als der Außendurchmesser
des offenliegenden Bereichs 35, und ist bevorzugt von ungefähr 0,1 mm
bis ungefähr 0,3
mm kleiner als der Außendurchmesser
des offenliegenden Bereichs. Wie nachstehend ausführlicher beschrieben
werden soll, ist der mittlere Bereich 38 mit einer Beschichtung
versehen und eine Ringelektrode ist daran angebracht. Wenn der Außendurchmesser
des mittleren Bereichs 38 geringfügig kleiner ist als der Außendurchmesser
des offenliegenden Bereichs 35, entspricht der Außendurchmesser
der daran angebrachten Ringelektrode im Allgemeinen dem Außendurchmesser
des offenliegenden Bereichs. Alternativ kann der Außendurchmesser
der Ringelektrode (und wahlweise der Außendurchmesser des mittleren
Bereichs 38) größer als
der Außendurchmesser
des offenliegenden Bereichs 35 sein.
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Der
Schaft 37 wird zum Anbringen der Spitzenelektrode 36 an
dem Schlauch 19 des Spitzenstücks 14 bereitgestellt.
Der Schaft weist eine Länge auf,
die bevorzugt von ungefähr
1 mm bis ungefähr
4 mm, besonders bevorzugt von ungefähr 1,5 mm bis ungefähr 2,5 mm
reicht, ganz besonders bevorzugt ungefähr 2,0 mm beträgt. Der
Außendurchmesser des
Schafts 37 ist kleiner als der Außendurchmesser des mittleren
Bereichs 38 und reicht bevorzugt von ungefähr 1,5 mm
bis ungefähr
2,0. Die Abmessungen des Schafts 37 sind nicht entscheidend,
solange der Schaft in das Distalende des Schlauchs 19 paßt. In das
Distalende des Schlauchs 19 wird ein Loch gebohrt, und
das Proximalende des Schafts 37 wird mit Polyurethanklebstoff
od. dergl. in das Loch geklebt. Bevorzugt berührt das Proximalende des Schafts 37 nicht
das Innere des Schlauchs 19, so daß eine Spalte 26 dazwischen
bereitgestellt wird, um zur Verankerung eines nachstehend ausführlicher
beschriebenen Zugdrahts beizutragen.
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Der
Schaft 37, der mittlere Bereich 38 und der offenliegende
Bereich 35 sind im Allgemeinen einstückig mit einem Sackloch 31,
das sich von dem Proximalende des Schafts 37 teilweise
in den offenliegenden Bereich 35 hinein erstreckt. Das
Sackloch 31 umfaßt
ein Proximalstück 31a mit
einem ersten Durchmesser und ein Distalstück 31b mit einem zweiten
Durchmesser, der kleiner als der erste Durchmesser ist. Das Proximalstück 31a weist
eine Länge
auf, die bevorzugt von ungefähr
5,5 mm bis 6,0 mm reicht, besonders bevorzugt ungefähr 5,7 mm
beträgt,
und einen Durchmesser, der bevorzugt von ungefähr 1,0 mm bis 1,5 mm reicht,
besonders bevorzugt ungefähr
1,3 mm beträgt.
Das Distalstück 31b beginnt
bevorzugt an dem Proximalende des offenliegenden Bereichs 35 und
erstreckt sich in den offenliegenden Bereich 35 über eine
gewisse Entfernung hinein, so daß das Distalende des Lochs
sich nicht durch das Distalende des offenliegenden Bereichs erstreckt,
jedoch bevorzugt ungefähr
0,5 mm von dem Distalende des offenliegenden Bereichs liegt. Der
Durchmesser des Distalstücks 31b reicht bevorzugt
von ungefähr
0,3 mm bis 0,7 mm, besonders bevorzugt beträgt er ungefähr 0,5 mm. Bevorzugt ist das
Distalstück 31b derart
gestaltet, daß ein darin
angebrachtes Thermoelement od. dergl., wie nachstehend ausführlicher
beschrieben werden soll, sich im Allgemeinen in der Mitte des offenliegenden Bereichs 35 befindet.
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Der
mittlere Bereich 38 der Spitzenelektrode 36 ist
mit einer elektrisch isolierenden und thermisch leitenden Schicht 55 über mindestens
einen Abschnitt, und bevorzugt über
die gesamte äußere Oberfläche des
mittleren Bereichs 38 versehen. Die elektrisch isolierende
und thermisch leitende Schicht 55 besteht aus einem beliebigen
elektrisch isolierenden und thermisch leitendem Material, umfassend, ohne
darauf beschränkt
zu sein, Kohlenstoff, Parylen, Polyimid, Polyester, Polyurethan,
Epoxid, Keramik und Kombinationen davon. Die elektrisch isolierende
und thermisch leitende Schicht 55 weist bevorzugt eine
Dicke von nicht mehr als ungefähr
10 μm auf,
die besonders bevorzugt von ungefähr 0,5 μm bis ungefähr 10 μm, ganz besonders bevorzugt
von ungefähr
1 μm bis
ungefähr
5 μm reicht.
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Die
isolierende Schicht 55 kann mit einer beliebigen geeigneten
Technik aufgetragen werden. Z.B. kann eine Parylenschicht durch
eine Abscheidungsbeschichtungstechnik aufgetragen werden, wobei
der offenliegende Bereich 35 der Spitzenelektrode 36 in
eine Abscheidungskammer gelegt wird. Die Kammer dient sowohl dazu,
die Spitzenelektrode 36 an der richtigen Stelle zu halten,
als auch dazu, den offenliegenden Bereich 35 davor zu schützen, Parylenabscheidungen
ausgesetzt zu werden. Alternativ kann die isolierende Schicht 55 eine
Schrumpfhülse
umfassen, die z.B. aus einem dünnen
Polyester (z.B. ungefähr
6,35 μm
(0,00025 Inch) besteht, oder sie kann eine dünne Beschichtung aus Polyurethan
od. dergl., das auf die Oberfläche
des mittleren Bereichs 38 gestrichen wird, umfassen.
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Eine
Ringelektrode 39 wird an dem mittleren Abschnitt 38 der
Spitzenelektrode 36 angebracht. Die Ringelektrode 39 wird über die
elektrisch isolierende Schicht 55 geschoben und mit Klebstoff
od. dergl. an der richtigen Stelle befestigt. Die elektrisch isolierende
Schicht 55 isoliert die Spitzenelektrode 36 von
der Ringelektrode 39. Die Ringelektrode 39 kann
aus einem beliebigen geeigneten elektrisch leitenden Material, wie
etwa Platin, Gold oder rostfreiem Stahl bestehen, und besteht bevorzugt
aus einer Platin-Iridium-Legierung (90% Platin/ 10% Iridium). Bei
der dargestellten Ausführungsform
wird die Ringelektrode 39 neben dem distalen Ende des mittleren Abschnitts 38 in
unmittelbarer Nähe
des offenliegenden Bereichs 35 angebracht. Bei dieser Ausführungsform
ist die Ringelektrode 39 (d.h. der distale Rand der Ringelektrode)
bevorzugt von dem offenliegenden Bereich 35 um einen Abstand
von nicht mehr als ungefähr
2 mm, besonders bevorzugt von ungefähr 0,2 mm bis ungefähr 1,5 mm,
ganz besonders bevorzugt von ungefähr 0,2 mm bis ungefähr 0,5 mm beabstandet.
Alternativ kann die Ringelektrode 39 näher an dem flexiblen Schlauch 19 angeordnet
sein, wobei die Ringelektrode (d.h. der proximale Rand der Ringelektrode)
bevorzugt von dem Distalende des Schlauchs um einen Abstand von
nicht mehr als ungefähr
2 mm beabstandet ist. Die Ringelektrode 39 weist eine Breite
auf, die bevorzugt von ungefähr
0,4 mm bis ungefähr
0,2 mm, besonders bevorzugt von ungefähr 0,5 mm bis ungefähr 1,5 mm,
ganz besonders bevorzugt von ungefähr 0,6 mm bis ungefähr 1,0 mm
reicht. Bevorzugt ist der Außendurchmesser
der Ringelektrode 39 der gleiche wie der Außendurchmesser
des offenliegenden Bereichs 35 der Spitzenelektrode 36.
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Die
Spitzenelektrode 36 und die Ringelektrode 39 werden
jeweils an einen getrennten Zuleitungsdraht 44 angeschlossen.
Die Zuleitungsdrähte 44 erstrecken
sich durch das erste Lumen 30 des Spitzenstücks 14,
das mittlere Lumen 18 des Katheterkörpers 12 und den Steuergriff 16 und
enden an ihrem Proximalende in einer (nicht gezeigten) Eingangsbuchse,
die in eine entsprechende (nicht gezeigte) Signalverarbeitungseinheit
und eine (nicht gezeigte) HF-Energiequelle eingesteckt werden kann.
Der Abschnitt der Zuleitungsdrähte 44,
der sich durch das mittlere Lumen 18 des Katheterkörpers 12,
den Steuergriff 16 und das Proximalende des Spitzenstücks 14 erstreckt,
kann in einer Schutzhülle 49 eingefaßt sein,
die aus einem beliebigen geeigneten Material, bevorzugt Polyimid,
bestehen kann. Die Schutzhülle 49 wird
bevorzugt mit ihrem Distalende an dem Proximalende des Spitzenstücks 14 verankert,
indem sie mit Polyurethanklebstoff od. dergl. in das erste Lumen 30 geklebt
wird.
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Die
Zuleitungsdrähte 44 werden
an der Elektrodenspitze 36 und den Ringelektroden 39 mit
einer beliebigen herkömmlichen
Technik befestigt. Der Anschluß eines
Zuleitungsdrahts 44 an die Spitzenelektrode 36 erfolgt
z.B. durch Löten
des Zuleitungsdrahts 44 in ein erstes Loch 47,
das sich wie in 3B gezeigt entlang dem Schaft 37 der
Spitzenelektrode 36 befindet.
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Der
Anschluß eines
Zuleitungsdrahts 44 an die Ringelektrode 39 erfolgt
bevorzugt, indem zunächst
ein zweites Loch 48 durch den mittleren Bereich 38 der
Spitzenelektrode 36 und durch die Isolationsschicht 55 erstellt
wird. Ein Zuleitungsdraht 44 wird dann durch das Loch 48 gezogen.
Von den Enden des Zuleitungsdrahts 44 wird dann jegliche
Beschichtung entfernt und die Enden werden an die Unterseite der
Ringelektrode 39 gelötet
oder geschweißt,
die dann in die Position über
dem Loch 48 geschoben wird und mit Polyurethanklebstoff
oder dergl. an der richtigen Stelle befestigt wird.
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Zwei
zusätzliche
Ringelektroden 59 werden an dem Distalende des Spitzenstücks 14 angebracht. Die
Ringelektroden 59 werden über den flexiblen Schlauch 19 geschoben
und mit Klebstoff oder dergl. an der richtigen Stelle befestigt.
Die Position und der Abstand der zusätzlichen Ringelektrode 59 sind
nicht entscheidend. Falls erwünscht
können
zusätzliche Ringelektroden 59 verwendet
werden und können ähnlich über dem
flexiblen Schlauch 19 des Spitzenstücks 14 angeordnet
werden.
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Für die Spitzenelektrode 36 werden
ein Temperaturmeßfühler und
falls erwünscht
die Ringelektroden 39 und/oder 59 bereitgestellt.
Ein beliebiger herkömmlicher
Temperaturmeßfühler, z.B.
ein Thermoelement oder Thermistor, kann verwendet werden. Ein bevorzugter
Temperaturmeßfühler für die Spitzenelektrode 36 umfaßt ein Thermoelement,
das von einem Lackdrahtpaar gebildet wird. Ein Draht des Drahtpaars
ist ein Kupferdraht 41, z.B. ein Nummer 40 Kupferdraht.
Der andere Draht des Drahtpaars ist ein Konstantan-Draht 45.
Die Drähte 41 und 45 des
Drahtpaars werden elektrisch voneinander isoliert, mit Ausnahme
ihrer Distalenden, an denen sie zusammen verdrillt, mit einem kurzen
Stück Kunststoffschlauch 58,
z.B. Polyamid, bedeckt und mit Epoxid überzogen werden (wie in 3c gezeigt).
Der Kunststoffschlauch 58 wird dann an dem Distalstück 31b des
Sacklochs 31 in der Spitzenelektrode 36 mit Polyurethanklebstoff
od. dergl. befestigt. Alternativ können die Drähte 41 und 45 in
das Distalstück 31b gelötet werden.
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Die
Drähte 41 und 45 erstrecken
sich durch das zweite Lumen 32 in das Spitzenstück 14 und durch
das mittlere Lumen 18 des Katheterkörpers 12. Innerhalb
des zweiten Lumens 32 und des mittleren Lumens 18 erstrecken
sich die Drähte 41 und 45 durch
die Schutzhülle 49 mit
den Zuleitungsdrähten 44.
Die Drähte 41 und 45 erstrecken
sich dann nach außen
durch den Steuergriff 16 und bis zu einem (nicht gezeigten)
Anschlußstück, das
an einen (nicht gezeigten) Temperaturmonitor anschließbar ist.
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Alternativ
kann der Temperaturmeßfühler ein Thermistor
sein. Ein geeigneter Thermistor zur Verwendung bei der vorliegenden
Erfindung ist das Modell Nr. AB6N2-GC14KA143E/37C, das von Thermometrics
(New Jersey) verkauft wird.
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Zudem
wird ein Mechanismus bereitgestellt, um das Spitzenstück 14 umzulenken.
Bei einer Ausführungsform
umfaßt
der Mechanismus einen Zugdraht 50, der sich durch den Katheterkörper 12 erstreckt.
Der Zugdraht 50 ist mit seinem Proximalende an dem Steuergriff 16 verankert
und ist mit seinem Distalende an dem Spitzenstück 14 verankert. Der Zugdraht 50 besteht
aus einem beliebigen geeigneten Metall, wie etwa rostfreiem Stahl
oder Nitinol, und ist bevorzugt mit Teflon® od.
dergl. beschichtet. Die Beschichtung macht den Zugdraht 50 schlüpfrig. Der Zugdraht 50 weist
bevorzugt einen Durchmesser auf, der von 0,152 mm (0,006 Inch) bis
ungefähr
0,25 mm (0,010 Inch) reicht.
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Eine
Klemmspule 52 befindet sich innerhalb des Katheterkörpers 12 in
umgebendem Verhältnis zu
dem Zugdraht 50. Die Klemmspule 52 erstreckt sich
von dem Proximalende des Katheterkör pers 12 zu dem Proximalende
des Spitzenstücks 14.
Die Klemmspule 52 besteht aus einem beliebigen geeigneten
Metall, bevorzugt rostfreiem Stahl. Die Klemmspule 52 ist
fest zusammengerollt, um Flexibilität, d.h. Biegung, bereitzustellen,
aber Druck zu widerstehen. Der Innendurchmesser der Klemmspule 52 ist
bevorzugt geringfügig
größer als
der Durchmesser des Zugdrahts 50. Die Teflon®-Beschichtung
auf dem Zugdraht 50 ermöglicht
es ihm, unbehindert innerhalb der Klemmspule 52 zu gleiten.
Falls erwünscht, insbesondere
wenn die Zuleitungsdrähte 44 nicht von
einer Schutzhülle 49 umschlossen
sind, kann die äußere Oberfläche der
Klemmspule 52 mit einer flexiblen, nicht leitenden Hülle 46,
z.B. aus einem Polyimidschlauch bestehend, überzogen werden, um eine Berührung zwischen
der Klemmspule 52 und jeglichen anderen Drähten innerhalb
des Katheterkörpers 12 zu
verhindern.
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Die
Klemmspule 52 ist mit ihrem Proximalende an dem Proximalende
des Versteifungsschlauchs 20 in dem Katheterkörper 12 über eine
Klebefuge 51 und mit ihrem Distalende an dem Spitzenstück 14 über eine
Klebefuge 53 verankert. Die beiden Klebefugen 51 und 53 umfassen
bevorzugt Polyurethanklebstoff od. dergl. Der Klebstoff kann mittels
einer Spritze od. dergl. durch ein Loch aufgetragen werden, das
zwischen der äußeren Oberfläche des
Katheterkörpers 12 und
dem mittleren Lumen 18 erstellt werden kann. Ein derartiges
Loch kann z.B. durch eine Nadel od. dergl. gebildet werden, welche
die Außenwand 22 des
Katheterkörpers 12 und
des Versteifungsschlauchs 20 durchsticht, der ausreichend
erhitzt wird, um ein permanentes Loch zu bilden. Der Klebstoff wird
dann durch das Loch auf die äußere Oberfläche der
Klemmspule 52 eingeführt
und zieht um den äußeren Umfang
herum ein, um eine Klebefuge um den ganzen Umfang der Klemmspule 52 herum
zu bilden.
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Der
Zugdraht 50 erstreckt sich in das zweite Lumen 32 des
Spitzenstücks 14.
Der Zugdraht 50 ist mit seinem Distalende an dem Distalende
des Spitzenstücks 14 über eine
Verankerung 54 verankert. Ein bevorzugtes Verfahren zum
Verankern des Zugdrahts 50 innerhalb des Spalts 26 ist
das Löten oder
Schweißen
des Distalendes des Zugdrahts 50 an eine Verankerung 54,
die bevorzugt aus einem kleinen Stück eines rostfreien Stahlbands
od. dergl. gebildet wird. Die Verankerung 54 wird innerhalb
des Spalts 26 zwischen dem Innern des Schlauchs 19 und
dem Proximalende des Schafts 37 in einer Queranordnung
zu dem Zugdraht bewegt, wodurch ein T-Träger
oder eine Verankerung gebildet wird. Da die Länge der Verankerung 54 größer ist
als der Durchmesser des zweiten Lumens 32, kann die Verankerung 54 nicht
durch das Lumen 32 gezogen werden. Alternativ kann der
Zugdraht 50 in einem Sackloch in der Spitzenelektrode 36,
wie z.B. in dem amerikanischen Patent Nr. 6 027 473 beschrieben,
verankert werden. Bei einer anderen Alternative kann der Zugdraht 42,
wie z.B. in der EP-A-0 904 796 beschrieben, an der Seite des Spitzenstücks 14 verankert
werden. Innerhalb des zweiten Lumens 32 des Spitzenstücks 14 erstreckt
sich der Zugdraht 50 durch eine Kunststoffhülle 56,
bevorzugt aus Teflon®,
die verhindert, daß der
Zugdraht 50 in die Wand des Schlauchs 52 einschneidet,
wenn das Spitzenstück
umgelenkt wird.
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Ein
Sicherheitsdraht 57 erstreckt sich durch den Katheterkörper 12 und
ist mit seinem Distalende an der Spitzenelektrode 36 verankert.
Der Sicherheitsdraht 57 ist bevorzugt ein mit Kupfer umwickelter Moneldraht.
Der Sicherheitsdraht 57 ist an der Spitzenelektrode 36 verankert,
z.B. durch Löten
des Sicherheitsdrahts 57 in das erste Loch 47 in
dem Schaft 37. Mit seinem Proximalende wird der Sicherheitsdraht 57 um
die Klemmspule 52 an einer Stelle innerhalb des Katheterkörpers 12 gewickelt.
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Ein
elektromagnetischer Lagesensor 72 ist in der Spitzenelektrode 36 enthalten.
Der elektromagnetische Sensor 72 befindet sich innerhalb
des Proximalstücks 31a des
Sacklochs 31 in der Spitzenelektrode 36 und wird
mit Polyurethanklebstoff und dergl. befestigt. Je nach den Abmessungen
der Spitzenelektrode 36 und des Sensors 72 kann
es wünschenswert
sein, daß sich
die Sensoren mindestens teilweise in den Schaft 37 der
Spitzenelektrode hinein erstrecken und möglicherweise selbst in das
Distalende des Schlauchs 19 des Spitzenstücks. Der
elektromagnetische Sensor 72 ist an ein elektromagnetisches
Sensorkabel 74 angeschlossen, das sich durch das dritte
Lumen 34 des Spitzenstücks 14, durch
den Katheterkörper 12 und
nach außen
durch den Steuergriff 16 erstreckt. Das elektromagnetische Sensorkabel 74 umfaßt mehrere
in einer mit Kunststoff überzogenen
Hülle eingefaßte Drähte. In
dem Steuergriff 16 ist das Sensorkabel 74 an eine
(nicht gezeigte) Leiterplatte angeschlossen. Die Leiterplatte verstärkt das
von dem elektromagnetischen Sensor 72 empfangene Signal
und überträgt es an
einen Computer in einer für
diesen verständlichen
Form. Da der Katheter zum einmaligen Gebrauch ausgelegt ist, enthält die Leiterplatte
auch einen EPROM-Chip, der die Leiterplatte abschaltet, nachdem
der Katheter verwendet wurde. Dadurch wird vermieden, daß der Katheter,
oder zumindest der elektromagnetische Sensor, zweimal verwendet
wird. Geeignete elektromagnetische Sensoren zur Verwendung mit der
vorliegenden Erfindung werden z.B. in der EP-A-0 989 384 und den
amerikanischen Patenten Nr. 5 558 091, 5 443 489, 5 480 422, 5 546
951, 5 568 809 und 5 391 199 beschrieben.
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Die
Längsbewegung
des Zugdrahts 50 im Verhältnis zu dem Katheterkörper 12,
die zur Umlenkung des Spitzenstücks 14 führt, erfolgt
durch geeignete Handhabung des Steuergriffs 16. Ein geeignetes
Steuergriffmodell zur Verwendung mit der vorliegenden Erfindung
wird in der EP-A-0
928 601 und der EP-A-0 900 549 beschrieben.
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Falls
erwünscht,
kann der Katheter multidirektional sein, d.h. er kann zwei oder
mehrere Zugdrähte
aufweisen, um die Möglichkeit
zu verbessern, das Spitzenstück
in mehr als einer Richtung zu handhaben oder zwei oder mehrere verschiedene
Kurven zu bilden. Eine Beschreibung eines derartigen Modells wird
in der EP-A-0 904 796, der EP-A-0 985 423, der EP-A-0 982 407, der EP-A-1
005 839 und der EP-A-1 038 545 bereitgestellt.
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Die
erfindungsgemäßen Katheter
eignen sich insbesondere zur Darstellung des Herzens und zur Ablation
von Herzgewebe, wie etwa Arrhythmien hervorrufende Nebensignaldurchgänge. Während einer
Operation wird das Distalende des Katheters 10 in eine
Vene oder Arterie eingefügt
und bis zum Herz vorgeschoben. Um bei der Anordnung des Spitzenstücks 14 des
Katheters 10 in einer erwünschten Position innerhalb
des Herzens beizutragen, werden der Zugdraht 50 und der
Steuergriff 16 verwendet, um das Spitzenstück 14 umzulenken.
Sobald das Spitzenstück 14 an
oder neben der erwünschten Stelle
des Herzgewebes angeordnet wurde, kann die elektrische Tätigkeit
des Herzens identifiziert, ausgewertet oder dargestellt werden,
und elektrophysiologische Quellen von Arrhythmie können identifiziert und/oder
behandelt werden.
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Genauer
gesagt verwendet man das bipolare Elektrodenpaar, nämlich den
offenliegenden Bereich 35 der Spitzenelektrode 36 und
der Ringelektrode 39, die an der Spitzenelektrode angebracht
ist, um die elektrische Tätigkeit
des Herzens darzustellen. Die unmittelbare Nähe der Ringelektrode 39 zu
dem offenliegenden Bereich 35 der Spitzenelektrode 36 verleiht
dem Katheter genauere bipolare Darstellungsfähigkeiten. Wegen ihrer unmittelbaren
Nähe sind
die Elektroden 36 und 39 nahezu den gleichen Geräusch- und
Fernfeld-Hintergrundsignalen ausgesetzt. Ein bipolares Elektrogramm
zeigt den Unterschied der beiden Signale an, so daß im Wesentlichen
nur die elektrische Tätigkeit
von dem nahe gelegenen Gewebe aufgezeichnet wird. Nahe liegende Elektroden
liefern diskretere Elektrogramme.
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Zudem
begrenzt die elektrisch isolierende Schicht 55 die elektrisch
aktive Mantelfläche
der Spitzenelektrode 36 auf den offenliegenden Bereich 35, wobei
sie eine im Vergleich zu einer herkömmlichen Spitzenelektrode verbesserte
Elektrogramm-Auflösung
bereitstellt. Genauer gesagt werden von dem relativ kleinen offenliegenden
Bereich 35 aufgezeichnete Elektrogramme diskreter sein,
wobei sie die elektrische Tätigkeit
einer kleineren Gewebefläche melden.
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Der
elektromagnetische Lagesensor 72 in dem Spitzenstück 14 des
Katheters wird verwendet, um eine Darstellung des Herzens bereitzustellen,
so daß der
Arzt besser feststellen kann, wo die Ablation stattfinden soll,
und besser spüren
kann, wo sich das Spitzenstück 14 während des
Verfahrens befindet. Bei der Verwendung wird der Patient in ein
Magnetfeld gebracht, das z.B. erzeugt wird, indem unter dem Patienten
eine Kontaktfläche
angebracht wird, die Spulen enthält,
um ein Magnetfeld zu erzeugen, und ein elektromagnetischer Bezugssensor
wird im Verhältnis
zu dem Patienten befestigt, z.B. auf den Rücken des Patienten geklebt.
Signale, die im Herzen sowohl von dem befestigten Bezugssensor als
auch von dem elektromagnetischen Lagesensor 72 in dem Katheter
erzeugt werden, werden verstärkt
und an einen Computer übertragen,
der die Signale analysiert und sie auf einem Bildschirm anzeigt.
Bei diesem Verfahren kann man die genaue Lage des Lagesensors 72 (und
somit des Spitzenstücks 14,
das die Spitzenelektrode 36 umfaßt) im Verhältnis zu dem Bezugssensor feststellen
und sichtbar machen. Der Sensor 72 kann auch die Bewegung
des Katheters erfassen, die durch die Herzmuskelkontraktion hervorgerufen
wird.
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Der
elektromagnetische Darstellungssensor 72 wird bevorzugt
in Kombination mit der Spitzenelektrode 36 und der Ringelektrode 39 verwendet. Durch
die Kombination des elektromagnetischen Sensors 72 und
der Elektroden 36 und 39 kann ein Arzt gleichzeitig
die Umrisse oder die Form der Herzkammer, die elektrische Tätigkeit
des Herzens und das Ausmaß der
Katheterbewegung darstellen. Die Spitzenelektrode 36 und
die Ringelektrode 38 werden verwendet, um die Stärke der
elektrischen Signale an einer bestimmten Stelle zu überwachen.
Wie der Fachmann erkennen würde,
kann man das erfindungsgemäße Spitzenelektrodenmodell
wirksam ohne Einbindung eines Lagesensors verwenden, und somit kann
der elektromagnetische Sensor 72, falls erwünscht, entfernt
werden.
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Sobald
die elektrische Tätigkeit
des Herzens bestimmt und dargestellt wurde, verwendet der Arzt, falls
erwünscht,
denselben Katheter für
die Ablation des Herzgewebes. Die relativ große Mantelfläche der Spitzenelektrode 36,
die den offenliegenden Bereich 35 sowie den mittleren Bereich 38 umfaßt, der
mit der thermisch leitenden Schicht 55 überzogen ist, verbessert die
Fähigkeit
der Elektrode, während
der Ablation Wärme
abzuleiten, im Vergleich zu einer vergleichbaren Spitzenelektrode,
die eine Länge
aufweist, die näher
an der des offenliegenden Bereichs 35 des vorliegenden
Katheters liegt. Im Vergleich zu einer standardmäßigen 4-mm-Spitzenelektrode stellt die Spitzenelektrode
der vorliegenden Erfindung, die eine bevorzugte Länge (außerhalb
des Kunststoffschlauchs 19) von ungefähr 6 mm bis ungefähr 8 mm aufweist,
eine verbesserte konvektive Abkühlung durch
das vorbeiströmende
Blut bereit, so daß zusätzliche
Energie auf das Gewebe angewendet werden kann. Herkömmliche
8-mm-Spitzenelektroden benötigen
jedoch mehr Energie als die erfindungsgemäße Spitzenelektrode. Die Spitzenelektrode
der vorliegenden Erfindung weist bevorzugt eine offenliegende Länge von
nur ungefähr
2 mm bis ungefähr
3 mm auf, was die Energiemenge reduziert, die zur Ablation benötigt wird,
im Vergleich zu einer Spitzenelektrode mit einer offenliegenden
Länge von
8 mm. Ferner verwendet eine herkömmliche
8-mm-Spitzenelektrode mehr Energie, die das umgebende Blut erhitzt
statt das anliegende Herzgewebe zu erhitzen. Diese Bluterhitzung
kann eine erhebliche Koagulation des Blutes an der Oberfläche der
Spitzenelektrode entlang hervorrufen. Die vorliegende Erfindung löst dieses
Problem, indem sie eine elektrisch isolierende jedoch thermisch
leitende Schicht über
dem nicht offenliegenden Abschnitt der Spitzenelektrode 36 bereitstellt,
wodurch sich die elektrische Energie an dem offenliegenden Bereich 35 konzentrieren kann,
während
der isolierte Abschnitt (der mittlere Bereich 38) der Spitzenelektrode
konvektiv durch vorbeiströmendes
Blut abgekühlt
wird.
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Aus
dieser Gestaltung ergibt sich, daß man mit der erfindungsgemäßen Elektrode
im Vergleich zu einer standardmäßigen Spitzenelektrode,
die eine Gesamtlänge
gleich der Länge
des offenliegenden Bereichs 35 der erfindungsgemäßen Elektrode
aufweist, mehr Energie auf das Gewebe anwenden kann. Dies ist der
Fall, weil das Blut die erfindungsgemäße Elektrode im Vergleich zu
der standardmäßigen Spitzenelektrode
wirksamer abkühlen
kann. Zudem kann die erfindungsgemäße Elektrode eine Läsion von
der gleichen Größe wie eine
standardmäßige Spitzenelektrode
mit einer Gesamtlänge
gleich der Gesamtlänge
der erfindungsgemäßen Elektrode (aber
ohne elektrisch isolierende und thermisch leitende Beschichtung)
schaffen, wobei sie jedoch weniger Energie verwendet. Dies ist der
Fall, weil die erfindungsgemäße Elektrode
eine höhere
Stromdichte als eine standardmäßige Spitzenelektrode
aufweist, und dabei noch ähnliche
Kühlfähigkeiten
aufweist, so daß weniger
Energie notwendig ist.
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Wie
zuvor erwähnt,
wird zudem die Elektrodenimpedanz routinemäßig während der Ablation überwacht,
um die mögliche
Bildung gefährlicher Verkohlung
oder Gerinnsel auf der Spitzenelektrode zu erfassen. Da die elektrisch
aktive Fläche
(d.h. der offenliegende Bereich 35) der erfindungsgemäßen Spitzenelektrode
kleiner ist als bei herkömmlichen Ablations- Spitzenelektroden,
die eine ähnliche
Abkühlfähigkeit
bieten, sind Impedanzänderungen
wegen Verkohlung und Gerinnsel mit dem erfindungsgemäßen Katheter
leichter zu erfassen.
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Die
vorhergehende Beschreibung wurde mit Bezug auf derzeit bevorzugte
Ausführungsformen der
Erfindung dargelegt. Fachleute, die mit der Technologie vertraut
sind, zu der diese Erfindung gehört, werden
verstehen, daß Abänderungen
und Veränderungen
in der beschriebenen Struktur vorgenommen werden können, ohne
sich bedeutend von dem Umfang der vorliegenden Erfindung, wie sie
in den beiliegenden Ansprüchen
definiert ist, zu entfernen.
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Demnach
sollte die vorhergehende Beschreibung nicht gelesen werden, als
ob sie sich nur auf die genauen Strukturen bezöge, die beschrieben und in
den beiliegenden Zeichnungen abgebildet wurden, sondern sollte in Übereinstimmung
mit und als Beleg für
die folgenden Ansprüche
gelesen werden, die ihren breitesten und angemessenen Umfang haben
sollen.