DE69026081T2

DE69026081T2 - Subkutane Elektroden zur Entflimmerung

Info

Publication number: DE69026081T2
Application number: DE69026081T
Authority: DE
Inventors: Roger W Dahl; Stephen J Hahn; John E Heil; Douglas J Lang; David K Swanson
Original assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Current assignee: Cardiac Pacemakers Inc
Priority date: 1990-06-06
Filing date: 1990-11-01
Publication date: 1996-08-14
Anticipated expiration: 2010-11-02
Also published as: US5603732A; JPH0567310B2; EP0460324B1; EP0460324A3; DE69026081D1; CA2027744A1; CA2027744C; US5203348A; EP0460324A2; US5342407A; US5545202A; JPH0440966A; US5360442A

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG

Die Erfindung betrifft das Gebiet der elektrischen Defibrillation einschließlich der Kardioversion, und insbesondere den Aufbau einer Elektrode, die in implantierbaren Defibrillationssystemen verwendet werden. Der Ausdruck "Defibrillation", wie er bier verwendet wird, umfaßt die Kardioversion, welche eine andere Methode darstellt, die eine relativ hohe Energieabgabe im Vergleich zur Schrittmacherstimulation einbezieht, sowie weitere Aspekte der Defibrillationstherapie, wie das Überwachung der elektrischen Herzaktivität (Abfühlen), wenn keine Impulse mit hoher Energie abgegeben werden.
Defibrillation ist eine Methode, die verwendet wird, um arrhythmischen Herzzuständen einschließlich einiger Tachykardien, Flattern und Fibrillation in den Atrien und/oder den Ventrikeln zu begegnen. Typischerweise werden Elektroden verwendet, um das Herz mit elektrischen Impulsen oder Schocks mit einer Größe zu stimulieren, die wesentlich größer als die Impulse bei der Herzschrittmacherstimulation sind. Bei einer Defibrillationsmethode werden elektrisch leitende Paddelelektroden an der Brust des Patienten angelegt. Bei der Herzchirurgie können derartige Paddel direkt am Herzen angelegt werden, um die notwendige elektrische Energie aufzubringen.
Neuere Defibrillationssysteme umfassen im Körper implantierbare Elektroden. Derartige Elektroden können die Form von Flecken haben, die direkt auf das Epikardialgewebe oder in den distalen Endbereichen von intravaskularen Kathetern aufgebracht werden, die in eine ausgewählte Herzkammer eingeführt werden. Das US-Patent 4,603,705 (Speicher et al) offenbart beispielsweise einen Intravaskularkatheter mit Vielfachelektroden, die entweder allein oder in Kombination mit einer epikardialen Fleckenelektrode verwendet werden. Entsprechende Epikardialdefibrillatorelektroden sind im US-Patent 4,567,900 (Moore) offenbart.
Epikardialelektroden werden als die wirksamsten in dem Sinn betrachtet, daß weniger Energie für die Entflimmerung im Vergleich zu Brustkontaktpaddel- oder intravaskularen Katheterelektroden erforderlich ist. Die Implantation einer Epikardialelektrode ist jedoch sehr belastend und mit einem größeren chirurgischen Eingriff verbunden, da es erforderlich ist, in den Brusthohlraum einzudringen, was typischerweise das Aufspreizen benachbarter Rippen oder das Trennen des Brustbeins zur Folge hat. Dieses Verfahren stellt eine Infektionsgefahr dar. Ferner bringt die Implantation und die Befestigung physische Einschränkungen hinsichtlich der Natur der Elektrode mit sich. Diese Elektroden müssen entweder ziemlich klein oder extrem nachgiebig und ermüdungsbeständig sein, da sie einen konformen Sitz am kontrahierenden Herzen beibehalten.
Im allgemeinen werden größere Defibrillationselektroden als wünschenswerter betrachtet, da sie die Impedanz an oder in der Nähe der Elektrode reduzieren. Bei größeren Elektroden werden auch Abfühlartifakte verringert. Größere Elektroden sind jedoch schwierig am Epikard zu befestigen, da sie mit dem Herzen während der Kontraktionen konform sein müssen, welche der normalen Herzaktivität zugeführt sind. Subkutanelektroden werden einfacher und bei geringerem Risiko für den Patienten implantiert. Bei einer Defibrillationselektrode oder einer anderen implantierten Vorrichtung erhöht jedoch ein Vergrößern der Abmessungen im allgemeinen die Unbequemlichkeit und das Operationsrisiko für den Patienten.
Ein Vergrößern der Abmessungen einer Defibrillationselektrode beeinflußt ihre elektrische Leistung. Übliche Elektroden sind "Randeffekten" ausgesetzt, die aus der uneinheitlichen Verteilung der elektrischen Energie entsteht, wenn die Elektrode die Impulse empfängt. Insbesondere sind die Stromdichten an den Rändern der Elektrode größer als in den inneren Bereichen der Elektrode. Ein Versuch, dem Randeffekt zu begegnen, ist im US-Patent 4,291,707 (Heilman et al) offenbart. Eine Reihe kreisförmiger Öffnungen durch eine Isolierschicht, welche einen leitenden Schirm einrahmt, soll den Randeffekt im wesentlichen durch das zusätzliche Freilegen des Schirms beseitigen. Ein weiteres Problem bei größeren Elektroden ist der Widerstand über die Länge (größte lineare Dimension) der Elektrode, was zu unerwünschten Spannungsgradienten quer über die Elektrode führt, welche die Elektrodenleistung verringern können.
Es ist auch ein Ziel der Erfindung, eine implantierbare Defibrillationselektrode mit einer großen effektiven Oberfläche zu schaffen, um die Impedanz an oder nahe der Elektrode zu verringern, ohne daß eine unerwünschte Verschlechterung des Komforts für den Patienten verursacht wird. Ein weiteres Ziel besteht darin, eine Defibrillationselektrode zu schaffen, die eine große effektive Fläche hat, einfacher zu implantieren ist und ohne weiteres eine Konformität mit den Konturen der implantierten Stelle bietet.
Ein weiteres Ziel besteht darin, einen Defibrillationselektrodenaufbau zu schaffen, der relativ große Abmessungen ermöglicht, während die uneinheitliche Feldverteilung verringert wird, die mit üblichen Elektroden verbunden ist.
Ein weiteres Ziel besteht darin, Defibrillationselektroden mit einer ausreichenden Größe und Wirksamkeit zu schaffen, um eine über den Brustkorb gehende Zuführung von Defibrillationsimpulsen mit einem implantierten System zu ermöglichen.
Die EP-0 317 490 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Implantieren eines automatischen implantierbaren Defibibrillators, wobei eine Elektrode, die beispielsweise als Spirale vorkonfiguriert ist, während des Einführens durch einen Katheter gerade gezogen wird und sich nach dem Austritt aus dem Katheter zurückbildet, um nahezu die Funktion einer Paddelelektrode zu erreichen.
Die US-PS 3,333,045 offenbart eine körperimplantierbare elektrische Leitungsanordnung in der Form eines gewendelten Kabels aus silberbeschichteten, rostfreien Stahldrähten, die lose in einem Silikongummischlauch eingesetzt sind, um eine erhöhte Flexibilität und einen niedrigen Widerstand zu liefern. Das Kabel umfaßt eine Vielzahl gezogener, hart gelöteter Litzendrähte.
Die WO 89/06148 offenbart eine intravaskulare Elektroden leitungsanordnung mit einer Anzahl länglicher flexibler Elektroden, die seitlich auf Positionen zurückgezogen sind, die benachbart und parallel zueinander sind, um in einen Atrium- oder Ventrikelraum eingeführt zu werden. Nach dem Einführen werden die flexiblen Elektroden seitlich expandiert oder erweitert, um eine federnde Halterung an den Umgebungswänden des Raums zu ermöglichen.
Die EP-0 428 279, die lediglich einen Stand der Technik gemäß Artikel 54 (3) darstellt, offenbart eine Elektrodenleitung zur Implantation, die eine Dreigabelung elektrisch leitender Drahtlitzen aufweist, wobei die Litzen im wesentlichen parallel und seitlich ausreichend beabstandet sind, so daß sie in benachbarte interkostale Räume eingesetzt werden können.

ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG

Um diese und weitere Ziele zu erreichen, ist eine körperimplantierbare, gewebestimulierende Elektrode gemäß Anspruch 1 vorgesehen. Die Elektrode weist eine Vielzahl flexibler, elektrisch leitender Elektrodensegmente auf, die vorzugsweise eine Nennbreite und eine Länge aufweisen, welche wenigstens fünfmal der Nennbreite entspricht. Eine Einrichtung kann zum mechanischen Koppeln der Elektrodensegmente miteinander vorgesehen sein, wobei jedes Segment über den Großteil seiner Länge von jedem anderen Segment mit einem Abstand von wenigstens 1,5 cm beabstandet ist. Eine Einrichtung ist vorgesehen, um die Elektrodenelemente für den im wesentlichen gleichzeitigen Empfang von gewebestimulierenden elektrischen Impulsen von einer Impulserzeugungseinrichtung elektrisch zu koppeln. Infolgedessen wirken die Elektrodensegmente beim Empfang der gewebestimulierenden Impulse zusammen, um eine effektive Elektrodenfläche zu definieren, welche die Elektrodensegmente umfaßt und eine Breite von wenigstens 1,5 cm hat.
Bei einer bevorzugten Ausgestaltung sind die Elektrodensegmente linear und parallel beabstandet, wobei sich alle in Längsrichtung erstrecken. Die mechanische und elektrische Kopplungseinrichtung kann ein sich in Querrichtung erstreckender distaler Abschnitt einer länglichen, elektrischen Leitung sein. Die Leitung ist mit jedem der entsprechenden ersten Endabschnitte der Elektrodensegmente längs ihres distalen Bereichs verbunden, und an ihrem proximalen Ende mit einer Impulserzeugungseinrichtung. Vorzugsweise überdeckt eine elektrisch isolierende Schicht die Leitung, wobei die Elektrodensegmente freigelassen werden, um einen im wesentlichen rechteckigen "Phantom"- Bereich oder wirksamen Elektrodenbereich zu definieren.
Alternativ können sich die Elektrodensegmente von einer gemeinsamen Verbindung aus radial nach außen erstrecken, typischerweise am distalen Ende der Leitung oder des leitenden Kopplungsdrahtes von der Impulserzeugungseinrichtung.
Während der Kopplungsdraht über den Großteil seiner Länge mit einem Isolationsmaterial bedeckt ist, kann ein distaler Endabschnitt des Kopplungsdrahtes freiliegend gelassen werden, um eines der Elektrodensegmente zu schaffen.
Eine weitere Lösung umfaßt einen einzigen elektrisch leitenden Draht oder Pfad, wobei Abschnitte des Pfades die beabstandeten Segmente schaffen. Beispielsweise kann der Pfad in einer Serpentinenausbildung angeordnet sein, bei welcher Segmente parallel und miteinander Seite an Seite ausgerichtet sein können. Alternativ kann der leitende Pfad als Spirale ausgebildet sein. In jedem Fall sind benachbarte Segmente voneinander mit einem Abstand beabstandet, der wesentlich größer als ihre Breite ist, vorzugsweise um eine oder mehr Größenordnungen.
In einem bevorzugten Beispiel erstrecken sich längliche Elektrodensegmente mit einer Länge von etwa 30 cm und einer Nennbreite von 0,5 mm in Längsrichtung, sind zueinander ausgerichtet und voneinander etwa 3 cm beabstandet. Ein Ende eines jeden Elektrodensegments ist am distalen Endabschnitt einer Leitung an einem Impulsgenerator befestigt. Am gegenüberliegenden freien Ende eines jeden Segments befindet sich eine Vergrößerung wie eine Schleife oder ein erweitertes Ende, das ausgebildet ist, um lokale hohe Stromdichten aufgrund der vorher beschriebenen Randeffekte zu minimieren. Die Kombination einer großen Phantomfläche mit einer Vielzahl von Leitsegmenten verringert uneinheitliche Stromverteilungen.
Die besten Resultate werden mit hochleitenden Elektrodensegmenten erreicht. Demgemäß sind die Segmente vorzugsweise aus Kompositleitern mit niedrigem Widerstand ausgebildet, wie gezogene Schmorlitzen (DBS - drawn braised strands), gezogene gefüllte Rohre (DFT - drawn filled tubes) und ähnliches, die mit Platin oder einem anderen Metall aus der Platingruppe beschichtet sind, beispielsweise Iridium, Ruthenium oder Palladium, oder alternativ mit einer Legierung eines dieser Metalle. Die Litzen können aus Titan oder Platin bestehen. Ein geeigneter gefüllter rohrförmiger Leiter besteht aus einem Silberkern innerhalb eines Rohres aus rostfreiem Stahl.
Es wurde entdeckt, daß hochleitende Elektrodensegmente jeden Spannungsgradienten quer über die Elektrode verringern, wobei die getrennten Segmente gleichzeitig einen Defibrillations- oder anderen Stimulationsimpuls empfangen. Die getrennten Segmente wirken somit zusammen, um als eine einzige "Flecken"-Elektrode zu wirken, die eine effektive Oberfläche gleich derjenigen eines Vierecks oder anderes Vielecks hat, das alle Segmente enthält. Bei spielsweise würde eine Elektrode, die aus einem Seil aus fünf parallelen Elektrodensegmenten gebildet ist, die voneinander 3 cm beabstandet sind, wobei jedes Segment cm lang ist, eine rechteckige Phantom- oder effektive Fläche haben, die geringfügig größer als 120 (12 x 10) cm² hat. Verglichen mit einer kontinuierlichen rechtwinkeligen Fleckenelektrode mit den Abmessungen 10 x 12 cm ist die verzweigte Segmentelektrode gemäß der Erfindung leichter zu implantieren, verringert Bereiche mit hoher Stromdichte und paßt sich einfacher dem Brustkorb oder einer anderen Oberfläche an, an der sie befestigt ist. Tatsächlich können die verzweigten Anordnungen der Segmente effektive Defibrillationselektrodenfläche im Bereich von 100 bis 200 cm² schaffen, wobei eine einfache Implantation ermöglicht wird.
Falls erwünscht, können eine oder mehrere Elektroden, die in der Nähe des Brusthohlraumes und des Brustkorbes implantiert sind, in Kombination mit einer oder mehreren Spulenelektroden verwendet werden, die an einem intravaskularen Katheter befestigt sind, der vorzugsweise im rechten Atrium und dem rechten Ventrikel des Herzens positioniert ist, wobei das distale Ende des Katheters in der Nähe der Spitze des rechten Ventrikels angeordnet ist.
Im Vergleich zum Eintritt in die Brusthöhe, was normalerweise beim Implantieren von Epikardialelektroden der Fall ist, ist die Transthorax-Anordnung subkutaner Elektroden, wie vorstehend ausgeführt, wesentlich weniger belastend, wahrt die Unversehrtheit des Brustkorbes und des Brusthohlraums und verringert das Infektionsrisiko.
Nichtsdestoweniger können andere Implantationsstellen, wie das direkte Befestigen am Epikardgewebe, verwendet werden&sub1; um relativ große wirksame Elektrodenflächen zu verreichen, während der Komfort des Patienten bei im wesentlicher einheitlicher Verteilung der Stromdichte aufrechterhalten wird.

ZEICHNUNGEN

Zur weiteren Erläuterung der obigen und weiterer Merkmale und Vorteile wird auf die detaillierte Beschreibung und die Zeichnungen Bezug genommen; in diesen zeigen:
Figur 1 : eine Draufsicht auf eine Defibrillationselektrode, die gemäß der Erfindung aufgebaut ist;
Figur 2 : einen Schnitt längs der Linie II-II in Figur 1;
Figur 3 : einen Schnitt längs der Linie III-III in Figur 1;
Figur 4 : eine Draufsicht einer alternativen Elektrode;
Figuren 5-9 : alternative Ausbildungen für Elektrodensegmente der Elektroden;
Figur 10 : eine Draufsicht einer weiteren alternativen Ausführungsform der erfindungsgemäß gestalteten Elektrode;
Figuren 11-13: weitere alternative Ausführungsformen der Elektrode von Figur 9;
Figur 14 : eine Draufsicht einer weiteren alternativen Ausführungsform der Elektrode;
Figuren 15, 16 und 17 : eine weitere Elektrode;
Figur 18 : eine Draufsicht einer weiteren Ausführungsform der Elektrode;
Figur 19 : eine schematische Darstellung des elektrischen Feldes zwischen einer kontinuierlichen Fleckenelektrode und einer Elektrode mit Segmenten, in welcher die Segmente jedoch zu eng aneinander liegen;
Figur 20 : eine schematische Darstellung des elektrischen Feldes zwischen zwei Elektroden, die gemäß der Erfindung ausgebildet sind;
Figur 21 : eine graphische Darstellung der Intraelektrodenimpedanz als Funktion des Abstandes zwischen benachbarten Segmenten einer jeden Elektrode für Elektroden mit zwei bis vier Segmenten; und
Figuren 22, 23 und 24 : eine schematische Darstellung alternativer Implantationsmethoden für Defibrillationssysteme, welche Elektroden gemäß der Erfindung verwenden.

DETAILLIERTE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN

Wie aus den Zeichnungen ersichtlich, ist in Figur 1 eine Defibrillationselektrode 16 mit drei parallelen und be abstandeten Elektrodensegmenten 18, 20 und 22 gezeigt. Jedes Segment hat eine Länge (L in der Figur), welche wesentlich länger als seine Breite (B) ist, wobei beispielsweise die Länge 30 cm bei einer Nennbreite von vorzugsweise etwa 0,5 mm ist. Im allgemeinen sollte die Brei te innerhalb eines Bereiches von 0,25 - 5 mm sein. Benachbarte Segmente sind mit einem Abstand (D) beabstandet, der wesentlich größer als die Nennbreite ist, beispielsweise 3 cm. Dieser Mitte-zu-Mitte-Abstand sollte wenigstens 1,5 cm sein und überschreitet vorzugsweise nicht 30 cm.
Die Elektrodensegmente 18, 20 und 22 sind an dem jeweils ersten Ende an einem distalen Endabschnitt 24 einer elektrischen Leitung 26 befestigt. Die Leitung leitet elektrische Impulse zu den Elektrodensegmenten von einem (nicht gezeigten) Impulsgenerator, der am proximalen Ende der Leitung angekoppelt ist. Die Leitung 26 trägt am distalen Ende strukturell die längsgerichteten Elektrodensegmente in der gezeigten, in Querrichtung beabstandeten Ausgestaltung.
Der elektrisch leitende Abschnitt der Leitung 26 ist von einer elektrisch isolierenden Abdeckung oder Umhüllung 28 umgeben, die vorzugsweise aus einem körperkompatiblen Polymer hergestellt ist, beispielsweise einem medizinischen Silikongummi oder Polyurethan. Wie aus Figur 2 ersichtlich, enthält die Leitung einen zusammengesetzten Leiter, der auf einem Kern 30 aus Silber besteht, der von einem Rohr 32 aus rostfreiem Stahl umgeben ist. Diese Art eines zusammengesetzten Leiters ist als gezogenes gefülltes Rohr (DFT) einer MP35N (Markenname) Legierung bekannt, die von FWM Research Products of Fort Wayne, Indiana erhalten werden kann. Ferner ist eine Beschichtung 34 aus Platin über dem rostfreien Stahl aufgebracht, vorzugsweise durch Bedampfen oder einem anderen Ablagerungsprozeß. Während die Beschichtung 34 vorzugsweise aus Platin besteht, kann sie auch aus einem anderen Metall aus der Platinengruppe (beispielsweise Iridium, Ruthenium und Palladium) oder einer Legierung dieser Metalle bestehen. Die Isoliationshülle 28 ist zur Platinenschicht benachbart und umgibt diese.
Wie aus Figur 3 ersichtlich, ist der Aufbau des Elektrodensegmentes 22 (und gleichermaßen der Segmente 18 und 20) über im wesentlichen ihre gesamte Länge im wesentlichen gleich zum Aufbau des leitenden Abschnittes der Leitung 26. Die Segmente sind somit elektrisch hoch leitend. Die Platinenbeschichtung 34 schafft einen weiteren Vorteil für die Segmente, die nicht von der Isolationshülle bedeckt sind. Insbesondere verleiht die Platinenbeschichtung, wenn sie durch Dampfablagerung aufgebracht wird, eine Mikrotextur, welche die Reaktionsoberfläche der Elektrodensegmente wesentlich erhöht, um die Nahfeldimpedanz der Elektrode zu verringern (der Ausdruck "Nahfeld" impedanz bezieht sich auf die Spannungsverluste, die bei der Elektrode aufgrund chemischer und Feldeffekte auftreten). Zur weiteren Erläuterung dieses Merkmals wird auf das US-Patent 5,074,313 Bezug genommen, das dem Inhaber der vorliegenden Anmeldung zugeschrieben wurde. Die verringerte Schnittstellenimpedanz erhöht das Verhältnis der Bahnimpedanz zur gesamten Systemimpedanz, wie sie zwischen der Stimulationselektrode und der indifferenten oder Signalrückkehrelektrode gemes sen wird. Es tritt daher ein größerer Spannungsabfall quer über das Gewebe auf, wo er nützlich ist, um die gewünschte Stimulation zu verursachen, wobei proportional weniger Spannungsabfall an den Elektroden auftritt, wo er unproduktiv ist. Dies ermöglicht eine Verringerung des Gesamtpotentials oder der Impulsdauer, wobei in jedem Fall die erforderliche Energie für die Defibrillation verringert wird.
Bei einer vorgegebenen adäquaten Trennung zwischen den Segmenten 18, 20 und 22 wird die Stromverteilung einheitlicher. Um ferner irgendwelchen Stromdichtedifferentialen aufgrund von Randeffekten an den Enden der Segmente 18, 20 und 22 zu begegnen, sind an diesen Enden jeweils Schleifen 36, 38 und 40 ausgebildet. Alternativ können die Enden erweitert oder in anderer Weise vergrößert sein oder im wesentlichen von unerwünschten Konzentrationen an hohem Strom freibleiben. Derartige Vergrößerungen erleichtern auch die Implantation, da sie dazu tendieren, die Elektrodensegmente lagemäßig zu fixieren.
Da die Elektrodensegmente elektrisch einheitlich sind, empfangen und übertragen die Elektroden die Defibrillationsimpulse gleichzeitig. Die Elektrodensegmente sind genügend nahe zueinander angeordnet, um im Zusammenklang zu funktionieren, wobei sie eine effektive Fläche oder eine Phantomfläche schaffen, welche die Segmente umfaßt, wie durch die unterbrochenen Linien bei 42 gezeigt. In anderen Worten definieren die Elektrodensegmente 18, 20 und 22 eine im allgemeinen rechtwinklige Wirkungsfläche, welche eine wesentlich größere Nachgiebigkeit für Konturen und Bewegungen des Körpergewebes im Vergleich zu einer kontinuierlichen Fleckenelektrode hat. Zusätzlich leistet der Abstand zwischen den Elektroden eine wichtige elektrische Funktion durch das Erzeugen einer wesentlich einheitlicheren Stromverteilung als diejenige einer kontinuierlichen Fleckenelektrode. Fleckenelektroden haben bekannterweise Bereiche mit sehr hohen Stromdichten um ihre äußeren Ränder herum, und Bereiche mit einer niedrigen Stromdichte in der Mitte. Durch Verwenden einer segmentierten Elektrode mit Segmenten, die voneinander ordnungsgemäß beabstandet sind, können viel höhere Ströme zum mittleren Bereich der effektiven oder Phantomfläche geliefert werden, da der Strom zwischen den benachbarten Segmenten fließen kann. Dies führt zu einem einheitlicheren elektrischen Feld quer über das Herz.
Figur 4 zeigt eine Defibrillationselektrode 44 mit fünf länglichen Elektrodensegmenten 46, 48, 50, 52 und 54, wobei jedes eine bevorzugte Breite und eine wesentlich größere bevorzugte Länge aufweist, wie in Verbindung mit der Elektrode 16 beschrieben. Jedes Elektrodensegment 46- 54 ist Teil eines Drahtgittermusters 55 und erstreckt sich in Längsrichtung. Quer verlaufende Endabschnitte 56 und 57 des Musters koppeln die Segmente mit einer Leitung 58. Eine Isolationshülle 62 umgibt die Leitung 58 von der Elektrode 44 bis zum proximalen Ende der Leitung. Eine elektrisch isolierende Verstärkung 64 haltert das Gittermuster 55. Das Gittermuster ist mit einer isolierenden Schicht 66 bedeckt. Schlitze 68, 70, 72 und 74 sind in der Verstärkung 64 und der Schicht 66 zwischen benachbarten Elektrodensegmenten ausgebildet.
Figur 5 zeigt eine alternative Form eines zusammengesetzten Leiters, der als DBF (drawn braised strands - gezogene Schmorlitzen) bekannt ist, welcher von FWM Research Products, Fort Wayne, Indiana, bezogen werden kann. Wie ge zeigt, ist ein Silberkern 73 von sechs rostfreien Stahldrähten 75 umgeben. Die Struktur wird erhitzt und gezogen, um alle Drähte miteinander zu verbinden. Das Ergebnis ist ein fester, kontinuierlicher Kompositleiter, welcher aus einem Silberkern und einer äußeren Hülle oder Rohr aus rostfreiem Stahl besteht.
Figur 6 zeigt eine alternative Konstruktion für die Elektrodensegmente einer jeden Elektrode 16 oder Elektrode 44, welche eine Vielzahl von zusammengesetzten Leitern 76 in einer verdrillten Konfiguration aufweist. Jeder Leiter kann einen Silberkern innerhalb eines Rohres aus rostfreiem Stahl aufweisen, welches mit Platin beschichtet ist, wie vorstehend beschrieben ist. Alternative zusammengesetzte Leiter für Einzel- und Mehrfachdrahtanordnungen weisen ein Band oder einen Draht aus Platin oder Titan auf, welches (welcher) mit Platin plattiert ist. Der verdrillte Aufbau erhöht die Flexibilität und den Ermüdungswiderstand in den Elektrodensegmenten. Andere Alternativen umfassen geflochtene oder gestrickte Drähte.
Figur 7 zeigt einen weiteren Aufbau für die Elektrodensegmente in der Form eines gewobenen Gitters oder Schirms 78 auf einer elektrisch isolierenden Verstärkung 80. Diese Art eines Elektrodensegmentaufbaus ist insbesondere für die epikardiale Positionierung geeignet, beispielsweise mit der Elektrode 44 in Figur 4.
Eine weitere alternative Segmentausgestaltung, die in den Figuren 8 und 9 gezeigt ist, enthält einen flexiblen, elektrisch isolierenden zylindrischen Kern 82 aus Polyurethan, medizinischem Silikongummi oder einem anderen geeigneten körperkompatiblen Material. Der Kern 82 ist von einer elektrisch leitenden Spulenwicklung 84 umgeben, vorzugsweise einem Draht oder einem zusammengesetzten Kabel, wie in Figur 2 dargestellt. Der schraubenförmig gewundene Spulenleiter lietert die größte Flexibilität und den größten Ermüdungswiderstand von jeder der erläuterten Anordnungen, und wird aus diesem Grund im Fall einer direkten epikardialen Befestigung oder irgendeiner anderen Implantationsstelle bevorzugt, an der die Leitungssegmente einer kontinuierlichen oder wiederholten Muskelkontraktion oder anderen abrupten Gewebebewegungen ausgesetzt sind. Ein Nachteil relativ zu den anderen Ausführungsformen besteht darin, daß ein spiralförmiges Spulenelektrodensegment im Vergleich zu anderen Segmenten gleicher Länge einen wesentlich längeren leitenden Pfad mit einer geringeren Zugfestigkeit aufweist.
Alle alternativen Ausgestaltungen schaffen Elektrodensegmente, die hoch nachgiebig sind, und zwar zunächst in dem Sinne, daß sie sich ohne weiteres an die Konturen des Körpergewebes an der Implantationsstelle anpassen, wenn sie implantiert werden, und zweitens langfristig, da sie sich kontinuierlich an das Gewebe während Muskelkontraktionen und einer anderen Gewebebewegung anpassen.
Figur 10 zeigt eine weitere Ausführungsform einer Defibrillationselektrode 86 mit Elektrodensegmenten 88, 90 und 92, die als Zweige ausgebildet sind, sich radial oder nach außen von einer gemeinsamen Verbindung und Spannungsentlastungsfläche 94 erstrecken. Die Verbindung 94 ist am distalen Spitzenbereich einer Leitung 96 zu einem (nicht gezeigten) Impulsgenerator angeordnet und enthält einen leitenden Abschnitt, der von einer isolierenden Hülle 98 umgeben ist. Der leitende Bereich der Leitung und die Elektrodensegmente können in der vorstehend beschriebenen Weise ausgebildet sein.
Der Spannungsentlastungsabschnitt der Elektrode ist elektrisch isolierend und bedeckt Abschnitte der Segmente, wobei er freiliegende Abschnitte der Segmente übrigläßt, die voneinander beabstandet sind und eine effektive oder Phantomfläche 100 bestimmen, welche durch die unterbrochene Linie gezeigt ist. Wie vorstehend haben die Segmente 88-92 eine Nennbreite vorzugsweise von etwa 0,5 mm und sind länger als breit, beispielsweise um wenigstens einen Faktor von 5. An den freien Enden der Segmente sind entsprechende Massen oder Körper 102, 104 und 106 vorhanden. Die Körper sind aus einem elektrisch leitenden, plastisch verformbaren Material wie Platin oder Gold hergestellt und enthalten, wie aus Figur 10 ersichtlich, Schlitze 108, die geringfügig breiter als die Dicke der Segmente 88-92 sind. Jeder Körper ist auf das freie Ende seines entsprechenden Elektrodensegments aufgebracht, indem das freie Ende innerhalb des entsprechenden Schlitzes eingeführt ist und der Körper zusammengepreßt wird, um den Körper mit Reibkraft am Elektrodensegment zu befestigen. Die Körper 102-106 schaffen somit Vergrößerungen an den freien Enden der Segmente, um die Chance für hohe Stromdichten an den freien Enden zu verringern, und schaffen ein Befestigungsmittel der freien Enden.
Die Figuren 11-13 zeigen schematisch alternative Ausgestaltungen für die Elektrode 86. Insbesondere zeigt Figur 11 eine Klemme 110 zum elektrischen und mechanischen Koppeln zweier sich schneidender Kabeln 112 und 114. Das Kabel 112 ist Teil der Leitung 96, wobei ein distaler Abschnitt der Leitung das Mittelsegment 90 liefert. Die Elektrodensegmente 88 und 92 sind gegenüberliegende Abschnitte des Kabels 114. Eine Verlängerung 116 der elektrisch isolierenden Hülle 98 bedeckt die Klemme 110 und Abschnitte der Kabeln 112 und 114, wobei die Segmente freigelassen werden.
In Figur 12 erstrecken sich die Segmente 88, 90 und 92 radial von einem Klemmteil 118 am distalen Ende der Leitung 96. Alternativ ist das Segment 90 das distale Ende der Leitung, wobei in diesem Fall der Rest der Leitung, das Klemmteil 118 und Abschnitte der Elektrodensegmente mit einer isolierenden Abdeckung 119 versehen sind.
In Figur 13 befestigt das Klemmteil 118 die Elektrodensegmente 88, 90 und 92 mit dem distalen Abschnitt 120 der Leitung 96. Die isolierende Hülle 98 läßt den distalen Abschnitt 120 frei, so daß er als viertes Elektrodensegment funktionieren kann.
Figur 14 zeigt eine weitere Ausführungsform einer Defibrillationselektrode 122 mit einer Leitung 124, die ein distales Ende 126 hat, welches in einer gekrümmten, serpentinenartigen Gestalt ausgebildet ist. Eine isolierende Hülle 128 bedeckt die Leitung und läßt den distalen Bereich frei. Ferner bedeckt die Isolation gekrümmte Abschnitte der Elektrode bei 130, 132 und 134, um somit vier parallele Segmente oder Längsabschnitte 136, 138, 140 und 142 zu definieren, welche zueinander und Seite an Seite ausgerichtet sind.
Die Figuren 15, 16 und 17 offenbaren alternative serpentinenartige Elektrodenausgestaltungen, welche eine Elektrode 144 mit einem Drahtgitter oder Schirm 146 auf einer elektrisch isolierenden Verstärkung 148 aufweisen. Die Figuren und 16 zeigen einen leitenden Pfad 150 mit parallelen Elektrodensegmenten 152, 154, 156 und 158. Das distale Ende des Segments 158 ist bei 160 vergrößert, um Randeffektstromdichten gegen zuwirken.
In Figur 17 weist eine Elektrode 162 einen serpentinenartigen leitenden Pfad 164 auf, der zwischen dem Paar im allgemeinen rechtwinkliger, elektrisch isolierender Schichten 166 und 167 ausgebildet ist. Eine Serpentinenöffnung in der Schicht 166 legt einen Teil einer Drahtgitterschicht 168 frei. Schlitze in den Flecken bei 170, 172 und 174 ermöglichen es, daß sich der Fleck an die Implantationsstelle anpaßt. Ausgewählte Teile des leitenden Pfads können, falls erwünscht, mit einer Isolation abgedeckt sein, um lediglich parallele Segmente freizulassen.
Figur 18 offenbart eine weitere Ausführungsform einer Defibrillationselektrode 176, bei welcher ein einziger leitender Pfad 178 am distalen Ende einer Leitung 180 zu einer Spirale ausgebildet ist. Der Pfad kann ein beschichtetes zusammengesetztes Kabel, wie vorstehend beschrieben, mit einer ähnlichen Nennbreite in radialer Richtung sein. Die Ganghöhe der Spirale, d.h. der radiale Abstand (D) zwischen benachbarten Bögen in der Spirale ist vorzugsweise etwa 3 cm. Die effektive Elektrodenfläche schließt somit den äußersten Bogen der Spirale ein, wie durch die unterbrochene Linie bei 182 angegeben. Die Spirale enthält wenigstens zwei komplette Windungen oder Längsabschnitte, wie gezeigt, wobei jede Windung ein bogenförmiges Elektrodensegment bildet, um entsprechende radial nach innen und nach außen gerichtete Segmente 184 und 186 zu bilden.
Unabhängig von der besonderen Ausführungsform liefern die erfindungsgemäß ausgebildeten Elektroden eine wesentlich größere effektive oder Phantomfläche, als früher für implantierbare Defibrillationselektroden gängig war. Ein Grund hierfür ist der Abstand zwischen benachbarten Elektrodensegmenten, was zu nachgiebigeren Elektroden führt, und zwar im Sinne eines Anpassens an die Konturen im Körpergewebe als auch "dynamisch" hinsichtlich der Reaktion auf Muskelkontraktionen und eine andere plötzliche oder schnelle Gewebebewegung, wobei praktisch kein Ermüdungs risiko besteht. Ein weiteres Merkmal, das die große Größe zuläßt, sind die hoch leitfähigen Elektrodensegmente und das distale Ende der Leitung oder ein weiteres Merkmal, wodurch die Elektrodensegmente elektrisch gekoppelt sind. Dies stellt einen akzeptablen niedrigen Spannungsgradienten über sogar relativ große Elektroden sicher.
Wie vorstehend erwähnt, führt eine große, jedoch segmentierte Elektrodenstruktur zu einer wesentlich gleichförmigeren Stromverteilung im Vergleich zu üblichen kontinuier lichen Fleckenelektroden. Figur 19 zeigt schematisch in unterbrochenen Linien den Stromfluß zwischen einer kontinuierlichen Fleckenelektrode 187 und einer Elektrode, die aus parallelen, beabstandeten Drähten oder Segmenten 189 besteht. Benachbarte Segmente 189 sind ziemlich nahe aneinander angeordnet, beispielsweise voneinander mit einem Abstand von etwa 5 mm beabstandet. Aufgrund der niedrigen Impedanz zwischen benachbarten Segmenten 189 gibt es praktisch keine Potentialdifferenz zwischen diesen Segmenten und dem dazwischen liegenden Gewebe. Der größte Teil des Stromflusses ist längs der Endsegmente 189 vorhanden und es tritt nur wenig in der Nähe der dazwischen liegenden Segmente oder zwischen den Segmenten auf. Infolgedessen liefert die aus den Segmenten 189 gebildete Elektrode ganz ähnlich wie die Elektrode 187 eine uneinheit liche Stromverteilung mit einer sehr hohen Stromdichte an den äußeren Rändern und einer niedrigen Stromdichte längs des Mittelbereiches.
In Figur 20 führt der Stromfluß zwischen zwei Elektroden mit entsprechenden Segmenten 191 und 193 zu einer wesentlich gleichförmigeren Stromdichte über jede Elektrode. Wiederum ist der Stromfluß in unterbrochenen Linien dargestellt und zeigt die Bedeutung eines ausreichenden Abstandes zwischen benachbarten Elektrodensegmenten. Insbesondere sind die Segmente der Elektroden 191 und 193 voneinander mit einem ausreichenden Abstand für dazwischen liegendes Gewebe beabstandet, um eine bedeutende elektrische Impedanz zwischen benachbarten Elektrodensegmenten zu schaffen. Jedes Segment 191 und 193 einschließlich der dazwischen liegenden Segmente reagiert somit auf das Gegenüberliegende des Elektrodenpaars und läßt Stromdichten über die mittleren Bereiche dieser Elektroden zu, die im wesentlichen gleich zu den Stromdichten an ihren Rändern sind.
Figur 21 zeigt das Verhältnis zwischen dem Abstand zwischen Spulen oder benachbarter oder paralleler Elektrodensegmenten und der Impedanz für Gruppen von zwei, drei und vier Segmenten, wie bei 195, 197 bzw. 199 gezeigt. In allen Fällen ist die Impedanz am höchsten, wenn benach barte Segmente am nächsten zusammen sind. In allen Fällen verringert ein vergrößern des Abstandes von 1 cm auf die bevorzugten 3 cm die Impedanz, und die Fälle zeigen eine weitere Verbesserung, wenn der Abstand über 3 cm hinaus vergrößert wird. Für jeden ausgewählten Abstand liefert die Viersegmentelektrode die niedrigste Impedanz, was nicht überraschend hinsichtlich der Tatsache ist, daß größere Elektroden im allgemeinen eine niedrigere Impedanz aufweisen.
Es wurde somit entdeckt, daß die Elektrodenleistung wesentlich hinsichtlich einer verringerten Impedanz sowie der Gleichförmigkeit des elektrischen Feldes verbessert wird, wenn der Abstand zwischen benachbarten Segmenten wenigstens 1,5 cm ist. Die obere Grenze des Abstandes ist weniger strikt und ist eher von physischen (Größe und Patientenkomfort) Beschränkungen als von elektrischen Leistungsbeschränkungen abhängig. Innerhalb dieser Grenzen hängt der optimale Abstand von den verwendeten Materialien und der beabsichtigten Implantationsstelle ab. Im allgemeinen hat sich jedoch ein Abstand von 3 cm zwischen benachbarten Elektrodensegmenten als zufriedenstellend gezeigt.
Figur 22 zeigt schematisch ein implantiertes Defibrillationssystem mit beabstandeten Elektroden 188 und 190, die beispielsweise gleich zur Elektrode 16 ausgebildet sind. Das Defibrillationssystem weist ferner einen Impulsgenerator 192 und Leitungen 194 und 196 auf, welche den Impulsgenerator mit den Elektroden 188 bzw. 190 verbinden. Beide Elektroden sind subkutan und außerhalb des Brustkorbes im Brustbereich angeordnet. Die Elektroden befinden sich auf gegenüberliegenden Seiten des Herzes 198. Insbesondere ist die Elektrode 188 auf der linken Seite und vor dem Herz angeordnet. Die Elektrode 190 ist hinter dem Herz und auf der rechten Seite des Herzes angeordnet. Eine derartige über den Brustkorb gehende Aufbringung von Defibrillationsimpulsen erfordert Elektroden mit einer großen Oberfläche, die erfindungsgemäß durch die beabstandeten Elektrodensegmente einer jeden Elektrode erreicht wird. Der Impulsgenerator 192 ist ebenfalls vor dem und auf der linken Seite des Herzes 198 unterhalb der Elektrode 188 befestigt. Der Impulsgenerator kann eine Schaltung zum Abfühlen der elektrischen Herzaktivität aufweisen, wobei in diesem Falle die Elektroden 188 und 190 sowohl zum Abfühlen einer derartigen Aktivität wie auch zum Abgeben von Defibrillationsimpulsen verwendet werden.
Figur 23 offenbart ein Defibrillationssystem, bei welchem eine erfindungsgemäß ausgebildete Elektrode 200 mit einem Defibrillationsimpulsgenerator 202 über eine Leitung 204 verbunden ist. Eine weitere Elektrode 206, die ebenfalls erfindungsgemäß ausgebildet ist, ist direkt auf dem Epikardgewebe aufgebracht. Die Elektrode 200 ist innerhalb des Brustkorbes 207 angeordnet und kann innerhalb des Brusthohlraumes vorgesehen werden, falls gewünscht. Die Stimulation tritt quer über das Herz auf, wobei die Elektrode 200 auf der linken Seite des Herzes und die Elektrode 206 am rechten Ventrikel angeordnet sind.
Die Figur 24 zeigt ein Defibrillationselektrodensystem mit einer Elektrode 208, die wie in Figur 22 vor dem und auf der linken Seite des Herzes 210 angeordnet ist. Eine zweite Elektrode 212 ist als Spule in der Nähe des distalen Endes eines Intravaskularkatheters 214 im rechten Atrium vorgesehen und endet an der Spitze des rechten Ventrikels.
Unabhängig von der Implantationsstelle liefern die erfindungsgemäß ausgebildeten Elektroden relativ große (im Bereich von 100-300 cm²) wirksame Flächen und passen sich ohne weiteres den Konturen und Kontraktionen oder einer anderen Bewegung des Körpergewebes an. Die engen Elektrodensegmente sind mit Endschleifen oder anderen Vergrößerungen versehen, um hohen Stromdichten aufgrund von Randeffekten zu begegnen und für eine Befestigung zu sorgen. Die vorhandenen Leitungsausgestaltungen ermöglichen ferner eine subkutante Implantation außerhalb des Brustkorbes mit einer effektiven Defibrillationsenergieerzeugung aufgrund großer virtueller Größen, basierend auf den Phantomflächen, welche die Elektrodensegmente umfassen.

Claims

1. Körper implantierbare gewebestimulierende Elektrodenanordnung (16, 86, 122, 176), welche aufweist: eine längliche, elektrisch leitende Leitung (26) mit einem proximalen Endbereich und einem distalen Endbereich (24); und

eine Elektrode mit einer Vielzahl von nachgiebigen, elektrisch leitenden Elektrodensegmenten (18, 20, 22) und einer Verbindungseinrichtung (24) zum Koppeln der Segmente am distalen Endbereich der Leitung zum im wesentlichen gleichzeitigen Empfang von gewebestimulierenden elektrischen Impulsen von einer Impulserzeugungseinrichtung am proximalen Ende der Leitung, wobei jedes Elektrodensegment (18, 20, 22) eine Nennbreite und eine Länge hat, die wesentlich länger als die Nennbreite ist, wobei die Elektrodensegmente derart beabstandet und Seite an Seite angeordnet sind, daß jedes Elektrodensegment über den größten Teil seiner Länge von jedem anderen Elektrodensegment mit einem Abstand von wenigstens 1,5 cm beabstandet ist, wobei die Elektrodensegmente beim Empfang der gewebestimulierenden Impulse zusammenwirken, um eine effektive Elektrodenfläche (42) zu definieren, welche alle Elektrodensegmente einschließt und eine Breite von wenigstens 1,5 cm hat, und wobei die Elektrodensegmente nicht aus einem Drahtgeflecht gebildet sind.

2. Anordnung nach Anspruch 1, wobei: die Elektrodensegmente (18, 20, 22) linear und parallel zueinander beabstandet sind.

3. Anordnung nach Anspruch 2, wobei: die Elektrodensegmente (18, 20, 22) sich in Längsrichtung erstrecken und die Verbindungseinrichtung (24) einen distalen Bereich (24) der Leitung (26) umfaßt, der mit den entsprechenden ersten Endabschnitten der Elektrodensegmente längs des distalen Bereiches verbunden ist.

4. Anordnung nach Anspruch 3, welche ferner enthält: eine elektrisch isolierende Schicht (28), welche den distalen Endbereich der Leitung abdeckt.

5. Anordnung nach Anspruch 3, welche ferner enthält: einen länglichen, elektrisch leitenden und sich in Querrichtung erstreckenden Kopplungspfad (24), der mit den entsprechenden zweiten und gegenüberliegenden Endabschnitten der Elektrodensegmente (18, 20, 22) verbunden ist.

6. Anordnung nach Anspruch 5, welche ferner enthält: eine elektrisch isolierende Schicht (28), welche den distalen Endbereich (24) der Leitung und den Kopplungspfad abdeckt.

7. Anordnung nach Anspruch 1, wobei: jedes Elektrodensegment (22) wenigstens ein elektrisch leitendes Kabel mit einem leitenden Silberkern (30) inner halb eines leitenden Metallrohres (32) aufweist, und eine Schicht (34), welche das Rohr bedeckt und im wesentlichen aus einem oder mehreren der folgenden besteht: Platin, Iridium, Ruthenium und Palladium.

8. Anordnung nach Anspruch 7, wobei:

jedes Elektrodensegment (22) eine Vielzahl der Drähte (76) enthält, die in einer verdrillten Ausgestaltung zusammengewickelt sind.

9. Anordnung nach Anspruch 7, wobei:

jedes Elektrodensegment (22) einen flexiblen, elektrisch isolierenden zylindrischen Kern (82) und wenigstens einen elektrisch leitenden Draht (84) aufweist, der in einer spiralförmigen Spule um den zylindrischen Kern herum gewickelt ist.

10. Anordnung nach Anspruch 1, wobei:

jedes Elektrodensegment (88, 90, 92) sich radial nach außen von einer gemeinsamen Verbindung (94, 118) erstreckt.

11. Anordnung nach Anspruch 10, wobei:

ein einziger elektrisch leitender Pfad das erste und zweite der Elektrodensegmente (90, 92) bildet, und ein drittes Segment (88) mit dem Mittelpunkt (118) des elektrisch leitenden Pfads verbunden ist.

12. Anordnung nach Anspruch 10, wobei:

ein erstes Elektrodensegment (136) als ein distaler Endbereich (126) der Leitung (124) ausgebildet ist, und die übrigen Elektrodensegmente (138-142) mit dem distalen Endbereich (126) des ersten Segments (136) verbunden sind.

13. Anordnung nach Anspruch 12, welche ferner enthält: eine elektrisch isolierende Schicht (128), die im wesentlichen die Leitung (124) abdeckt, jedoch den distalen Endbereich frei läßt.

14. Implantierbare Leitungen nach Anspruch 1, wobei: die Segement (136-142) Abschnitte eines einzigen leitenden Drahtes umfassen.

15. Anordnung nach Anspruch 14, wobei:

der leitende Pfad den distalen Bereich der Leitung umfaßt.

16. Anordnung nach Anspruch 15, welche ferner enthält:

eine elektrisch isolierende Schicht, die im wesentlichen die Leitung abdeckt, während sie den distalen Endbereich frei läßt.

17. Anordnung nach Anspruch 15, wobei:

der distale Endbereich der Leitung serpentinenartig ausgebildet ist, wobei diese Segemente (136-142) parallel und Seite an Seite zueinander ausgerichtet sind.

18. Anordnung (176) nach Anspruch 15, wobei:

der distale Endbereich spiralförmig ausgebildet ist.

19. Anordnung nach Anspruch 1, wobei:

die Segmente (18-22, 88-92) entsprechende freie Enden haben und eine Einrichtung (38-40, 102-106) an den entsprechenden freien Enden zum Verringern der Stromdichte enthalten.

20. Anordnung nach Anspruch 19, wobei:

die Einrichtung (36-40) an den jeweiligen Enden eine Schleife enthalten, die an jedem der freien Enden ausgebildet ist.

21. Anordnung nach Anspruch 19, wobei:

die Einrichtung (102-106) an den entsprechenden Enden einen Lappen enthält, welcher eine Vergrößerung an jedem der freien Enden bildet.

22. Anordnung nach Anspruch 19, wobei:

die Einrichtung (102-106) an den entsprechenden Enden einen elektrisch leitenden Körper enthält, der an jedem der freien Enden befestigt ist.

23. Körperimplantierbares Defibrillationssystem, welches enthält:

einen Defibrillationsimpulsgenerator (192);

eine erste Defibrillationselektrode (188), die wenigstens in der Nähe des Thoraxbereiches implantierbar ist, wobei die erste Elektrode gemäß Anspruch 1 ausgebildet ist, wobei die leitende Leitung (26) eine erste Kopplungseinrichtung (194) schafft, welche die erste Defibrillationselektrode (188) und den Defibrillationsimpulsgenerator (192) elektrisch verbindet;

eine zweite Defibrillationselektrode (190), welche wenigstens in der Nähe des Thoraxbereiches implantierbar und von der Defibrillationselektrode (188) beabstandet ist; und

eine zweite Kopplungseinrichtung (196), welche den Defibrillationsimpulsgenerator (192) und die zweite Elektrode (190) elektrisch verbindet.

24. Defibrillationssystem nach Anspruch 23, wobei:

die zweite Elektrode (190) im rechten Atrium und dem rechten Ventrikel des Herzens positionierbar ist, wobei ihr distales Ende in der Nähe der Spitze des rechten Ventrikels angeordnet ist.

25. Defibrillationssystem nach Anspruch 24, wobei:

die erste Defibrillationselektrode (188) zur Befestigung am Epikardgewebe angepaßt ist.

26. Defibrillationssystem nach Anspruch 24, wobei:

die erste Defibrillationselektrode (188) innerhalb des Brustraums auf der linken Seite und vor dem Herz anordenbar ist.

27. Defibrillationssystem nach Anspruch 24, wobei:

die erste Defibrillationselektrode (188) am Brustbein anordenbar ist.

28. Defibrillationssystem nach Anspruch 24, wobei:

die erste Defibrillationselektrode (188) für die subkutane Positionierung in der Nähe des Brusthohlraumes und außerhalb des Brustkorbes auf der linken Seite und vor dem Herz angepaßt ist.

29. Defibrillationssystem nach Anspruch 23, wobei:

die zweite Elektrode (190) einen Aufbau hat, der im wesentlichen identisch zu demjenigen der ersten Defibrillationselektrode (188) ist, und wobei die erste und zweite Defibrillationselektrode für die subkutane Positionierung in der Nähe des Brusthohlraumes außerhalb des Brustkorbs und auf gegenüberliegenden Seiten des Herzens angepaßt ist.

30. Defibrillationssystem nach Anspruch 29, wobei:

die erste Defibrillationselektrode (188) auf der linken Seite und vor dem Herz positionierbar ist, und die zweite Defibrillationselektrode (190) auf der rechten Seite und hinter dem Herz positionierbar ist.

31. Defibrillationssystem nach Anspruch 23, wobei:

der Defibrillationsimpulsgenerator (192) eine Schaltung zum Abfühlen der elektrischen Herzaktivität aufweist, und die erste Defibrillationselektrode (188), wenn sie keine Defibrillationsimpulse empfängt, zusammen mit der Schaltung die elektrische Herzaktivität abfühlen kann.

32. Körperimplantierbares Defibrillationssystem, welches enthält:

eine Elektrodenanordnung nach Anspruch 1;

eine Defibrillationsimpulserzeugungseinrichtung (192), die mit dem proximalen Ende der Leitung gekoppelt ist; und wobei

die Elektrode (176) eine Nennbreite und eine Länge hat,

die wenigstens das Zehnfache ihrer Nennbreite ist, wobei die Elektrode gekrümmt ausgebildet ist, wobei eine Vielzahl von Längenabschnitten (184, 186) der Elektrode in einer Seite-an-Seite-Ausrichtung und im wesentlichen parallel beabstandet angeordnet sind, wobei die Trennung zwischen benachbarten Längenabschnitten in einer Richtung senkrecht zu den Längenabschnitten wenigstens 1,5 cm ist.

33. Anordnung nach Anspruch 32, wobei:

die Elektrode in einer serpentinenartigen Ausgestaltung angeordnet ist, und die Längenabschnitte linear und Seitean-Seite angeordnet sind.

34. Anordnung nach Anspruch 32, wobei:

die Elektrode (176) in einer spiralförmigen Ausgestaltung angeordnet ist, wobei jeder Längenabschnitt (184, 186) einen bogenförmigen Abschnitt der Spirale umfaßt.

35. Anordnung nach Anspruch 32, wobei:

die Nennbreite höchstens 2,5 cm ist.